JPH05509022A - 血液抽出および再注輸流量制御システムならびに方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】

血液抽出および再注輪流量制御システムならびに方法

【発明の背景】

１、発明の分野 本発明は生活被験体適応血液流量制御システムに関し、そしてより詳細には血漿 除去操作血液流量制御システムであって、各ドナーまたは患者について実際の被 験者データから個別に決定された流量制御曲線に従って血液の流速を制限および ／または変更することによって血液流量を最適とするものに関する。更に、詳細 には本発明は血管からの血液取り出し／再注輸の速度を＃ｊｍかつ最適化し、そ れによって（血液取り出し過程における）閉塞性中断（たとえば、静脈の潰れま たはチュービングの潰れ）の頻度および／または過激さを軽減するための改良さ れた血液流量Ｍａｌｌｌシステムに関する。 ２、従来技術の検討 血液収集システムおよびアフェレシス（ａｐｈｅｒｅｓｉｓ）システム、たとえ ば血漿除去操作、血小板フェレシス、治療的な血漿交換または処理等と共にその 他のシステムも知られており、これらは生活被験体からまたは生活被験体への体 液の抽出または再注輪を必要とするものである。その被験体は代表的には生活状 態のヒトまたは動物被験体であるが、またそれは死骸であってもよい。血漿除去 操作システムの場合には、全血が被験体から抽出され、血漿は全血か分離され、 そして全血より一層高い血球濃度を有する抽出生成物を被験者に対し再注輪復帰 させる一方、分離された血漿は保持かつ所望の目的に関して使用される。屡々、 選択された容量の食塩水またはその他の液体が被験者に再注輪されて全血から分 離された血漿の容量を置換する。 処理装置の利用を最適化し、かつ人員をサポートし、そして被験者に対する不都 合および不快さを最小とするために、出来る限り迅速に体液を取り出し、あるい は再注輪するのが望ましいことは屡々ある。しかしながら、流速に対する生理学 的制約は如何に迅速にポンプ送りを進行させ得るかに関して実用上の規制を強い るものである。 抽出の間に、もしポンプ送り速度が静脈であって、その中に静脈切開術用針また はカテーテルが挿入されるものの流量キャパシティーを超えると、静脈内圧力は 略大気圧未満に低下することになり、そして静脈の側壁は大気圧下で潰れる。 この種の静脈の潰れが発生すると、血液の流れが静脈内圧力を大気圧を超えるポ イントに回復させ、その結果静脈の潰れた部分を再充填するまで血液ポンプを停 止または大幅に速度ダウンさせねばならない。 多くの場合、静脈が針の周りで潰れると、その針の端部は静脈の側壁に対して押 し付けられることになる。これが起こると、針は屡々針およびチュービング内の 負圧であって、突然の閉塞に続いて発現する可能性のあるものによって静脈の側 壁内に埋め込まれるようになるか、あるいは静脈壁に関しシールされることにな る。それで、たとえ前に潰れた静脈が血液で再充填されたとしてもその針は埋め られたままである。その結果、可成り余分な時間遅れを費やしてその針を取り除 き、そして再配置することを要する可能性がある。 再注輪は抽出とは若干異なった流速問題を提示する。再注輪の間に、もしポンプ 送りの流速が静脈流量キャパシティーを上回ると、静脈切開術用針は静脈を屈服 させるか、あるいは静脈が膨張するか、または破裂したり、周囲の組織内に漏洩 すらするまで静脈内圧力が増大する。これは望ましくない血腫を生成する。 血管から血液を抽出してもよい最も望ましい速度を予報することは困難である。 それは脈管内の流速および容量が被験者から被験者へと大幅に変動するからであ る。与えられた被験者に関してすら、脈管内流速キャパシティーは与えられた時 間に関して大幅に変動する可能性がある。血液を末梢静脈（たとえば、前肘窩の 表在性静脈）から取り出す場合、生理学的変数および／または血管を取り囲む筋 肉の収縮／弛緩における変化に起因して末梢静脈を経由する血液流量における瞬 間瞬間の変動を観察することが出来る。静脈を経由する血液流の相関的連続性を 維持する努力に際して、通常は取り出し部位の近傍で手をもって保持された対象 物を圧搾することによって血液取り出し工程の間の交互に起こる筋肉の収縮／弛 緩にドナーを噛み合わせることを要するのが通常のブラクチスである。しかしな がら、もし対象物を圧搾するに際してドナー／被験者の絶え間ない努力が不足す るか、あるいはもしドナーが対象物を間欠的な期間のみ圧搾すると、血液取り出 し工程の間末梢静脈内の血液流量において過度の変動を生ずる可能性がある。 針に近接する流路圧力を感知することによるポンプ血液流速を最適化する試みは 当てにならない。それは針を横切る圧力降下は流速、ヘマトクリット法依存血液 粘度および針寸法パラメータによって顕著に変動するからである。従って、最適 値または大部分の被験者の血液流量キャパシティー内で良好であると知られてい るポンプ送り速度より　かに低い重力駆動流速に頼るのは一般的である。これは 最適流速より　かに低い可能性がある。 血漿除去操作システムが体液を受け、かつ復帰させるための貯蔵器として機能す る一つのアレンジメントがＬａｔｈａｍ、　Ｊｒの米国特許第４，０８６，９２ ４号「血漿除去操作装置（Ｐｌａｓｍａｐｈｅｒｅｓｉｓ　Ａｐｐａｒａｔｕｓ ）中に記載されている。このシステムにおいて、抽出は静脈圧および重力未満で 行われる。血漿除去操作システムに関して複数速度（ｍｕｌｔｉ−ｒａｔｅ）血 液ポンプが加速または減速されてこの流速に整合する。再注輪は予め定められた 速度において比較的低い速度条件に設定された血液ポンプをもって行われる。 一層能力のある血液流量制御システムがＰＲＩＮＣＥ、　ＥＴ　ＡＬ、の米国特 許第４．６５７．５２９号であって、ここにおける−膜層受人（ｃｏｍｍｏｎ　 ａｓｓｉｇｎｅｅ）に対して譲渡された特許中に開示されている。本システムに ついてそうであるように、先行特許中に開示されたシステムはプログラムされた ディジタルプロセッサを利用して流路内の感知された液体圧力に基づいて血液流 量を調整する。流速、すなわちポンプ速度が調整されて静脈閉塞の回避と一致す る最大流速を達成する。このシステムは従来の血液流量制御システムを超える顕 著な改良を提供するが、システムの作動範囲を拡張して非常に低い、また高い血 液流量被験者に適合させるために、更に一層の改良が有用であることを経験は示 している。更に、特許された血液流量制御システムが各被験者に関し、最適速度 に達する一方、その最適速度に到達する過程における閉塞の回数ならびに可能性 を減少させるものである、その速度を増大させることが望ましい。付加的に、成 る種のシステムにおいては２本の針を用いることが望ましく、一方は抽出用そし てもう一方は再注輸用に供されるものとする。（異なったサイズを有するであろ う）これらの針のそれぞれを較正し、そして針を経由して取り出され／注輪され る液体（たとえば、全血、食塩水、血球コンセントレート）の粘度における知ら れた影響変動値に従ってこの制御システムを調節することが望ましい。特許され たシステムのような血液流量制御システムの高い使用率（約ａｏｏ、ｏｏｏ処理 ／月と概算される）に鑑みて、この種の処置に伴う懸念を減少させ、かつ通常の 作動日の間に各システムが完了する処理の回数を増加させることを含めて顕著な 医学的および商業的価値を有する血液流量制御システムの領域および速度におい て、この種のシステムは有利である。

【発明の要旨】

本発明は適応可能に制御された流速において人体から液体を取り出し、および／ または注輪するためのシステムを含んで構成される。 本発明の広範な特徴によれば、多様な供給源、たとえば血管から液体、たとえば 血液を取り出すための方法およびシステムが提供される。このシステムは第一の 液体流路によって血管に流動可能に連結された液体貯蔵器を含んで構成される。 第一液体流路を経由して血管から液体貯蔵器へ血液をポンプ送りするためのポン プが提供される。圧力センサは第−液体流路内の圧力を感知するために設けられ ており、そして流速センサは第−液体流路内の流速を感知するために設けられて いる。流速制御システムは感知された圧力および感知された流速を受け、かつ処 理するために、そして圧力および流速における感知された変化に従ってポンプに 対し流速制御信号を提供する。本制御システムは一般的にプログラムさね〜そし て下記のような本発明方法の工程を遂行するようにされている。 （ａ）最大流速リミットのセツティングを受け、かつ記憶する、（ｂ）規制を伴 うことなく第一流路を経由して自由に取り出される血液についての流速対圧力関 係を定義する標準の流速／圧力曲線を記憶する、（Ｃ）前記標準流速／圧力曲線 に関連し、かつそれを下回る制御曲線を計算する、 （ｄ）前記最大流速リミットを下回る当初適応流速リミットを確立する、（ｅ） 第一回のポンプ送り出し期間の間に前記当初適応流速リミットにおいて血液をポ ンプ送り出しさせるために前記ポンプに信号を送る、（ｆ）直前のポンプ送り出 し期間を通じて流路内の圧力が制御曲線を上回った侭であるかどうかを決定し、 もしそうであれば、所定の増分量だけ適応流速リミットを増加させ、そしてその 後次回のポンプ送り出し期間の間にその時の最新の適応流速リミットにおいて血 液をポンプ送り出しさせるためにポンプに信号を送る、 （ｇ）第−流路内の圧力が直前のポンプ送り出し期間の間に制御曲線を下回った かどうかを決定し、もしそうであればポンプに信号を送って血液の流速を第一路 内の圧力が前記制御曲線に関して安定化される地点に速度ダウンさせ、そしてそ の後成る回の安定化ポンプ送り出し期間の間この種の安定化流速におけるポンプ 送り出しを維持する。 付加的に、その回の安定化期間が完了した後、前記制御曲線に対する安定化点が その時の最新の適応流速リミット（たとえば、約２乃至２０ｍ１／分未満、そし て好ましくは現存する適応流速リミットを下回る約５ｍｌ／分未満の「ターゲッ ト流速帯域」）を下回る所定の距離を上回っているかどうかを決定するために制 御装置をプログラムすればよい。もし、安定化点がその時の最新適応流速リミッ トを下回るこの種の所定距離を上回っていれば、制御装置はその適応流速リミッ トを所定の減分量（たとえば、５ｍｌ／分）だけ下降させることになる。その後 、このシステムはこの種の減少させた適応流速リミットにおける成る回のポンプ 送り出し期間を実行し、そしてその後もし、検出された前閉塞性状態が一時的な 非持続性の性向を有するものであれば、その流速を引き続いて進行させるように 、上述した如く工程（ｆ）および（ｇ）を反復することになる。その後、制御装 置は適応流速リミットをもう一度増加させるためにプログラムし、そしてその後 第−流路内の感知した流速および圧力に従って上記工程（ｆ）および（ｇ）を反 復することによってポンプに信号を送って新しい、増加させた適応流速リミット において血液をポンプ送りすればよい。 更にこの上、本発明に従って制御システム（たとえば、コンピュータ）は更にプ ログラムされて、第−流路内の圧力の変化率（たとえば、時間に対する圧力の１ 個以上の導関数（ｄ　ｐ／ｄ　ｔまたはｄｐ２／ｄｐ２））を算出し、かつモニ ターすることが出来る。次いで、流路内の圧力ダイナミックスが流路を妨げる閉 塞または血管の潰れを示すと、この制御システムは圧力の変化率（たとえば、導 関数）を分析して決定することになる。この種の圧力ダイナミックスが流路を妨 げる閉塞または血管の潰れを示すポイントは経験的におよび／または経験的にも たらされたデータに基づいて明確に定めることが可能である。また、各種の数学 的信号状態調節法（ｍａｔｈｅｍａｔｉｃａｌ　ｓｉｇｎａｌ　ｃｏｎｄｉｔｉ ｏｎｉｎｇ　ｐｒｏｓｓｅｓ）　（たとえば、整合フィルター、相関フィルター および／または包旋状整合フィルター関数（ｃｏｎｖｏｌｕｔｅｄ　ｍａｔｃｈ ｅｄ　ｆｉｌｔｅｒ　ｆｕｎｃｔｉｏｎ（ｓ））による圧力信号の分析）を利用 して、信頼性および再現性を最適化するであろう態様において圧力関数（たとえ ば、ｐ、ｄｐ／ｄｔおよび／またはｄｐ２／ｄｔ２）を組み合わせることが出来 、これによって妨害性閉塞および／または血管の潰れを予報することが出来る一 方、システムまたはヒト被験者の異常な動作または運動あるいはその他の原因か らもたらされるような電気的ノイズまたはその他のノイズに起因するシステムの 不正確な、または人為的なトリガリング（ｔｒｉｇｇｅｒｉｎｇ）に関する影響 を最小とするものである。