JPH0657250B2 - 血液抽出及び再注輸の血流制御装置 - Google Patents

血液抽出及び再注輸の血流制御装置

Info

Publication number
JPH0657250B2
JPH0657250B2 JP60502528A JP50252885A JPH0657250B2 JP H0657250 B2 JPH0657250 B2 JP H0657250B2 JP 60502528 A JP60502528 A JP 60502528A JP 50252885 A JP50252885 A JP 50252885A JP H0657250 B2 JPH0657250 B2 JP H0657250B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
flow rate
pressure
flow
fluid
blood
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Lifetime
Application number
JP60502528A
Other languages
English (en)
Other versions
JPS61502516A (ja
Inventor
リチヤード プリンス、ポール
レイ クラーク、ロナルド
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Baxter International Inc
Original Assignee
Baxter International Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Baxter International Inc filed Critical Baxter International Inc
Publication of JPS61502516A publication Critical patent/JPS61502516A/ja
Publication of JPH0657250B2 publication Critical patent/JPH0657250B2/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Lifetime legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61MDEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/36Other treatment of blood in a by-pass of the natural circulatory system, e.g. temperature adaptation, irradiation ; Extra-corporeal blood circuits
    • A61M1/3621Extra-corporeal blood circuits
    • A61M1/3639Blood pressure control, pressure transducers specially adapted therefor
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61MDEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/14Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis
    • A61M1/30Single needle dialysis ; Reciprocating systems, alternately withdrawing blood from and returning it to the patient, e.g. single-lumen-needle dialysis or single needle systems for hemofiltration or pheresis
    • A61M1/301Details
    • A61M1/303Details having a reservoir for treated blood to be returned
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61MDEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/14Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis
    • A61M1/30Single needle dialysis ; Reciprocating systems, alternately withdrawing blood from and returning it to the patient, e.g. single-lumen-needle dialysis or single needle systems for hemofiltration or pheresis
    • A61M1/301Details
    • A61M1/305Control of inversion point between collection and re-infusion phase
    • A61M1/306Pressure control, e.g. using substantially rigid closed or gas buffered or elastic reservoirs
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61MDEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/14Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis
    • A61M1/30Single needle dialysis ; Reciprocating systems, alternately withdrawing blood from and returning it to the patient, e.g. single-lumen-needle dialysis or single needle systems for hemofiltration or pheresis
    • A61M1/301Details
    • A61M1/305Control of inversion point between collection and re-infusion phase
    • A61M1/308Volume control, e.g. with open or flexible containers, by counting the number of pump revolutions, weighing
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61MDEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/14Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis
    • A61M1/30Single needle dialysis ; Reciprocating systems, alternately withdrawing blood from and returning it to the patient, e.g. single-lumen-needle dialysis or single needle systems for hemofiltration or pheresis
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61MDEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/33Controlling, regulating or measuring
    • A61M2205/3331Pressure; Flow
    • A61M2205/3344Measuring or controlling pressure at the body treatment site
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61MDEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/33Controlling, regulating or measuring
    • A61M2205/3331Pressure; Flow
    • A61M2205/3351Controlling upstream pump pressure
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61MDEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/33Controlling, regulating or measuring
    • A61M2205/3331Pressure; Flow
    • A61M2205/3355Controlling downstream pump pressure
    • YGENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10STECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10S128/00Surgery
    • Y10S128/13Infusion monitoring

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Urology & Nephrology (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Anesthesiology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Emergency Medicine (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • External Artificial Organs (AREA)
  • Medicines Containing Material From Animals Or Micro-Organisms (AREA)
  • Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)