この種のフィルターを信号特性に「整合」させ、そし てノイズ特性に「不整合」とすることが出来る。流路内の圧力ダイナミックスが 妨害性閉塞または静脈圧潰を表示して、それを確認すると、制御装置はポンプに 対し矯正信号を提供（たとえば、ポンプに信号を送って血液のポンプ送り出しを 停止させる）し、そしてその後ポンプの流速を、流路内の圧力が安定状態（たと えば、制御曲線上）制御曲線において、もしくはその近傍において安定するであ ろうポイントに減少させることになる。更に、その適応流速を下方ポイントに減 分させ、そしてその後工程（ｆ）および（ｇ）を反復して、直ちにシステムおよ び被験者を再度問題にしくｒｅｃｈａｌｌｅｎｇｅ）　、先の前閉塞事態の検出 にも拘らず一層高い血液取り出し速度を維持する。 その上更に、本発明によれば適応流量制御システムを付加的に液体の注輪および ／または血液構成物質の再注輪に適用することが出来る。通常、本発明の適応流 速制御方法およびシステムは、上記したような血液取り出し手順に対し適用され たのと同じ態様で注輪／再注輸に適用される。「単−針」手順であって、単一の 流路を経由して液体が交互に取り出され、かつ注輪されるものにおいて、注輪／ 再注輪制御曲線は取り出し制御曲線を確立するために用いられる（すなわち、先 にもたらされた標準化流量曲線に基づく）同一データを基礎として確立される。 しかしながら、液体注輪／再注輪中の僅かにオーバーした加圧は取り出し中より 一層受は入れ可能であるが故に、および更に注輪／再注輪される液体の粘度は先 に取り出された血液のそれとは典型的に異なっているが故に注輪／再注輸制御曲 線は予め定められた圧力調節因子（たとえば、４８ｍｍ、Ｈｇ）だけ上方に調節 または「移転」せしめられる。更に、注輪／再注輪制御曲線の勾配は勾配調節因 子により調節されて、注輪／再注輪される液体と全血またはその他の液体であっ て、これから最初に制御曲線がもたらされたものとの間の粘度における知られた 、または予期された差異を修正または補整することが出来る。たとえば、全血が 取す出さね、そしてセルコンセントレート（血球＋少量の血漿）が再注輪される アフェレシスにおいては、再注輪制御曲線の勾配に約−２，０の勾配矯正因子を 乗ずればよい。再注輪制御曲線勾配の勾配におけるこの種の改変は全血に対置さ れるセルコンセントレートについての圧力／流量ダイナミックスにおける相違を 実質的に説明するために決定される。適用可能な勾配矯正因子はへマドクリット および／または液体粘度を測定するためのあらゆる現在知られた、または今後知 られる方法により得られるデータに基づいて評価、測定、または計算することが 出来る。「２本針」手順であって、液体が第一の流路を介して取り出され、また 液体は第二の流路を経由して注輪／再注輪されるものにおいて、別個の標準流量 ／圧力および制御曲線は第二流路を経由する注輪に関して確立される。その後、 この種の制御曲線の高さは予め定めた圧力調節因子によって移転させられ、そし てこの種の移転された制御曲線の勾配は今の粘度に関して、単−針応用について 上記した態様において勾配矯正因子を適用することにより調節されることになる 。 更に、本発明によればアフェレシスシステムに関して個別に適応可能得な体液流 量制御システムが提供される。この液体制御システムはそれぞれ異なった被験者 について最適速度において液体流量を制御するものである。流量制御システムは 静脈切開術用針またはその他のドナー用アタッチメントと貯蔵器、たとえば血漿 分離システムとの間の流路を経由する血液またはその他の体液をポンプ送り出し するために配置されたポンプを含んでいる。このシステムは更に、圧力センサで あって、針およびポンプ間の流路内の液体圧力を感知するために配置されたもの 、感知された圧力および実際のポンプ作動速度に応答してポンプの流速に連結さ れた制御装置、およびその制御装置に対しオペレータの指令を運ぶために連結さ れた制御パネルを包含している。 制御装置はプログラムされたディジタルプロセッサであって、新しい被験者それ ぞれについて作動してゼロ流量静脈圧力ならびにテストポイントの流速であって 、その被験者の路線状流速キャパシティー内で選択されるものにおいて感知され た圧力を決定するものを含んでいる。ゼロ流量静脈圧力、およびそれによる作動 内部静脈圧力のダイナミックレンジを増加させるために、針の近傍で、かつ静脈 血液の流れ方向の下流に配置された圧力カフを用いればよい。テストポイントデ ータが一層高い流速に外挿され、そしてゼロ流量静脈圧力未満の量だけ移転され て、流量制御曲線を形成する。次いで、制御装置は液体ポンプに指令してそのシ ステムを、流量制御曲線によって課された何らかの限定を条件とする所望最大の 名目的流速に維持する。実際のテストポイントデータを用いることにより、流速 制御曲線をヘマトクリット依存粘度、チュービング依存ポンプ流量常数、および 使用の各場合に遭遇する針特性に個別に適合させることが出来る。その後、所望 により圧力カフの圧力セツティングに対して行った変更の原因を示すためにそれ を調節することが可能である。 ディジタルプロセッサは不連続（たとえば、５０ミリ秒（ｍｓｅｃ））のコンピ ュータサイクルに対して作動する。この種のコンピュータサイクルはポンプに対 する流速指令を周期的に更新する。各コンピュータサイクルの間にプロセッサは （ａ）感知した圧力のサンプルを取り、（ｂ）それのための大気圧の較正を提供 し、そして次に（Ｃ）進み遅れ補整を提供して、補整された圧力値を生成させる 。実際流速もまた算出され、そしてポンプモータ速度カウント信号に応答して更 新さねへ次いで実際流速における制御曲線上の圧力交差点を見出すために使用さ れる。実際感知圧力を制御曲線交差圧力点から減算して圧力誤差値を得る。 次いで、圧力誤差信号を積分し、かつ確定して流量制御指令を得る。積分器はゼ ロの下限、最大流速に等しい上限、そして変化速度リミットの影響下に置かね、 調節された流量制御指令であって、ディジタルフィードバック流速制御サーボル ープに対し流速指令として適用されるものを生成する。 サーボループの前方部分は流速誤差積分器、スケーラおよびＤ−Ａ変換器であっ て、積分された流速誤差信号をパルス幅変！（ｐｗｍ）モータ制御システムに対 し印加するために連結されたもので、それ自体が高帯域幅サーボループであり、 そしてポンプモータを駆動する装置を包含する。ポンプモータがらの速度信号は フィードバックとしてｐｗｍモータ制御システムに提供さね、そして補整進み遅 れ回路を介して更新された流速値であって、流速リミット曲線にアクセスするに 際し、そして流速サーボループにおける流速誤差信号を決定するに際し使用され るものを提供する。実際流速および実際圧力はチュービングの立体形および硬度 ならびに圧力センサのスケール誤差に起因する測定誤差を含んでいる。しかしな がら、他の流速および対応する圧力において経験されるような略同−の測定誤差 をもってゼロ流量点および第二流量点を測定することによってシステムは適応す るので、測定誤差が線形関数である範囲ではこれらの誤差は実質的に除去される 。 すなわち、このシステムはそれ自体の流量および圧力ニニットであって、関与し ている今のチュービングおよび圧力センサにより決定されるものを作動する。ポ ンプまたはチュービングの非線形性に関する修正値の補整もまた、大きな負圧に 関しても提供され、この場合には比較的低い硬度を有するポリ塩化ビニルチュー ビングは螺動ローラポンプ内で幾分平になり、そしてその中では一層低い規模の 負圧において測定されたデータの理想的線形外挿から計算されたそれよりも若干 減少した流速を対応的に示すものである。

【図面の簡単な説明】

本発明のより良い理解は添付図面と関連して以下の詳細な説明についての考察か ら得ることが出来る。ここにおいて、第１図は本発明による適応体液流量制御シ ステムを用いる血漿除去操作システムのための液体流路を示す概略およびブロッ ク図であり、第２図は抽出および再注輪のための流速曲線および制御曲線を示す グラフであり、 第３図は本発明による適応血液流量制御システムを包含する血漿除去操作システ ムを示す機能的ブロック図であり、 第４図は血漿除去の操作を例示するフローチャートであり、第５図は第４図中に 例示した操作において採用される抽出工程をより詳細に例示するフローチャート であり、 第６図は第４図中に例示した操作において採用される再注輸工程をより詳細に例 示するフローチャートであり、 第７図は適応流量制御システムに関する流速制御更新サイクルを示す機能的ブロ ック図であり、 第８図は抽出流速リミット曲線および数種類の安定状態流量供給曲線を示すグラ フであり、 第９図は高い安定状態の流量供給被験体および血液ポンプ始動に引き続く動作点 の過渡的通路軌跡を示すグラフであり、第１０図は中間の安定状態の流量供給被 験体および対応する過渡的通路を示すグラフであり、 第１１図は低い安定状態の流量供給被験体および対応する閉塞の過渡的通路を示 すグラフであり、 第１２図は低い安定状態の流量供給被験体および適応流速リミットを利用する過 渡的通路を示すグラフであり、そして第１３図は適応流速リミッタを例示するフ ローチャートである。

【例示的な実施態様の説明】

添付図面に関連して以下に述べる詳細な説明は本発明の例示的実施態様を説明す ることを単に意図するものであり、そして本発明を構成または利用し得る形態の みを示すことを意図するものではない。この説明は添付の各図に関連して本発明 の構成および実施のための工程の機能およびシーケンスを述べている。しがしな がら、同一または均等な機能およびシーケンスは異なった実施態様であって、こ れらもまた本発明の精神および範囲内に包含されるものによっても達成し得るこ とが理解されるべきである。 さて、第１図を参照すると、本発明による適応体液流量制御システムを利用する 血漿除去操作システムのための非侵入性滅菌血漿除去操作流路が例示されている 。被験者に対する流路１０の静脈内連結部が体液流チャネル連結部、たとえば静 脈切開術用針１２によって提供され、この針は生活（または死亡）被験者の静脈 内に挿入して、血液の双方向伝達（たとえば、交互に行う取り出しおよび注輸） および／または被験者および血漿除去操作システム流路１０間の他の液体につい ての双方向伝達を提供するのに適している。 流路は釧１２に直ぐ隣接して枝分かれし、一方のブランチは非侵入性螺動抗凝固 性ポンプ〕、４を経由して抗凝固性容器１６に延びている。全血抽出サイクルの 間、抗凝固性ポンプ】４は少ない割合の抗凝固剤を供給し、かつ血液と混合させ るが、これは血液が流路】Ｏを通過する際、抽出されたとき凝固機構の活動を妨 げて血液の凝固およびチュービングの側壁に対する血液の粘着を阻止するためで ある。抽出の間の針１２における抗凝固剤と全血との混合によって、２種類の液 体は完全に混合され、そして抗凝固剤はより少ない量において必要とされる。こ れは分ｌＷ１、た血漿中の抗凝固剤の量を最小にする助けとなる望ましい結果を もたらす。 血液流路１０の他方のブランチは気泡検出器１８を経由してブランチ点２２に延 びている。ブランチ点２２から一方のブランチはＰ１圧力センサ２４であって、 血液ポンプ２６の被験者側の液体の圧力を感知するために連結されたものに延び ている。圧力センサ２４は使い捨てフィルターであって、流路１０内の非侵入性 で滅菌大気を維持するようにセンサを圧力センサチューブ２８に連結するものを 包含している。ブランチ点２２からの第ニブランチは非侵入性螺動血液ポンプ２ ６を経由してブランチ点３０に延在する。 ブランチ点３０から、一方のブランチは血液クランプ３２を介して他方のブラン チ点３４に延びている。ブランチ点３０における他方の流路はセルクランプ４０ を経由して濃縮セル容器４２の底部に延びるが、この容器はそれから血漿の大部 分を分離した後のベンディング再注輪、高ヘマトクリット血液を受け、かつ一時 的に貯蔵する。 ブランチ点３４から一方の通路が第二のＰ２圧力センサ４４に延びているのに対 し、他方の通路はブランチ点４６を経由して血漿セパレータ４８に延在し、この セパレータはフィルター４９を納めている。 血漿セパレータ４８の精確な性質は本発明にとって本質的なものではなく、そし て所望によって完全に慣習的なものとすることが出来、非常に好都合な血漿セパ レータはＤｏｎａｌｄ　Ｗ、　５ｃｈｏｅｎｄｏｒｆｅｒにより１９８４年３月 ２１日に出願された出願第５９１，９２５号「懇濁液から物質を分離するための 方法および装置（Ｍｅｔｈｏｄ　ａｎｄ　Ａｐｐａｒａｔｕｓ　ｆｏｒ　５ｅｐ ａｒａｔｉｏｎ　ｏｆ　Ｍａｔｔｅｒ　Ｆｒｏａ＋　５ｕｓｐｅｎｓｉｏｎ）　 Ｊ中に瘤■■■ たような回転フィルタータイプのセパレータである。このタイプのセパレータに 関して、最終生成物である血漿アウトプットはヘモグロビン検出器５０および血 漿クランプ５２介して血漿容器５４であって、大気圧に維持されたものに連結さ れる。血漿容器５４はテンションアーム５６からウェイトスケール５８に懸垂さ れており、このウェイトスケールは容器５４内の血漿量を血漿除去操作システム に対しフィードバックさせる。Ｐ２圧力センサ４４が血漿セパレータ４８の入口 に連結され、そしてセパレータ４８の血漿出口は大気圧プラス垂直高さの差異に 関する少量の調整値に維持されているので、圧力センサＰ２４４は血漿セパレー タ４８内のフィルター膜についてトランス膜圧力の表示を提供する。このトラン ス膜圧力の表示は血漿セパレータ４８の動作をモニターし、かつ制御するのに有 用である。 ブランチ点４６から他の流路が食塩水クランプ６０を介して食塩水容器６２に延 びている。この流路はセパレータを、最初の使用に先立って、少量の食塩水で最 初に呼び水すること、最終利用の後、食塩水で清掃することを可能とし、更に食 塩水容器６２からブランチ点４６を経由してブランチ点３４に至り、次いで血液 クランプ３２を経由して血液ポンプ２６に至り、そして静脈切開術用針１２への 気泡検出器１８に至る食塩水用の流路を提供する。この通路は血漿搬出性操作の 末期において被験者に食塩水を伝達させて、その被験者の全血から除去された全 ての血漿について液体の置換をもたらすものである。 セルボンプロ４は入口として膜と同じ側の血漿セパレータ４８と濃縮セル容器４ ２の頂部との間に連結されている。このようにして、セルボンプロ４は血漿セパ レータ４８から濃縮セル容器４２であって、抽出サブサイクルの間では高ヘマト クリット血液が一時的に貯蔵されるものへの該高ヘマトクリット血液の流れを制 御する。濃縮セル容器４２が一杯になると何時でも再注輪サブサイクルが実行さ ネヘ　ここにおいてセルクランプ４０は開放され、血液クランプ３２は閉じらね 、そして血液ポンプ２６は逆方向に作動して高へマドクリット血液を濃縮セル容 器４２から気泡検出器１８および静脈切開術用針１２を経由して被験者に差し戻 す。 全てのブランチ点２２．３０．３４．４６および相互連結チュービング６６を含 む体液流路１０の全体が安価な使い捨て材料であって、予備滅菌可能なものを構 成する。汚染から保護し、かつ汚染を阻止し、そして体液の無菌性を維持するよ うに血液流路は完全に非侵入性に維持される。流路の非ハードウェア部分はそれ ぞれ異なる被験者に関して充分に置き換えることが出来る。無菌の使い捨て部分 のみが体液と接触するように、血漿セパレータ４８を構成することすら構わない 。これによって血漿搬出性操作の間に被験者に対し疾病を伝染させる危険は最小 となる。 血漿除去操作装置の使用とメンテナンス人員を最適とする一方、ドナー被験者に 対する不便さと不快さを最小とするために、血漿搬出手順は出来るだけ迅速に行 うことが望ましい。代表的に、血漿搬出操作の速度を制限する要因は静脈内血液 の容量および／または血管であって、これから血液が抽出され、および／または これに血液が注輪されるものにおける静脈内の流速である。比較的速い速度（た とえば、１５０ｍ１／分）において血管から血液を取り出す継続的な試みが望ま しく、そして確かに経験は数多くのヒト被験者が如何なる静脈漬れまたは利用可 能な脈管内容量についての局部的な体液喪失の発生を伴うことなく、この種の比 較的高い速度（たとえば、１５０ｍ１／分）における−貫した液体の取り出しお よび／または注輪に耐え、かつそれを維持し得ることを教示している。しかしな がら、利用可能な脈管内容量における瞬時の体液喪失または減少が観察されたと しても、取り出し／再注輪速度における短時間の下方調節または休止は行うもの の、その後、その時現在の条件下でその特定のヒト被験者に関して最速の可能性 ある速度において取り出し／再注輪を行うために、システムおよびドナーを効果 的に挑戦させるように取り出し／再注輪速度を所定の最大値（たとえば、１５０ ｍ　ｌ／分）に向かって増加させるべくもう一度試みることが望ましい。 本発明の適応血液流量制御システムは抽出または再注輪についての最高利用可能 流速を決定するために操作可能であると共に、もしドナー被験者がこの種のプリ セット最高速度に適応可能であれば、血液ポンプが減少した最高速度（たとえば 、１５０ｍ１／分未満）において、もしくはプリセットした最高流速（たとえば 、１５０ｍ１／分）において血液ポンプが作動するように、該血液ポンプ２６の 作動を制御するために運転可能である。更に、本発明は以前に減少させた最高速 度（たとえば、１５０ｍ１／分未満）を、可能な限りプリセット最高速度（たと えば、１５０ｍ１／分）に近接して維持することを継続的に試みるように、ヒト 被験者をして上方に増加させることを迅速かつ頻繁に再挑戦させる目的で作動可 能である。 静脈切開術用針１２を経由して静脈内体液を供給または受容する静脈は小径の、 薄い壁を備えたゴムチューブとして類推可能である。一般に身体は静脈内に大気 圧を越える約６ｍｍＨｇの圧力を維持している。これは拡張した静脈および通常 の血液流量を維持するために充分である。しかし、もし静脈によって供給し得る より血液が速く抽出されると、静脈内の圧力は大気圧に向かって降下し、身体に 対する外部の大気圧が静脈を圧潰する。通常の静脈圧力が静脈内に戻るまで針を 介してポンプ送り出しをやめることによって血液流量を回復させることが出来る 。 しかしながら、静脈が潰れたとき、屡々静脈の側壁は静脈切開術用針の端部突端 と係合し、それによって針を介する血液の流れを閉塞する。静脈が再拡張したと しても、針は静脈壁に対して閉塞された侭となり、それでその針を再配置するこ とが必要となって来る可能性がある。勿論、これは可成りの時間遅れとドナーの 懸念を生ずる可能性がある。 再注輪の間に体液流量が大きく成り過ぎないことを保証するためにケアもまた行 わねばならない。もし、流量が大きすぎると、体液が針と静脈側壁との間のシー ル点を経由して漏洩し始めるか、あるいは破断に至るまで静脈が拡張し始めるか するまで静脈内で圧力は上昇する。いずれの場合にも、体液が静脈を取り囲む身 体組織内に漏洩して、望ましくないのみならず、潜在的に危険である血腫すら生 ずることになる。 静脈穿刺の間、圧力約６０ｍｍＨｇをもって被験者の腕の上部の周囲に圧力カフ を配置して、静脈を一層見えるようにするのは一般的である。静脈穿刺の後、カ フ内の圧力は抽出の間約４０ｍｍＨｇに減少させ、また再注輪の間は略０に減少 させる。このようにして、（針１２を経由する）０流速内部静脈圧力は抽出の間 カフ圧力によって大部分は決定されることになり、そしてそれは約４０ｍｍＨｇ となるであろう。抽出流速を最適化する最良の方法は疑いもなく、実際の静脈圧 力が大気圧に接近し始める規模に関して実際の内部静脈圧力およびリミット流速 を感知することである。しがしながら、実際静脈圧力の測定は、複式針手順（ｍ ｕｌｔｉｐｌｅ　ｎｅｅｄｌｅ　ｐｒｏｃｅｄｕｒｅｓ）または不経済な同心二 元針（ｃｏｎｃｅｎｔｒｉｃ　ｄｕａｌｎｅｅｄｌｅｓ）を伴うことなしには実 用的ではない。本発明は針１２と血液ポンプ２６との間の圧力−流速のテストポ イントにおける測定値を利用して、被験者の流量限界に起因して飽和に近付いた とき、すなわち圧力が降下したとき、路線形の圧力流量関係および非線形圧力流 量関係に関する測定曲線の外挿に基づいてどの圧力が最大流速をもたらすであろ うがの推定値を生成させる。 さて、第２図を参照すると、抽出用の制御リミット曲線を確立するに際して適応 可能な流速制御システムは点７ｏにおける０流速において圧力をサンプリングす る。典型的な４０ｍｍＨＨに膨張させた圧力カフに関して、点７ｏもまたチュー ビング内の静止血液（以下の例において、ゼロとして処理される）に対するあら ゆる重力の影響を調整した約４０ｍｍＨＨにおいて見出だされることが期待され る。第二のテストポイントに関して、血液ポンプ２６は実際上全ての被験者につ いての流速能力内で期待される２５ｍ１／分に相当する速度において作動させる ために指令される。我々の本実施例においては、第二テストポイントは流速２５ ｍ１／分、そして大気圧に関連する圧力８ｍｍＨＨにおいて見出だされる。もし 、被験者が２５ｍ１／分の流速を容易に提供し得ると仮定すれば、７ｏにおける テストポイント１と７２におけるテストポイント２との間の圧力差は静脈および 圧力センサのブランチ点２２間の液体流路内の圧力降下によって誘発された損失 に起因するものである。この圧力降下は、針１２の狭窄部であって、針の寸法、 血液の粘度および流速に左右されるものを経由する第−義的に液体流量に起因す るものである。与えられた血漿除去操作セツションに関して、針寸法のパラメー タは実質的に一定の侭であり、そして静脈およびＰ１センサ２４間の圧力降下は 液体の流速および粘度に略比例する。適応流量制御システムは、テストポイント ７０から、そして各抽出サブサイクルの開始において圧力データを一次的に外挿 することによって、この−次的関係の効果を得て、完全な静脈圧力流速曲線７４ をもたらすものである。次いで、この完全な圧力曲線７４を、第一テストポイン ト７ｏにおけるＯ流速圧力の４０ｍｍＨｇと最小の受容可能な内部静脈圧力、た とえばポイント７６における４ｍｍＨｇとの圧力における差異に等しい量だけ下 方に移転させて、移転流速リミット曲線７７を作り出す。このようにして、移転 流速リミット曲線７７は一般的なフォーマット、Ｐ＝（［Ｐ（２）−Ｐ（１）］ ／［ＦＲ（２）−ＦＲ（１）］）ｘＦＲ＋４Ｏ−３６（但し、Ｐは現時点の圧力 、Ｐ　（２）はテストポイント２における感知圧力、Ｐ　（１）はテストポイン ト１における感知圧力、ＦＲ（２）はテストポイント２における流速、ＦＲ（１ ）はテストポイント１における流速、ＦＲは現時点の流速、４０はゼロ流速感知 圧力切片または充分な静脈圧力、そして−３６はあらゆる流速における静脈の潰 れを阻止するための静脈内の最大許容静脈内圧力降下である。）を有する。この ような訳で、曲線７２および曲線７７間の領域は許容可能な安定状態作動につい ての領域である。 実用的なシステムにおいては、ノイズ、ドリフトおよびダイナミックスに関して マージンを提供することが必要である。制御曲線７８Ａを曲線７７の上方に上昇 させ、そして反時計方向に回転させて低血液流量におけるマージンを提供し、ま た幾分高いマージンをより高い血液流速において提供するものとする。 このようにして、制御曲線７８Ａは一般的なフォーマット、Ｐ＝　（［Ｐ　（２ ）　−Ｐ　（１）　］　／　［ＦＲ（２）　−ＦＲ（１）　コ　＋１２／ＦＲ（ ３））　ＸＦＲ＋４０−３６＋２０ （但し、＋２０は０流量加算マージンであって、異なった値を与えてもよいもの に相当し、＋１２／ＦＲ（３）は勾配における減少に相当する。）を有する。 Ｐ１圧力センサ２４において測定されるように、実際に感知された圧力は曲線８ ０に従い、これは被験者が取り出される血液の量を供給し得る限り流速曲線７４ に実質的に従うことになる。しかしながら、取り出される血液の量が最大適合速 度に接近すると、内部静脈圧力は降下し始めることになり、そしてこの圧力降下 は針を横切る圧力降下に対し重ね合わされることになり、その結果実際の流速曲 線８０は流速曲線７４より一層迅速に圧力において減少し始めることになる。 適応血液流量制御システムはＰ１圧力センサ２４を用いて流速曲線８０の実際圧 力をモニターし、そして曲＠ＳＯが抽出制御曲線７８Ａと交差すると、以下で説 明する制御システム内の誤差信号が極性を変更し、そして血液ポンプを減少した 流速に向かって駆動する。