Description

【発明の詳細な説明】 1.発明の分野 本発明は、被験者である生体に適用し得る血流制御シス
テムに関し、より詳細には、血流を、被験者から得られ
た実際のデータに基づいて被験者毎に決定される血流制
御曲線に従って血流速度を制限することにより最適化す
るプラズマフェレーシス血流制御システムに関する。
2.先行技術の説明 プラズマフェレーシスシステムは、他のシステムと同様
に周知であり、体液の生体からの抽出或いは生体への再
注輸を要する。被験者は、通常、人又は動物の生体であ
るが、解剖死体を用いてもよい。プラズマフェレーシス
システムに於いては、全血を被験者より抽出すると共に
血漿をこの全血から分離し、全血より高密度の血液細胞
を含む抽出物を被験者に再注輸する一方、分離した血漿
を保存して所望の目的に付す。全血より分離した血漿の
置換成分として、屡々、選択された量の食塩水が供血者
に注入される。
処理装置を最大限に活用すると共にオペレータ負担を低
減し且つ、不便さや被験者に対する苦痛を最少限とする
には、体液を迅速に抽出又は再注輸することが望まし
い。然し乍ら、流速に関する生理学的限界により、ポン
ピングの速度には実際上限度がある。
抽出中に、ポンプによる吐出し流量が、採血針を挿入し
た血管の許容最大血流量を越えると、血管内の圧力が、
気圧以下となり、血管側壁が気圧により圧潰される。斯
かる血管の圧潰が起きると、血管内の血流により血管内
圧が気圧以上となる迄、血液ポンプを停止させるか、又
は充分に減速させなければならない。
血管が針の周囲に於いて圧潰された場合、針の端部が、
血管側壁に対して閉塞する。この為、針が、屡々、血管
側壁に埋没するか、或いは、突然の閉塞後に発生する針
及び管組織内の負圧により血管壁に密着する。針は、血
液ポンプが完全に停止した後も閉塞したままであり、よ
って、かなりの余分な時間をさいて針を抜去し、穿刺し
直す必要がある。
再注輸の際には、抽出時とは、幾らか異なった流速に関
する問題が生ずる。再注輸中にポンプによる流量が許容
最大血流量を越えると、血管内圧は、採血針が血管外に
抜き出されるか、又は、血管が膨張し、更には、破裂し
たり、或いは、血液が周囲の組織へ漏入する迄上昇す
る。斯かる場合は、望ましくない血腫の形成を来す。
最適血流速度は、被験者によってかなり異なる為、予測
することは困難である。任意の被験者に於いても、血流
許容量は、手で圧搾する等の血流刺激運動の程度によ
り、一定時間でかなり変動する。
針近傍の血管内圧を検出して流量の最適化を試みること
は確実とは云えない。これは、針通過時の圧力降下が、
血流速度、ヘマトクリット値依存血液粘度及び針サイズ
のパラメータに伴なって実質的に変動するからである。
従って、最適値、即ち、多くの被験者の許容最大血流量
内であるポンプによる流量よりもかなり低い、重力によ
る流量によることが一般的である。但し、この場合には
最適流量をかなり下回る可能性が有る。
プラズマフェレーシスシステムが、体液の授受を行うリ
ザーバとしての働きをする装置が、Latham,Jrに対して
発行された米国特許第 4,086,924号の「プラズマフェレ
ーシス装置」に記載されている。この装置では、抽出を
血管圧と重力により行う。プラズマフェレーシス装置の
多段式可変流量血液ポンプ(multi-rate blood pump)
は、この流量に合わせて加速又は減速する。再注輸は、
血液ポンプを比較的低速にセットした上、所定の流量で
行う。
発明の概略 本発明に係るプラズマフェレーシスシステムの体液流量
制御システムは、各被験者に対し最適値でもって流量を
制御する。この流量制御システムは、血液又は他の体液
を採血針又は他の供血者用アタッチメントと、血漿分離
システム等のリザーバとの間に接続された使い捨て可能
な管材料により形成された無菌流路を介して送り出す非
浸潤的成分採取用流体ポンプを有する。前記システム
は、更に、針とポンプ間の流路の流体圧力を検出する圧
力検出器、検出された圧力と実際のポンプ操作速度に応
じてポンプによる流量を制御する制御器、及び制御器に
オペレータの指令を伝送する制御盤を具備する。
制御器に各被験者毎に、流量ゼロでの血管圧力と、該被
験者における略ゝ線形な流量範囲内で選択された測定点
での流量に於いて検出された圧力とを測定する為に動作