次いで、適応血液流量制御システムは作動して、シス テムの作動を実際流速曲線８０が流速リミット曲線７８Ａと交差する点に維持す る。但し、この場合このクロスオーバ一点８２は最大流速リミツト１５０ｍ１／ 分として第２図中に示される流速リミット未満であるものとする。最大の名目的 流速である１５０ｍ１／分。その流速リミットは、被験者がこの流速リミットに 適応し得る限り、ポンプ送りされることになる。圧力曲線８０が交差し、そして 制御曲線７８Ａより一層ネガティブとなる場合には、静脈は閉塞を経験すること に近付いている。上で論議したように、移転した流速リミット曲線７７はそれよ り若干下方では静脈の閉塞が起こるであろうリミットを表している。警報リミッ ト曲線７９であって、制御曲線７８Ａに平行または非平行であってもよいものは 制御曲線の下方６０ｍｍＨｇに位置している。抽出血液流速が静脈に対する流れ の供給を実質的に超えると、閉塞が起こることになる。それで、分離工程を中断 し、そして静脈穿刺で探るか（ｓｏｕｎｄ）どうかを決定するためにオペレータ の注意を得る必要がある。圧力曲線８０を移転流速リミット曲線７７と交差させ る過渡的流速は出来れば回避すべきである。 工程の開始に際して、安定状態ドナー静脈流の供給は知られておらず、また比較 的高い流速で操作可能である被験者に関して時間の浪費を避けるために１５０ｍ １／分の最大リミットに向かって血液流量を迅速に加速することは依然として望 ましい。 第８図は比較的低い安定状態の静脈流供給曲線８０、中庸の安定状態静脈流供給 曲線１７０、および比較的高い安定状態静脈流供給曲線１８０を例示している。 −寸の間、静脈は針の領域中の静脈内に含まれる局部的な容量に起因して安定状 態静脈インプット流速よりも実質的に高い流速に耐えることが出来る。始動に際 して、たとえばドナーは曲線１８０と一致する安定状態流速を短時間供給し得る にも拘らず、１５０ｍ１／分の速度において抽出することが可能である。もし、 ドナーインプット流速が１５０ｍ１／分に近ければ、針領域内の静脈中に含まれ る局部的容量が枯渇したとき、圧力は急激に低下し、そして血液ポンプは制御シ ステムの作用によって安定状態流量供給曲線１８０に向かって復帰減速される。 この始動の過渡的流量特性であって、血液ポンプ始動直後の作動点の軌跡である ものは第９図中に過渡的路１７２として示されている。 ダイナミックスは、最大流量リミツト１５０ｍ１／分および曲線１８０による安 定状態流量供給によって、過渡的路１７２の最もネガティブなエクスカーシ褒ン （ｅｘｃｕｒｓｉｏｎ）が移転流速リミット曲線７７とは遭遇せず、従って針の 領域内の静脈中の圧力は大気圧未満には降下せず、そしてその静脈は潰れたり、 平になったりしないようになっている。 この状況は、中庸の安定状態血液供給曲線１７０および１５０ｍ１／分の最大流 速リミット１７４と共に第１０図中に示されるような中庸安定状態について顕著 に異なっている。この状況に関する始動直後のポイントの軌跡は過渡的路１７６ として第１０図中に示されている。過渡的路１７６は移転流速リミット曲線７７ と交差し、かつ実質的にこれを下回るので、静脈は潰わ、そして閉塞が発生する 。曲線７７の下方の路１７６の持続に左右されて、このシステムは静脈を再充填 しながら停止、かつ休止を伴わずして回復し、もしくは回復しない可能性がある 。 低安定状態静脈供給８０の状況に関しては、最大流速リミットが１５０ｍ１／分 を離れると、閉塞が一般的に発生し、そして第１１図中に過渡的路１７８として 示される作動点の軌跡が曲線７７と、そして警報リミット７９と交差することに なり、それで静脈を閉塞し、その手順において血液ポンプの迅速な停止および休 止を必要とし、その結果時間のロスをもたらし、そしてオペレータの関与を必要 とする。 適応流速リミット１８２は第１２図中に示されており、ここにおいて低安定状態 静脈供給（曲線８０）に関する血液ポンプの始動に続く過渡的路はより苛酷では なく、また曲線７７と交差しない。適応流速リミット１８２は流動的な流速リミ ットであって、以下で更に説明するように有効な流速に適応する。この適応流速 リミットは安定状態静脈供給を超える極端に過剰な抽出血液流量を阻止するため に機能し、針領域内の局部的静脈容量についてのより低い体液喪失速度をもたら し、それによって静脈閉塞を伴うことなく、制御システムに対し血液ポンプを調 節するための時間を許容する。 再注輪流透リミット曲線は抽出に関する方法と略同−の方法において再注輪につ いて決定することが可能である。圧力は第一および第二流速テストポイントにお いて、たとえば流速Ｏにおける第一テストポイント９０（第２図）およびあらゆ る被験者についての復帰流速適合内であると充分に考えられる流速における第二 テストポイントにおいて感知可能である。圧力カフは再注輸に関して減圧される ので、０流速縦座標切片テストポイント９０は通常的６−８ｍｍＨｇとなり、こ れは正常な静脈内血圧である。抽出および再注輪用針が異なったゲージ（内径） を有している２本針手順は、粘度および／またはその他の変数における大兄の変 化による抽出および再注輪流速（すなわち、ポンプ処理鳳）に付随する調節を伴 って、抽出および再注輪勾配特性について独立の測定値を取ることによって利益 を得る。 特に、治療目的の血漿交換として知られる取り出し／再注輪手順の一つのタイプ は（ａ）全血の取り出し、（ｂ）血液からの自己（ａｕｔｏｌｏｇｏｕｓ）血漿 の分離および除去、（ｃ）除去した自己血漿の成る量の不活性希釈液またはドナ ー血漿による１換、および（ｄ）患者の血球プラス添加した不活性希釈液または ドナー血漿の再注輪を包含している。この種の治療目的の血漿交換手順では、取 り出された全血のへマドクリットおよび／または粘度が患者に再注輪される再懸 濁された血球のへマドクリットおよび／または粘度とは実質的に異なっている可 能性のあることが察知されるであろう。従って、この種の手順では取り出され、 そして再注輪される液体の拡散する粘度に適応するように取り出しおよび再注輪 の流速を別々にモニター、調節および制御することが非常に望ましい。 成る量の血漿が除去さね、そして残りの血球コンセントレートが再注輪される標 準の血漿搬出性手順においてすら、復帰セル流量制御の好ましい方法は血漿の除 去に起因する粘度における予め定めた概略の増加を、たとえば粘度の２倍と推定 する。従って、抽出に関して認定された予め定めた粘着性の圧力降下曲線の勾配 は勾配因子１．５乃至３．　０　（２，０が現在好ましい）を乗することにより 増加させ、かつその符号を変更して再往輪圧力制御曲線勾配を得る。勾配因子の 計算は推定アルゴリズムに基づく復帰液体粘度を使用して行うか、あるいは実際 の測定粘度値を利用してもよい。液体の相対粘度は何の液体（たとえば、食塩水 、血球コンセントレート、アルブミン、再懸濁血球コンセントレート等）が患者 ／ドナーに復帰されるかに依存して変動する。 通常、それに対し液体が再注輪される末梢静脈は再注輪の間には少しの過度圧力 に適応するものである。他方、静脈からの血液の取り出しが有効な脈管内血液容 量に関してほんの価かに早過ぎる速度において行われれば、静脈内の圧力は周囲 圧力未満に低下し、そして静脈は漬れることになる。従って、液体の再注輪は液 体流速についてより固定的ではない制御を要するので、Ｏ流量における非常に明 確なオフセット（たとえば、４８ｍｍＨｇ）が許容可能である。復帰液体につい ての、現在の概略相対粘度の知識に関して、示されていない治療目的の血漿交換 システムは、濃縮した赤血球と置換液体との混合物の組み合わされた粘度に従う 上記の勾配因子を調節することによって最適化できる。 本実施例において、次いで針−濃縮セル流量関係は第２図の正常な静脈圧力流速 曲線９２により表すことが出来、ここにおいてポイント９０は圧力カフを伴わな いゼロ流量静脈圧力である。この実施例において、完全な静脈圧力流速曲線７２ の勾配は−２，Ｏを乗じられて、再注輸正常静脈圧力流速リミット曲線９２の勾 配を得る。流速曲線９２を４８ｍｍＨｇだけ上方に移転させて、再注輪制御曲線 ９４を得るが、これはポイント９５において５６ｍｍＨｇゼロ流速切片を有する ものである。制御曲線９４は最終再注輪制御曲線となり、実際のポ・ンブ送り速 度を制限する。制御曲線９４上の総和点９５は４８ｍｍＨｇだけ明確にオフセッ トさせ、符号を変更し、そして曲線７４の勾配をファクター２だけ増加させた結 果である。 曲線９３は仮定のケースであって、濃縮されたセルが充分に粘稠で曲線９４に関 し、安定交差点９３Ａにおいて幾分減少された流量をもたらすものにおける実際 感知圧力を表している。この減少した流量は利点となり得る。それは非常に粘稠 な液体についての過剰に高い流速に関しては、液体の剪断が過剰となり、そして 赤血球が損傷される可能性があるからである。 抽出曲線７４から再注輪制御曲線を生成させるこの方法は、血液ポンプが中間の 測定について休止を要求されないという付加された効果を有している。それは針 および供給源血液特性が抽出測定において決定されるからである。もし、被験者 からの入来血液が比較的低いヘマトクリット、たとえば３ｏを有していれば、制 御曲線９４の勾配は比較的小さく、そして４８ｍｍのオフセットは、高い流速の 許容を継続しながら、復帰セルへマドクリット（従って、粘度）をしてその入来 血液へマドクリットを超えて実質的に増加させる。しかし、比較的高いヘマトク リット入来血液、たとえば４５に関して、制御曲線９４の勾配は比較的急勾配と なり、その結果４８ｍｍオフセットは相対的に取るに足らないものとなり、そし て復帰流速において減少して、過剰剪断に対する暴露から保護すること無しでは 粘度の２倍以上を許容することは無い。相対粘度についての推定値または測定値 を用い、そしてそれに従って勾配を調節するその他の方法は本発明の範囲内にあ る。 第２図の曲線９６は仮定を含む実際流量圧力曲線であって、もし、復帰流量規制 が生ずるか、あるいは針が肉体内に滑入し、そして自由復帰流が阻止されると生 ずるであろう非線形性を有するものを例示している。この状況は通常、血腫生成 の可能性を惹起するであろう。点９６Ａにおける曲線９６と曲線９４との交差点 は復帰セル流量を減少させて、減少した流量キャパシティーに適応する。曲線９ ４を超える圧力における急速な増加は、実際圧力（曲線９６）と閾値曲線オフセ ットとの比較によって、かつ再注輪警報リミット曲線９５により示されるような 予め定めた量、たとえば６０ｍｍＨｇによる曲線９４の上方において完全なポン プの運転停止を惹き起こす。この閾値は固定された６０ｍｍＨｇというよりはむ しろ血液流量の関数であり、そして各種のフィルターアルゴリズムを伴って侵入 の検出を改良する。 このような訳で濃縮されたセルの再注輪に関して制御曲線または流速リミット曲 ［１９４は一般式、 Ｐ＝Ｍ　（［Ｐ　（１）−Ｐ　（２）］／　［ＦＲ（２）−ＦＲ（１）］）　ｘ ＦＲ＋４８＋８ （但し、Ｍは抽出勾配の負に対して適用される正の粘度乗数項であり、そして他 の値を取ってもよく、＋８は測定されたゼロ流量静脈圧力、そして４８は測定さ れたゼロ流量静脈圧力からのオフセットであり、また異なった値を与えてもよい ものである。）°を有する。勾配の符号における変更はＰ（２）がらＰ（１）を 減算する代わりにＰ（１）からＰ（２）を減算することにより行われる。 仮定を含む実際ドナー被験者濃縮セル流速曲線であって、たとえばダッシュ線曲 線９３により表されるものは再注輪に関するシステム流速リミット関数を示して いる。適応血液流量制御システムは、曲線９３によって表される実際感知圧力が 制御曲線９４を切り取る流速点のリミットまで、あるいは適応流速リミットがど ちらでも一層低い方に達するまで、可能な限り迅速な速度で血液を再注輪するた めに作動する。このようにして、このシステムは抽出または再注輪に関して最適 流速が達成されることを保証する。 さて、第３図を参照すると、血漿除去操作システム１００は、その血漿除去シス テム１００を超える作動制御を維持するプロセッサ１０２を包含している。本実 施例において、プロセッサ１０２は６５０２タイプのマイクロプロセッサであり 、そしてこれは典型的にマイクロプロセッサに関連して適切なシステムオペレー ションを提供するあらゆるメモリーおよび周辺論理を包含するものと考えられる 。プロセッサ１０２はアドレスおよびデータバス１０４を介して血漿除去システ ム１００の他の部分と連絡する。アドレスおよびデータバス１０４に連結された アイテムの中にはカフ圧力ポンブ１０６がある。カフコンプレッサポンプ１゜６ は腕カフであって、被験者ドナーにおける静脈内圧力を増加させるために利用さ れるものの内部の圧力を制御する。 更に、メモリバス１０４に接続されているのは３基の液体ポンプ、抗凝固性ポン プ１４、血液ポンプ２６、およびセルポンプ４ｏならびに血漿セパレータ３２で ある。これら装置の回転部分を駆動する市販のモータはそれぞれホール効果セン サであって、モータの回転ごとに１２個の位置増分信号を生成するものを含んで いる。これらの位置フィードバック信号は、リセット可能カウンターでありで、 位置およびメモリバス１０４を超えてプロセッサ１０２に至る速度フィードバッ クとして周期的に提供される蓄積されたカウントによって各モータと関連するも のによって蓄積される。ディジタル・アナログ変換器１０６もまたメモリバス１ ０４に連結されて、ＡＣポンプ１４、血液ポンプ２６、セルポンプ４ｏおよびセ パレータ３２に関連する各モータについてプロセッサ１０２から速度指令を受け る。プロセッサ１０２から受けたディジタル速度指令はアナログ信号に変換さゎ へこれらは各モータに伝達される。 アナログ・ディジタル変換器１０８は伝達のためにメモリバス１０４を経由して プロセッサ１０２に接続されている。アナログ・ディジタル変換器１０８は８チ ャンネル以上のアナログ情報を受け、そしてディジタル形式においてその情報を プロセッサ１０２に伝える。アナログ信号をアナログ・ディジタル変換器１０８ に提供する装置の中には、ヘモグロビン検出装置５ｏであって、２チヤンネルの アナログ光学情報を提供し、この光学情報が血漿中の赤色ヘモグロビンの出現に 対して敏感である装置、圧力センサＰ１、圧力センサＰ２、および第三圧力セン サＰ３　１１０であって、ドナー被験者の腕に取付けられた圧力カフ内の圧力に 応答するものがある。各圧力センサは単一チャンネルのインプットをアナログ・ ディジタル変換器１０８に対し提供する。ウェイトスケール５８は変換器１０８ に対しもう一つの単一チャンネルのアナログインプットを提供して、血漿および ウェイトスケール５８のフォースアーム（ｆｏｒｃｅ　ａｒｍ）　５６から吊る されているバッグの重量を示す。食塩水クランプ６０．血液クランプ２０．血漿 クランプ５２およびセルクランプ４０を含む非侵入性液体流クランプのそれぞれ はメモリバス１０４を介してディジタルクランピング指令を受けるために連結さ れており、そして受信した指令に応答してクランプを経由する流路を開放したり 、または閉止することによってこれらに応答する。更に、同様な方法において連 結されているのはカフクランプ１１２であって、これはドナー被験者の腕に取付 けられた圧力カフ内の空気圧を選択的に維持または軽減するために配置されてい る。 濃縮セルレベル検出装置１１４もまた、メモリバス１０４を介してディジタル信 号であって、濃縮セル容器４２内の濃縮セルのレベルを示すものを伝達するため に連結されている。本実施例において、濃縮セルレベル検出装置１１４は４種類 の光学的センサであって、濃縮セル液体が濃縮セル容器４２の底部近傍に配置さ れた底部センサ１０４ａの上方または下方にあるか否か、底部センサ１１４ａの 僅か上方に配置された底部隣接センサ１１４ｂの上方または下方にあるか否か、 を示すために設けられたもの、濃縮セル容器４２の頂部近傍に配置された頂部セ ンサ１１４ｄの上方または下方にあるか否かを表示して完全な状態を示し、ある いは頂部センサ１１４ｄのやや下方に配置されて頂部隣接センサ１１４ｃの上方 または下方にあるか否かを表示して略完全な状態を示すために設けられたものを 含んでいる。 気泡検出器１８はメモリバス１０４を介してプロセッサ１０２にディジタル結合 されて、あらゆる緊急事態であって、この場合静脈切開術用針の近傍で静脈内液 体流ライン中で気泡が検出された事態についての表示を提供する。 オペレータパネル１２０もまた、アドレスおよびデータバス１０４を経由してプ ロセッサ１０２に連結されている。オペレータパネル１２０は数値指令ならびに 血漿除去操作に関連する様々なステップを経由するオペレータのステッピイング を制御するための前進および停止または後進指令を受ける。オペレータパネル１ １４はまた、オペレータに対するフィードバック情報をディスプレイの形態で提 供し、これは血漿除去オペレーションの現状を表示するものである。 血漿除去操作システム１００を利用する代表的な血漿除去操作の作動サイクルが 第４図中に例示されている。電源のターンオンまたは前の手順の完了に引き続き 、システム１０はＰ１圧力センサ２４を用いて大気圧に関連して感知した圧力差 を計算するに際して使用するために大気圧を測定する。次いで、システム１０は 、使い捨てチュービング、圧力センサインターフェース、血漿容器５４、濃縮セ ル容器４２およびセパレータフィルター４９であって、第１図中に示す滅菌、非 侵入性液体流路を形成するものを据え付けるために休止する。 使い捨て装置の据え付けが完了すると、オペレータは「前進」キーを押し、そし て血漿除去システム１００はテストおよび初期化工程を進行させる。 テストおよび初期化工程において、システム１００は各種のポンプおよびクラン プを用いて使い捨てチュービングを加圧し、そしてあらゆる漏洩に関して試験す る。もし、何らかの漏洩が発見されると、システムは停止し、そしてオペレータ にディスプレイのメツセージを通じてそれらの修正を懇請する。漏洩が全く無い と推定すると、システムは食塩水クランプ６０を短い所定時間開放して、食塩水 の呼び水を血漿セパレータ４８へ続くチュービングならびに周囲の壁とフィルタ ー膜４９との間の血漿セパレータ４８内の小さなスペースの中に重力供給させる 。この手順の間にセルボンプロ４は作動されて、空気を引き出し、そして最後に は血漿セパレータ４８から濃縮セル容器４２であって、濾過された通気孔１１６ を介して空気が存在するかも知れないものに至る少量の食塩水を引き出す。食塩 水の呼び水操作が完了すると、抗凝固性ポンプ１４が作動されて、抗凝固性容器 １６と静脈切開術用針１２との間を予め定めた容量の抗凝固性液体をもって呼び 水する。 抗凝固剤の呼び水が完了すると、システムは休止し、そしてディスプレーはオペ レータに対しドナー被験者関連情報であって、収集すべき血漿の所望容量および 手順の最後に復帰させるべき食塩水の容量を定義するものを入れるようにめる。 付加的手順−特定情報も所望の凝固剤対血液割合に関してこの時点で入れればよ い。もし、オペレータが何の値も入れなければ、予め定めた省略時の値が使用さ れる。 オプショナル・パラメータはまた、システムの最大流速値１５０ｍ１／分を下回 るオペレータが選択した最大流速値を含んでいてもよい。もし、被験者が過去の 病歴または何らかの肉体的条件であって、最大流速を減少すべきであると示唆さ れるものを有する場合は、今回はその値を入れることか出来る。流速を最大値の １５０ｍ１／分または適応流速リミットの他に選択された最初の一層低い値、た とえば１２０ｍ１／分に向かって加速させる場合、減少させた最大値が閉塞の発 生を妨げる。 データプロセッサ１０２は３種類の異なった流速リミット値を記憶し、かつ維持 する。第一のものは絶対リミットであって、１５０ｍ１／分に規定されており、 そしてこれは通常の状況下では変更することが出来ない。第二のものはオペレー タ選定最大流速値であって、これはシステムデザインによって３０乃至１５０ｍ １／分に強制されるものである。もし、オペレータが異なった値を入れなければ 、省略時の値の１５０ｍ１／分か使用される。 第三または適応流速リミット値はその流速リミットを実際に規定し、これは血漿 除去操作システムの作動中の如何なる所定時点においても制御されるものである 。適応流速リミット値は時々自動的に調整されればよいが、常にオペレータの選 択した最大流速値以下であるように強制されるものとする。何時でもオペレータ 選定最大流速値はオペレータによって更新され、適応流速値は整合値に設定され る。 オペレータはオペレータパネル１２０上のキーを作動させることによってシステ ム作動の間は何時でも、そのオペレータ選定最大流速値を調整することが出来る 。次いで、オペレータは利用可能な機能についてのメニューであって、オペレー タ選定最大流速値の更新を含むものを提示される。もし、このオプションを選択 するのであれば、オペレータは新しい値を入れることに進む。本デザインにおい て、路１０を経由する液体流は、オペレータが選択メニューを要求するときは何 時でも自動的かつ迅速に停止される。何らかのオペレータの選択完了後、オペレ ーションはあらゆる新しいパラメータの制御下で再開する。しかしながら、（最 初の始動手順の後）オペレータの選択の間システムオペレーションは継続し、そ してオペレータの選択が為されたとき、システムオペレーションは何らかの選択 について調整され得ることになる。 適応最大流速値はちまた、システムオペレーションの間に自動的に調節されれば よい。もし、圧力センサＰ１２４が、閉塞の発生したことを示唆すると、路１０ 内の液体流は急速に停止し、そして適応最大流速値は予め定めた値、たとえば４ ０ｍ１／分に基づいて減少される。もし、閉塞が少ない方であれば（たとえば、 第１０図中にグラフで示されるように）、感知された圧力は上昇し始め、そして 流速リミットを制御する一層低い適応最大流速値をもって正常な動作が再開され ることになる。 適応最大流速値は上限であり、これは流速指令であって、第２図および第１２図 に関連して論述するように制御曲線を用いて決定されるものに重ね合わされる。 もし、決定された流速が適応最大流速値より低ければ、その適応最大流速値はシ ステムオペレーションに関して全く影響は無く、そのまま保持されて始動（たと えば、新しい抽出サブサイクルまたは警報状況後の回収についての始動）に続く 過渡的抽出速度を限定する。 手順−特定情報の入力後、システムは休止し、そしてオペレータに圧力カフの取 付をめる。圧力カフの取付は後、システムは静脈穿刺ならびに血液およびＡＣチ ュービングの静脈切開術用針１２への接続に関する促進を続ける。次いで、オペ レータは「前進」キーを作動させ、そしてシステムは血液呼び水作動工程に進む 。 血液の呼び水の間に、システムは圧力を感知してテストポイント２のデータを引 き出しながら、進行して２５ｍ１／分において呼び水する。濃縮セル容器４２中 の液体レベルが底部センサ１１４に達するまで、システム１００は作動し、気泡 検出器１８、血液ポンプ２６およびセルクランプ４０を介して濃縮セル路を濃縮 セル容器４２まで呼び水する。血液が再注輸貯蔵器内で検出されると、システム は停止し、モして０流速において静脈内圧力を感知してテストポイント１のデー タを確立する。血液クランプ３２はこの時点で閉じられる。最初の呼び水および 引き続く各再注輪サイクルの後、完全な呼び水は必要ではなく、そして予め定め た量の血液約１０ｃｃがポンプ送りされて、セパレータ４８に対しポンプ送りさ れないように、静脈切開術用針１２および濃縮セルのブランチ点３０間の血液ラ インをクリヤーにする。 次いで、セルクランプ４０が閉じ、血液クランプ３２は開き、そして血液の呼び 水はセパレータラインに関して、血液ポンプ２６であって、血液検出器１８、ポ ンプ２６、ブランチ点３０．血液クランプ３２、ブランチ点３４、およびブラン チ点４６を経由して血漿セパレータ４８に血液をポンプ送りするものによって継 続される。血液ポンプ２６が動き続ける間はずっと、セルボンプロ４は略同−速 度で作動して血漿セパレータ４８から液体を抽出し、そして血液をもってその液 体を置換しながら、該液体を濃縮セル容器１１６内にポンプ送りする。最初の呼 び水の間、置換される液体は主として食塩水呼び水からの食塩水である。各再注 輪サブサイクルの後、液体は主として血液である。もし、回転フィルターを使用 するのならば、この期間内にフィルターは通常の速度に加速される。呼び水は、 濃縮セル容器が底部インジケータ１１４ｂの隣に達するまで続く。 濃縮セル容器４２が呼び水液体によって底部インジケータ１１４ｂの隣まで充填 されると直ぐに、第２図に関連して論述したように、血漿クランプ５２は開放さ れて血漿分離オペレーションを開始し、そして血液ポンプ２６が附勢されて最適 流速を生成する。抽出サイクルの間、血漿セパレータ４８は血漿を全血から分離 し、この血漿はヘモグロビン検出器５ｏおよび血漿クランプ５２を通過して血パ レータ４８の血漿サイドは大気圧に維持される。それは血漿が軟質の壁で構成さ れた容器５４であって、大気圧を蒙るものの中に流入するからである。ブランチ 点３４およびブランチ点４６を介して血漿セパレータ４８の入口に連結された圧 力センサ４４はこのようにして、血漿セパレータ４８内のセパレータフィルター 膜４９に関するトランス膜圧力を表示する。 抽出サイクル実施の間、プロセッサ１０２が作動して５０ミリ秒（ｍｓｅｃ）ご とにシステム１００の状況パラメータを更新する。これらの状況パラメータは圧 力センサ値、モータ回転カウント、クランプ状況、液体レベル表示ならびに気泡 検出器１８およびオペレータパネル１１４の状況を含んでいる。濃縮セル容器４ ２が濃縮セルレベル検出器１１４によって満杯であるとは表示されないか、ある いは血漿容器がウェイトスケール５８によって満杯であると表示されない限り、 抽出サイクルは継続する。 最初に、システム１００は流量常数であって、血液ポンプ２６およびセルボンプ ロ４に関して流れ容量対回転カウントの割合を定義するものについて予め定めた 省略時の値を用いる。しかしながら、改良された精度を達成するためにこれらの 流れ常数は各抽出−再注輪サイクルの間で実際の容積データを用いて更新される 。回転カウント（１２／回転）が維持される一方、濃縮セル容器４２内の液体レ ベルはセンサ１１４ｂから１１４Ｃへと上昇する。血漿容器５４の重量もまたこ れらのポイントに関して記憶されるので、対応する容積変化を濃縮セル容器４２ における知られた容積変化に対し加えて、血液ポンプ２６を経由する全容積流量 を得ることが出来る。抽出方向流量常数は各抽出パートサイクルの間に血液ポン プ２６に関して同様に決定される。次いで、新しい流量常数が、第二およびそれ ぞれの引き続くサイクルに関して血液ラインが呼び水される直前の古いものと置 換される。 液体容器の１基が満杯であると検出されると、システムは再注輪サイクルを実施 するために進行し、この間に濃縮セル容器４２内の液体レベルが底部レベルイン ジケータポイント１１４ａに達するまで濃縮セル容器１１６内の濃縮セルはドナ ーに対し復帰される。濃縮セル容器４２が濃縮セルレベル検出器１１４によって 空であると表示された後、血漿容器５４の状況が試験される。もし、満杯で無い とすると、システムは次のサイクルテストポイント１のデータに関してＰｌを測 定し、そして血漿ライン血液によって再呼び水され、テストポイント２のデータ を得、そして次の抽出サイクルが以前のように実行される。 もし、再注輪サイクルに続いて血漿容器５４が満杯であると判明すると、血液お よび濃縮セル液体流路は食塩水でフラッジされる一方、流路からフラッジされた 血液および濃縮セル液体は再注輸オペレーションにおけるドナー被験者に対し復 帰される。典型的に、食塩水の最後の再注輸は、血漿セパレータ４８ならびに濃 縮セル容器４２および血液ポンプ２６を経由する血漿セパレータ４８からの流路 をフラッジするに足る食塩水の選択された量が、食塩水によってフラッジされる まで継続する。次いで、セルクランプ４０が閉じらね、セパレータクランプ３２ が開放され、そして容器６２からの食塩水の７ラツシングは血液ポンプ２６の制 御下でブランチ点４６、ブランチ点３４およびブランチ点３０を経由して針１２ まで続く。食塩水のポンプ送り出しは、手順の初期においてオペレータにより要 求された量が被験者に注入されるまで典型的に継続される。次いで、システム１ ００は使用済みの使い捨て物品の除去および新しい被験者に対して新しい血漿除 去操作を開始するためのキーを前進させる作用をベンディングとして新しい使い 捨て装置に関して休止する。 第４図中に示される実行抽出工程を例示するフローチャートが第５図中に一層詳 細に示されており、これに対し言及するものとする。予備的に血液クランプを開 放し、そしてセルクランプを閉じる。５０ミリ秒の抽出更新コンピュータサイク ルは血液ポンプおよび速度指令の更新ならびに血液流量制御に直接関係しないシ ステムオペレージコン関するその他の指令によって開始される。この更新コンピ ュータサイクルはシステム状況データの目標捕捉および新しい指令パラメータの 計算を含んでいる。更に、抽出中の血液流量制御に直接関連するのは抗凝固性ポ ンプ速度指令の更新およびセルポンプ速度指令の更新である。このポイントにお いて、プロセッサ１０２は第１３図に示され、かつ以下に記載される適応流速リ ミットの計算を実行する。復帰すると、プロセッサ１０２はヘモグロビン検出装 置５０および気泡検出器１８からの獲得データを検査する。もし、ヘモグロビン または気泡が検出されるか、あるいは何らかの状況パラメータ、たとえば圧力が 受容可能範囲の外にあるとすれば、緊急メツセージがディスプレイさねへそして そのシステムは緊急処理オペレーションの部分として運転停止される。 通常、ヘモグロビンおよび気泡試験は陰性となり、そしてプロセッサ１０２は、 充填赤血球レベル検出器１１４が完全な状態を示しているか、あるいはウェイト スケール５８が血漿容器５４に関し完全な状態を示しているかを確かめるために 試験することになる。もし、どちらかの容器が満杯であると表示されると、その フローチャートは再注輪サイクルに枝分かれする。そうでないとすれば、抽出更 新サイクルが再実行される。第４図の再注輪サイクルは第６図のフローチャート 内に一層詳細に例示されており、ここでこれに対し言及するものとする。再注輪 のスタートにおいて、血液クランプ２０は閉じられ、セルクランプ４０は開放さ れ、そしてカフクランプ１１２は開放されて、圧力カフ内の圧力を解放する。次 いで、システムは進行して充填赤血球をドナー被験者に対しポンプ送り復帰させ 、血液ポンプ速度指令は抽出の間のケースがそうであったように５０ミリ秒のサ イクルに対して更新される。しかしながら、再注輪の間、抽出に関して使用され る抽出流速リミット曲線７８よりもむしろ第２図に示されるように移転された再 注輪流速リミット曲線９４が利用される。 再注輪の間、試験は気泡検出器１８による気泡およびＰｌにおける過剰圧力の感 知について行われる。このポイントにおけるＰ１圧力センサ２４による圧力の感 知は通常の流速の更新であって、流速制御パラメータの流速計算に関連して得ら れるものを超え、かつその上方の余分なリミット試験である。もし、気泡が検出 されるか、あるいはＰｌにおける圧力が所定のリミット上方にあれば、緊急処理 が緊急メツセージのディスプレイによって開始され、そしてシステム１００は運 転停止され、全てのポンプは迅速に停止される。通常はシステムが、気泡もまた 過剰の圧力も存在しない旨を検出することになり、次いでそれは濃縮セルレベル 検出器１１４からのレベル表示データを試験することになろう。濃縮セル容器４ ２が空で無ければ、サイクルは反復される。しかしながら、もし濃縮セル容器が 空であると表示されれば、試験は血漿容器が満杯であるか、否かに関して行われ る。もし、血漿容器が満杯であれば、システム１００のオペレージ璽ンは進行し て第４図中に示されるように使い捨て部品をフラッジする。血漿容器５４が満杯 で無ければ、システムはポンプ流量常数を更新し、かつ圧力カフを再膨張させた 後、新しい抽出サイクルに進む。 モータＭ２駆動血液ポンプ２６のオペレーションを制御する適応流速制御システ ム１３０は第７図中に機能ブロック図形式において示されており、これに対しこ こにおいて言及を行うものとする。明白には示されていないが、ディジタル数学 オペレーションがプロセッサ１０２によって実行される（第３図）。一般に、適 応制御システム１３０はＰ１圧力センサ２４からの圧力表示および血液ポンプ２ ６用のモータＭ２からの実際モータ速度カウント信号に応答して、モータＭ２お よび血液ポンプ２６用のモータ速度指令信号を生成する。 ＡＣポンプ１４を駆動するモータＭ１およびセルポンプ４０を駆動するモータＭ ３のオペレーションは血液ポンプ２６を駆動するモータＭ２に関連して比較され る。たとえば、ＡＣポンプ１４は血液ポンプ２６の容量の１乃至５％ポンプ送り 出しする可能性があるのに対し、セルポンプ４０は血液ポンプ２６の容量の５０ ％をポンプ送り出しする。速度の比較を除けば、ＡＣポンプ１１１およびセルポ ンプ４０を駆動するモータに関する速度制御システムはシステム１３０と本質的 には同一であり、従って別々には示さないものとする。 Ｐ１圧力センサー２４から受けた圧力表示はアナログ・ディジタル変換器１０８ によってディジタル形式に変換さねへそしてプロセッサ１０２に伝えられる。 そのディジタル圧力値は大気較正因子を減算することにより較正されて、大気圧 におけるゼロ圧力表示を提出する。次いで、較正された圧力は、Ｐｃｍ　［Ｐｎ −ａＰｎ−１１／　［１−ａＪ（但し、Ｐｎは現在の較正圧力表示、Ｐｎ−１は 先行の更新サイクルからのリード・ラグ補整した（ｌｅａｄ　ｌａｇ　ｃｏｍｐ ｅｎｓａｔｅｄ）圧力表示、そしてＰｃは得られた補整圧力表示である。）の形 式におけるリード・ラグ補整関数に委ねる。血液ポンプ２６の作動の間にモータ Ｍ２速度指令は５０ミリ秒サイクルに対し反復的に更新されることが思い出され るであろう。αは比例常数であって、代表的に約０．　５であればよいものであ る。較正された圧力表示についてのリード・ラグ補整はブロック１３２によって 表され、そして傾斜遅延（ｒａｍｐｉｎｇ　ｄｅｌａｙｓ）および制御システム の他の部分における他の遅延の補整に向かってシステムオペレーションの安定性 を改良する。 補整された圧力表示Ｐｃは工程１３４に伝えられ、ここにおいて第２図からの適 切な抽出または再注輪流速リミット曲線がシステムの状況パラメータに対し適用 されて、圧力誤差信号ＰＥを生成する。工程１３４において、変化またはスケー ルされた流速カウント信号であって、血液ポンプ２６に関する実際速度を表すも のが適切な流速リミット曲線を表す等式に数学的に適用されて圧力を生成するが 、ここにおいて流速リミット曲線は実際のシステム流速を交差してリミット圧力 ＰＬを生成する。次いで、圧力誤差信号ＰＥがＰＣおよびＰＬ間の誤差として生 成さね、これは実際圧力ＰＣがリミットポイント内にあれば、正の符号を、また もし、ＰＣがリミットポイントを超えていれば負の符号を伴うものである。換言 すれば、抽出に関してはＰＥ＝ＰＣ−ＰＬ、そして再注輪に関してはＰＥ＝ＰＬ −ＰＣ（但し、ＰＣおよびＰＬは符号を付した実数である。）となる。正味の結 果はＰＨに関する値であり、これは抽出または再注輪の間に、感知された圧力の 大いさが流速リミット曲線の区域外部にある点を超えて流速が増加すると、消極 的に増加する。モータＭ２の回転方向はプロセッサ１０２により独立して制御さ ね、回転速度のみが適応流速制御システム１３０によって制御されることが注目 されるべきである。 積分器およびリミッタ工程１３６において、圧力誤差値ＰＥが積分されて、あら ゆる流速誤差はゼロに修正されるか、あるいは受容可能な偏差についての成る種 の閾値レベル内にあることを保証するのを補助する。次いで、積分された値は、 適応最大流速値であって、先に説明したように決定さね、かつ記憶されたものに 対応する選択された最大の正の値に限定される。（実際流速が受容可能リミット を超えていることを示す）積分された誤差信号に関する全ての負の値はゼロに限 定されて、無方向性速度規模制御システムにより如何なる不適切な応答をも回避 する。 更に、整合フィルターであってもよい微分器１３７もまた作動して、圧力誤差値 ＰＥを受け、そして出力信号Ｆ　（Ｐ、（Ｓ、Ｓ２）　Ｐ）を生成する。この信 号Ｆ（Ｐ、（Ｓ、Ｓ２）　Ｐ）は時間に対する圧力についての第一および第二導 関数を表し、そしてこれは第１１図の移転された流速リミット曲線７７の可成り 下方を横切る過渡的路１３８の初期同定を提供するために有用である。 微分器１３７は閉塞の開始を示す圧力状態に迅速に応答するためのビヒクル（ｖ ｅｈｉｃｌｅ）を提供する。経験は制御システムの第一次の調整が、第８−１２ 図に関連して上で論述した成る場合において閉塞を回避するためには不適切であ ることを示して来た。以下で一層詳細に説明する閉塞の開始に応答するシステム を加速するための他のエレメントには累進的減分、累進的旋回速度規制および逆 ポンプ作用がある。これらのエレメントは血液抽出システムの高められた効率お よびダイナミックレンジを助成する一方、閉塞速度を減少させる。 微分器１３７からの出力は適応流速リミッタ１３９であって、最大流速リミット 、警報閾値出力１４、および微分器１３７からの情報を処理するものに対し伝え られる。 適応流速リミッタ１３９（第１３図）は適応流速リミット１８２を確立するが、 これは１３６において積分器の出力に対し印加されて、血液ポンプの始動に続い て針の領域内の血液の喪失速度を規制するために血液の速度を限定する。 本発明に従い、かつ一層詳細に以下で論述するように、下記の変数が第１表中に 示されるように定義される。 第１表 ＢＬＤＦＬＯ＝　現在の実際ポンプ流速（ｍ１７分）ＢＯＦＦＳＥＴ　＝　流速 リミットマージン（ｍ１７分）ＥＸＴＲＡＴＥ　＝　現在の適応流速リミット（ ｍ１７分）ＭＡＸＥＸＴＲＡＴＥ　＝　最大流速リミット（ｍ１７分）ＨＩＧＨ ＣＯＵＮＴＥＲ−Ｌｙ’）ス９であッテ、ＢＬＤＦＬＯがプリセットした最大血 液流量を上回ると、増分されるＬＯＷＣＯＵＮＴＥＲ＝　レジスタであって、Ｂ ＬＤＦＬＯがプリセットした最小血液流量を下回ると、増分されるＨＩＧＨＴＩ ＭＥ　＝ＥＸＴＲＡＴＥの値を上昇させるべき場合、ＨＩＧＨＣＯＵＮＴＥＲに 関連するカウントＬＯＷＴＩＭＥ　＝　ＥＸＴＲＡＴＥの値を下降させるべき場 合、ＬＯＷＣＯＵＮＴＥＲに関連するカウント第１３図に関連してプロセッサは 、「適応流速リミット」以下、頭字語”ＥＸＴＲＡＴＥ”をもって示されるもの に対し調整を行う目的で第１表中に示された各変数についての値を計算および／ またはそうでなければ、定義する。ＨＩＧＨＣＯＵＮＴＥＲはレジスタであって 、これは５０ミリ秒のコンピュータサイクルについての連続した発生をカウント し、この場合制御システムに応答する制御された血液ポンプが適応流速リミット ＥＸＴＲＡＴＥの近くに接近する。ＨＩＧＨＴＩＭＥは集積された時間であうで 、その後ＥＸＴＲＡＴＥを上昇（たとえば、１５秒）させるのが望ましい。ＥＸ ＴＲＡＴＥを下降させるための同様な定義がＬＯＷＣＯＵＮＴＥＲおよびＬＯＷ ＴＩＭＥに適用サレル（タトエハ、１８秒）。 抽出サブサイクルの間の５０ミリ秒の各コンピュータサイクル、第１３図のフロ ーダイアグラムが実行される。チェックは１９２においてなされて、抽出サブサ イクルが正に開始されたことを確認し、この場合ＨＩＧＨＣＯＵＮＴＥＲおよび ＬＯＷＣＯＵＮＴＥＲは１９４においてゼロに設定される。 ブロック１９６は現在の血液ポンプ速度を試験し、そしてそれがＥＸＴＲＡＴＥ のＢＯＦＦＳＥＴ　（たとえば、５ｍｌ／分）内にあるかどうかを確認する。す なわち、それがＥＸＴＲＡＴＥおよび（ＥＸＴＲＡＴＥ−５ｍｌ／分）間の目標 流量範囲帯域１８３内にあるかどうかである。もし、ＥＸＴＲＡＴＥにあれば、 それはＨＩＧＨＣＯＵＮＴＥＲを増分する。もし、ＥＸＴＲＡＴＥを下回れば、 （−れはＨＩＧＨＣＯＵＮＴＥＲを減分す６．試験は、ＨＩＧＨＣＯＵＮＴＥＲ がＨＩＧＨＴＩＭＥに到達したかどうかを確認するために行わわ、そしてもしそ うなら、ＥＸＴＲＡＴＥを５ｍｌ／分だけ増加させる。 同様なロジックはブロック１９８において遂行されて、もし制御された血液ポン プが一貫して（ＥＸＴＲＡＴＥ−５）ｍ１／分を下回れば、ＥＸＴＲＡＴＥを減 少させる。 この方法において、ＥＸＴＲＡＴＥを制御された血液ポンプ速度に従わせ、その 結果始動に応答して過渡的路が制御されることになり、そして閉塞を回避する。 工程２００はリミットテスティングを提供して、ＥＸＴＲＡＴＥが区域内に残留 することを保証し、そして閉塞の間および血液ポンプがゼロ流速を指令される場 合の他の期間にカウンターがゼロにリセットされることをもたらす。 第７図中に示されるように、アウトプット信号はスケーラ１３８であって、組み 合わされた信号を１／８に基づいて比較するために作用するものに伝えられて他 のシステムパラメータとのスケール適合性を保証するものである。 ＦＬで表される限定された流量指令は実際流量較正工程１４４に加えられ、この 間に流量常数が利用されて限定流量指令ＦＬを較正し、較正された流量指令信号 ＦＬＣを生成する。先に説明したように、引き続くサイクルの間に実際データか ら決定された値と共に予め定めた値が第一の抽出−再注輪サイクルに関して用い られる。非侵入性螺動ポンプであって、血漿除去操作システム１００内の流路を 経由して液体を強制するために利用されるものは４個の等しく離間したローラを 含んで構成され、これらはローラおよび円形周縁壁間に形成される可撓性チュー ビングを圧搾するものである。ポンプヘッドのクォーター・ターン（ｑｕａｒｔ ｅｒｔｕｒｎ）の間実際にポンプ送り出しされる液体の量は、周縁壁に対して回 転する２本の隣接するローラ間の流路内にどの位の液体があるかにより左右され る。この液体の量は順次、流路チュービングの精確な内径に依存し、またそのチ ュービングは本来的に幾分可撓性かつ弾性的でなければならないので、液体の圧 力およびチュービングの精確な弾力性にも左右されるものである。各血漿除去操 作オペレージジンについては異なったセットの使い捨てチュービングが利用され 、またシステム圧力は異なった血漿除去オペレーションに関しては常に同一であ るという訳ではないので、血液ポンプ２６の速度であって、適応流速制御システ ム１３０により感知されるものと実際の液体流速との間の関係においては小さい が、可成りの変動が生ずるものである。 抽出の間に限定された流量指令ＦＬを較正することによって、血漿セパレータ４ ８によって被験者ドナーの血液から除去される血漿の容量を最適化することが出 来る。 較正されたＦＬ倍信号加速制限指令テーブル工程１４６に適用される。加速制限 指令テーブルは８ビツト参照用テーブルによる２５６語およびインデクシングま たはカウンティング・レジスタであって、参照用テーブルにアクセスするための アドレスを記憶するものを含んでいる。 較正された流量指令信号ＦＬＣに応答する時点においてカウンターレジスタは１ カウント増分または減分されるべく制御される。もし、ＦＬＣがカウンター値よ り大であれば、そのカウンターは１だけ増分される。もし、ＦＬＣがカウンター 値より小であれば、そのカウンターは１だけ減分される。次いで、カウンター値 は参照用テーブルにアクセスするために使用されてテーブル値を生成する。次い で、テーブル値の信号ＦＬＣか、またはＦＬＣ自体の何れかを用いて調節された 流量制御信号、ＡＦＣが更新されるが、どちらの場合でも先の更新サイクルから 決定された現在の大いさから信号ＡＦＣの規模における最小の変化をもたらす。 一層大きな流量値に関して、カウンター値における各増分に関して数単位だけテ ーブル値を変化させることが出来る。ＦＬＣまたはテーブル値によって生成され た一層小さな変化を用いることによって、信号ＡＦＣはテーブル値の中間の値に おいて定常状態条件下で安定化させて、一層精確な速度制御を提供する。 加速制限指令テーブル１４６に関する値のテーブルはその性質において指数関数 的である。このテーブルはインプット０．１．２および３に関してそれぞれ値０ ．９．１０，１１を生成する。ゼロは、ゼロインプットがゼロアウトプットを生 成するのに対し、次の工程における９へのジャンプが特定のＤ−Ａ変換器におい てオフセットを補整することを保証する。テーブルにおける各ステップは先の工 程を超えて１．０３だけ増分する。小さなインプットアドレス値に関して、この 工程は１に丸まる。より大きな値約１００に関して、その工程は従って３となる 。 テーブル内に組み込まれた指数関数的関係はそれを使用可能として３台のポンプ １４．２６．４０の全てを制御し、その結果メモリ要件を減少させる。そのテー ブルが線形であれば、ＡＣポンプ１４およびセルポンプ４０は血液ポンプ２６よ り一層迅速に比例的に加速することになる。たとえば、血液ポンプ２６に関する フルスピードはＦＬＣ＝９０に相当する可能性があり、そして血液ポンプ２６に 関しては９０回の更新サイクルを要してフルスピードに加速されるかも知れない 。一層遅いＡＣポンプ１４およびセルポンプ４０はＦＬＣ＝３０または４０を必 要とし、従って３０乃至４０回の更新サイクルにおいてフルスピードに到達する かも知れない。次いで、これらのポンプは血液ポンプ２６について必要とされる 残りの６０乃至５０カウントの間に比例的迅速に運転されてフルスピードに加速 されることになる。指数関数的関係は３台のポンプ１４．２６および４０の全て における速度変化を、それらの全てに関する単一の参照用テーブルを使用しなが ら略調和した侭とすることが出来る。 減算工程１４８において、最新の５０ミリ秒更新インターバルに関して移転され た流速カウントサイクルは、新規に計算された調節流速指令信号から減算されて 流速誤差信号ＦＲＥであって、調節流速指令信号および実際流速間の差異に等し いものを生成する。流速誤差信号はディジタル・アナログ変換器１０６に対し提 示される前に積分器工程１５０において積分され、そしてスケーラ一工程１５２ において１／８を乗することによって比較される（第３図参照）。ディジタル・ アナログ変換器１０６は積分され、かつ比較された流速誤差信号をアナログ流速 誤差信号であって、ＰＷＭモータ制御回路１６０に適用されるものに変換する。 ＰＷＭモータ制御回路１６０は慣用的な性質を有する広帯域幅ＰＷＭモータ制御 駆動回路を包含し、そして実際に、より狭い帯域幅ディジタルサーボループ内の 広帯域幅サーボループを表している。 血液ポンプモータＭ２は、ホール効果センサアレンジメントであって、モータＭ ２の３６０゛毎の回転に関して１２個のアウトプットパルスを生成するものを取 り付けている。これらのパルスはパルスカウンタ一工程１６２において切り離さ れ、そしてカウントされる。パルスカウント・アウトプットは減算器工程１６４ に適用され、そして８スケーラ一工程１６６によって乗算されて、移転された流 速カウントであって、抽出および再注輪曲線１３４ならびに減算器１４８に適用 されるものを生成する。パルスカウンター１６２はモータの回転位置を表すアウ トプットを生成する。減算器１６４は実際に微分器として作動して、現在のカウ ントから先のカウントを減算して速度に対応するカウント差異を生成することに よって位置信号を速度信号に変換する。 このようにして、抽出または再注輪の間適応流速制御システム１３０は５０ミリ 秒の反復的更新コンピュータサイクルに関し作動して、血液ポンプ２６を駆動す るモータＭ２の速度を制御し、ドナー被験者の適応能力またはシステムのデザイ ンリミットである１５０ｍ１／分を超えることのない、最大可能速度における被 験者への、あるいは被験者からのいずれかの体液流が生ずることを保証する。 この体液流速の最適化は装置の最適利用ならびに被験者に対する最小の不便さお よび不快さを保証する一方、抽出の間または再注輪の間の過剰圧力で針を閉塞さ せるかも知れない静脈の潰れを排除するものである。 ポンプ１４．２６および４０の正常な停止の間、第７図中に示された通常の制御 アルゴリズムは積分器およびリミッタ１３６のアウトプットをもって部分的にバ イパスされ、積分器１５０の出力および加速制限指令用のインデックスカウンタ ーならびにテーブル１４６は３台のポンプについて各制御アルゴリズムにおいて 全て直接ゼロに設定される。緊急運転停止が実施されるとすれば、たとえば積分 器のアウトプットに関して負の値が２０以上であり、かつリミッタ１３６は実際 作動点が適切流速リミット曲線の　か外側にあることを示す場合、あるいはたと えば、微分器１３７が閉塞の開始を検出した場合、更新サイクルが実質的にゼロ の移転された流速信号を生成するまで血液ポンプモータは単に逆方向指令を受け るに過ぎない。これは非常に低い、またはゼロ速度を示唆している。次に、通常 の停止手順が上記のように実行される。 抽出サイクルの間、積分器およびリミッタ１３６が２０以上の誤差値を出力した ときは何時でも閉塞の発生が示唆される。付加的な閉塞であって、システムがフ ルスピードに復帰するや否や発生するものを減少させるために、適応現在最大流 速値（ＥＸＴＲＡＴＥ）が４０ｍ１／分だけ減少される。もしも被験者が最小閾 値において血液を供給することが出来なければ、針１２が適切に挿入されていな いか、あるいは被験者が利用に関し適切な候補者ではないという他のことが推定 される。 このようにして、適応流速制御システム１３０が作動して、被験者の適合能力ま たは血漿除去操作システム１００のデザイン流速である１５０ｍ１／分を超える ことなく、体液流速を可能な限り高く維持する。その結果、制御システム１３０ は装置の最大の利用ならびにドナー被験者に対する最小の不便さおよび不快さを 保証する一方、過剰の静脈内圧力による静脈の潰れまたは組織の損傷の故で針１ ２の閉塞に抗して防護するものである。 当業者が本発明を実施し、かつ利用する目的に関し適応流速制御システムであっ て、特に血漿除去操作システムにおいて体液流速を制御するために有用であるも のが上に示され、かつ説明されたが、発明はそれに限定されないことが察知され るであろう。従って、添付された請求の範囲内の如何なる変形、変更または均等 なアレンジメントも本発明の範囲内にあるものと考えられるべきである。 ＦＩＧ、　１ ＦＩＧ、　３ ＦＩＧ、　４ ＦＩＧ、　５ 圧力突−カ 広カー１１ｆ 宅ニノし１卜？〉ア、！Ｌ７Ｌ−１１４トの鱒よソノ（す（鴫３１呂）要約書 液体供給源、たとえば血管へ、あるいは血管から液体、たとえば血液の適応的に 制御された取り出し／注輪を行うための方法およびシステム。取り出し／注記速 度を最大とし、カリ最適化するように取り出し／注輪の過程中に適応性流速リミ ットが確立され、そして周期的に調節される一方、同時に流れの混乱、たとえば 血液取り出し中の血管の閉塞または潰れについての早期の表示に応答する流速に おける迅速な矯正調節を提供する。本発明の方法およびシステムは自動化された アフエレシス（ａｐｈｅｒｅｓｉｓ）システムに特に適用可能である。 平成　５年　１月２５日

Claims (45)

【特許請求の範囲】
1. １．血管から血液の制御された取り出しを行うためのシステムであって、前記シ ステムは、 第一の液体流路によって前記血管に流動可能に連結された液体貯蔵器と、前記第 一液体流路を経由して前記血管から前記液体貯蔵器へ血液をポンプ送りするため のポンプと、 前記第一液体流路内の圧力を感知するための圧力センサと、前記第一液体流路内 の流速を感知するための流速センサと、（１）前記圧力センサ、（２）前記流速 センサおよび（３）前記ポンプに作動的に連結されて、前記圧力および流速セン サから圧力および流速信号を受け、そして制御信号を前記ポンプに送る適応流速 制御システムとを含んで構成され、前記適応流速制御システムは、 （ａ）最大流速リミットのセッティングを受け、かつ記憶するため、（ｂ）前記 血管内で実質的に減少した圧力を伴うことなく前記血管および前記第一流路を経 由して自由に通過する血液についての流速／圧力関係を定義する標準の流速／圧 力曲線を測定し、かつ記憶するため、（ｃ）前記標準流速／圧力曲線に関連し、 かつそれを下回る制御曲線を計算するため、 （ｄ）前記最大流速セッティングを上回らない当初適応流速リミットを設定する ため、 （ｅ）第一回のポンプ送り出し期間の間に前記当初適応流速に略等しい速度にお いて血液をポンプ送り出しさせる目的で前記ポンプに信号を送るため、（ｆ）直 ぐ前の回のポンプ送り出し期間を通じて第一流路内の圧力が制御曲線を上回った 侭であるかどうかを感知し、もしそうであれば、所定の増分量だけ適応流速リミ ットを増加させ、そしてその後次回のポンプ送り出し期間の間にその増加させた 適応流速リミットにおいて血液をポンプ送り出しさせる目的でポンプに信号を送 るため、 （ｇ）第一流路内の圧力が制御曲線を下回ったかどうかを感知し、そしてもしそ うであれば、ポンプに信号を送ってその流速を、或る回の安定化期間の間に前記 制御曲線上に安定状態圧力が確立される速度に減少させるためにプログラムされ ている。
2. ２．制御システムが更に、 （ｈ）その回の安定化期間が完了した後、安定状態流量の地点は前記適応流速リ ミットを下回る所定の量を超えているかどうかを決定し、そしてもしそうであれ は、 （ｉ）その適応速度リミットを所定の減分量だけ減少させ、そしてその後引き続 く回のポンプ送り出し期間の間に減少させた適応流速リミットにおいてポンプ送 り出しさせる目的でポンプに信号を送るためにプログラムされる請求項１のシス テム。
3. ３．前記適応流速リミットを下回る所定量が２乃至２０ｍｌ／分である請求項２ のシステム。
4. ４．前記適応流速リミットを下回る所定量が４乃至６ｍｌ／分である請求項２の システム。
5. ５．前記増分量が約２乃至２０ｍｌ／分である請求項１のシステム。
6. ６．前記減分量が約２乃至２０ｍｌ／分である請求項２のシステム。
7. ７．前記増分量が約５ｍｌ／分である請求項１のシステム。
8. ８．前記減分量が約５ｍｌ／分である請求項２のシステム。
9. ９．前記減分量が約１０ｍｌ／分である請求項２のシステム。
10. １０．各回のポンプ送り出し期間が長さにおいて約１０乃至６０秒である請求項 １のシステム。
11. １１．各回のポンプ送り出し期間が長さにおいて約１５秒である請求項１のシス テム。
12. １２．当初の最大流速リミットが１５０ｍｌ／分である請求項１のシステム。
13. １３．前記当初の適応流速リミットが１２０ｍｌ／分である請求項１のシステム 。
14. １４．前記制御システムは、 時間に対する圧力の変化速度を計算し、かつモニターするため、時間に対する圧 力の変化速度が、いつ前記流路の閉塞の進行を示すかを決定するため、およびそ れに応答して、 前記ポンプに信号を送って、前記流路の完全な閉塞を回避するように、前記第一 流路を経由する流速を矯正的に減少させるために更にプログラムされている請求 項１のシステム。
15. １５．少なくとも１個の圧力についての導関数を計算することによって、前記制 御システムが時間に対する圧力の変化速度を計算し、かつモニターするためにプ ログラムされる請求項１４のシステム。
16. １６．制御システムが、圧力の第一導関数ｄｐ／ｄｔを計算し、かつモニターす るためにプログラムされる請求項１５のシステム。
17. １７．制御システムが、圧力、および第一導関数ｄｐ／ｄｔならびに圧力の第二 導関数ｄｐ２／ｄｔ２を計算し、かつモニターするためにプログラムされる請求 項１５のシステム。
18. １８．圧力信号をモニターするため、また圧力についての少なくとも１個の導関 数の少なくとも一つの信号を生成させるため、そして少なくとも２種類の前記信 号を組み合わせて複合信号を生成させて、これから前記液体流路閉塞の表示を明 瞭に認識し得るために、前記制御システムがプログラムされる請求項１７のシス テム。
19. １９．前記回の安定化期間が長さにおいて約１０−６０秒である請求項２のシス テム。
20. ２０．前記回の安定化ポンプ送り出し期間が長さにおいて約１８秒である請求項 ２のシステム。
21. ２１．前記血管内への液体の制御された注輪のためのシステムを更に含んで成り 、この場合前記システムが、 基本注輪制御曲線であって、前記制御曲線に直接対応するものを確立するように 、前記制御曲線の符号を変更するため、予め定めた圧力調節因子によって前記基 本注輪制御曲線を上昇させるため、予め定めた勾配調節因子によって前記注輪制 御曲線の勾配を変更させるために更にプログラムされている請求項１のシステム 。
22. ２２．前記制御システムが、約４８ｍｍＨｇの予め定めた圧力調節因子を適用す るために特別にプログラムされる請求項２１のシステム。
23. ２３．前記制御システムが、約−２．０の勾配調節因子を適用するために特別に プログラムされる請求項２１のシステム。
24. ２４．血管から血液の制御された取り出しを行うための方法であって、前記方法 は、 （ａ）最大流速リミットを確立する工程と、（ｂ）前記第一流路を経由して自由 に通過する血液についての流速／圧力関係を定義する標準の流速／圧力曲線を確 立する工程と、（ｃ）前記標準流速／圧力曲線に関連し、かつそれを下回る制御 曲線を確立する工程と、 （ｄ）前記最大流速リミットを上回らない当初適応流速リミットを確立する工程 と、 （ｅ）第一回のポンプ送り出し期間の間に前記当初適応流速において前記第一流 路を経由して血液をポンプ送り出しさせる工程と、（ｆ）直ぐ前の回のポンプ送 り出し期間を通じて第一流路内の圧力が制御曲線を上回った侭であるかどうかを 決定し、もしそうであれば、所定の増分量だけ適応流速リミットを増加させ、そ してその後次回のポンプ送り出し期間の間にその増加させた適応流速リミットに おいて血液をポンプ送り出しさせる工程と、（ｇ）第一流路内の圧力が制御曲線 を下回っているかどうかを感知し、そしてもしそうであれは、ポンプに信号を送 ってその流速を、或る回の安定化期間の間に前記制御曲線上に安定状態および圧 力が確立される速度に減少させる工程とを含んで構成される。
25. ２５．更に、 （ｈ）その回の安定化期間が完了した後、安定状態流量の地点は前記適応流速リ ミットを下回る所定の量を超えているかどうかを決定する工程と、そしてもしそ うであれば、 （ｉ）その適応速度リミットを所定の減分量だけ減少させ、そして引き続く回の ポンプ送り出し期間の間に減少させた適応流速リミットにおいてポンプ送り出し させる目的でポンプに信号を送る工程とを含んで構成される請求項２４の方法。
26. ２６．前記適応流速リミットを下回る前記所定量が、前記適応流速リミットを２ 乃至２０ｍｌ／分下回っている請求項２３の方法。
27. ２７．前記適応流速リミットを下回る前記所定量が、前記適応流速リミットを５ ｍｌ／分下回っている請求項２３の方法。
28. ２８．それにより適応流速リミットが工程（ｆ）において増大される増分量は約 ５乃至２０ｍｌ／分である請求項２４の方法。
29. ２９．前記減分量が約５乃至２０ｍｌ／分である請求項２５の方法。
30. ３０．前記増分量が約５ｍｌ／分である請求項２４の方法。
31. ３１．前記減分量が約５ｍｌ／分である請求項２５の方法。
32. ３２．前記減分量が約１０ｍｌ／分である請求項２５の方法。
33. ３３．各回のポンプ送り出し期間が長さにおいて約１０乃至６０秒である請求項 ２４の方法。
34. ３４．各回のポンプ送り出し期間が長さにおいて約１５秒である請求項２４の方 法。
35. ３５．当初の最大流速リミットが１５０ｍｌ／分である請求項２４の方法。
36. ３６．前記当初の適応流速リミットが１２０ｍｌ／分に設定される請求項２４の 方法。
37. ３７．更に、 時間に対する圧力の変化速度を計算し、かつモニターする工程と、時間に対する 圧力の変化速度が、いつ前記流路内の前閉塞圧力降下を示すかを決定する工程と 、それに応答して、 前記ポンプに信号を送って、前記流路の閉塞を回避するように、前記第一流路を 経由する流速を矯正的に調節する工程とを含んで構成される請求項２４の方法。
38. ３８．少なくとも１個の圧力についての導関数を計算することによって、時間に 対する圧力の変化速度を計算し、かつモニターすることを更に含んで構成される 請求項３７の方法。
39. ３９．圧力についての第一導関数ｄｐ／ｄｔを計算し、かつモニターすることを 更に含んで構成される請求項３７の方法。
40. ４０．圧力についての第一導関数ｄｐ／ｄｔおよび第二導関数ｄｐ２／ｄｔ２を 計算することを更に含んで構成される請求項３７の方法。
41. ４１．前記制御システムがプログラムされて、圧力についての第一導関数ｄｐ／ ｄｔおよび第二導関数ｄｐ２／ｄｔ２の両者を計算し、そして前記第一導関数と 前記第二導関数とを組み合わせて第三の信号を生成させ、これから前記液体流路 閉塞の表示を明瞭に認識し得る請求項４０の方法。
42. ４２．前記回の安定化ポンプ送り出し期間が長さにおいて約１０−６０秒である 請求項２４の方法。
43. ４３．前記回の安定化ポンプ送り出し期間が長さにおいて約１８秒である請求項 ２５の方法。
44. ４４．前記制御システムがプログラムされて、少なくとも１個の整合フィルター のアウトプットを計算し、かつモニターする請求項１４のシステム。
45. ４５．少なくとも一つの圧力信号を整合フィルターに対して提供し、そして整合 フィルターのアウトプットをモニターして前閉塞圧力降下の発生を決定すること を更に含んで構成される請求項３７の方法。