する、プログラムされたデジタルプロセッサを有する。
流量ゼロに於ける血管圧力を増大して血管内圧の調節範
囲を拡大する為に、針の近傍で且つ血管血液の流動方向
の下流側に設けられた圧力カフ(pressure cuff)を用
いてもよい。上記測定点に於ける測定データは、より大
きい流量についての値を得るために外挿法により処理さ
れ、それが平行移動されるこにより、流量制御曲線が形
成される。(以下の記載においては平行移動された制御
曲線のことを移行制御曲線等と称する)次いで、制御器
は、流体ポンプに指令を伝送し、システムを、流量制御
曲線による制限を受ける所望の最大名目流量に維持す
る。実際の測定点に於けるデータを使用することで、流
量制御曲線を、用途に応じたヘマトクリット値依存粘
度、管条件に依存するポンプの流動定数、及び針の特性
に関し個々に適合させることができる。
デジタルプロセッサは、50 msec サイクルで動作してポ
ンプの流量指令を定期的に更新する。各サイクル中に前
記プロセッサは、検出された圧力をサンプルして、その
圧力の気圧に対する較正を行い、次いで、補償圧力値を
得る為のリード遅延補償を行う。又、実際の流量を計測
し且つ、ポンプのモータ速度計測信号に応じて更新す
る。更に、該流量の使用により、実際の流量に於ける流
量限界曲線上の交差圧力が求められる。実際に検出され
た圧力値を該曲線交差圧力値より引くことにより、圧力
エラー値が得られる。
前記圧力エラー信号を、積分し且つ比較して流量制御指
令を発生する。積分器に下限のゼロ、最大流量に等しい
上限、及び変化率の限界を設定して、調整された流量制
御指令を発生し、それを流量指令としてデジタルフィー
ドバック流量制御サーボループに伝送する。上記サーボ
ループの前部分は流量エラー、積分器、スケーラ、及び
D−A変換器が接続されて居り、積分された流量エラー
信号を、それ自身広域バンドのサーボループであり、ポ
ンプモータを駆動するパルス幅変調(pwm)モータ制御
システムに送る。ポンプモータからの速度信号は、フィ
ードバックとして上記pwm モータ制御システムに送ら
れ、又、それは補償リード遅延回路を介して送られ、流
量限界曲線を処理し、流量サーボループに於ける流量エ
ラー信号を算定するのに用いられる更新流量値を与え
る。実際の流量及び実際の圧力は、管の形状寸法や硬
度、及び圧力検出器のスケール誤差を含む。然し乍ら、
このシステムは、流量ゼロの測定点及び第二の流量に於
ける測定点で他の流量及び対応する圧力に於ける場合に
観測される誤差と実質的に同一の測定誤差を生ずる為、
これらの計測誤差は1次関数であり、実質的に除去でき
る。即ち、システムは、その時に用いられている管部及
び圧力検出器によって決まるそれ自身の流量及び圧力単
位に於いて作動する。比較的硬度の低い塩化ポリビニー
ルの管は、成分採取用のローラーポンプ中で幾分偏平に
変形し且つ低い負圧に於いて測定された理想線形推定デ
ータから算出した流量より低い流量を示す傾向にある大
きな負圧のために、ポンプ又は管の非線形性のファース
トオーダ補償訂正(first-order compensating correct
ion)を行う。
図面の簡単な説明 本発明は、添付図面を参照して以下の詳細な説明より、
より良く理解されよう。
第1図は、本発明に係る適合性体液流量制御システムを
用いたプラズマフェレーシスシステムの流路の概略ブロ
ック図、 第2図は、抽出及び再注輸の流量限界制御曲線のグラ
フ、 第3図は、本発明に係る適合性血液流量制御システムを
組入れたプラズマフェレーシスシステムの機能ブロック
図、 第4図は、プラズマフェレーシスシステムの動作を示す
フローチャート、 第5図は、第4図に於ける抽出動作を詳細に示すフロー
チャート、 第6図は、第4図に於ける再注輸動作を詳細に示すフロ
ーチャート、 第7図は、適合性流量制御システムの流量制御更新サイ
クルの機能ブロック図。
詳細な説明 第1図は、本発明に係る適合性体液流量制御システム
(adaptive bodily fluid flow control system)を用
いたプラズマフェレーシスシステムの非浸潤的無菌プラ
ズマフレーシス流路(10)(noninvasive,sterile plas
ma pheresis flow path)を示す。流路(10)と被験者
の血管は、採血針(12)等の体液流路接続により接続さ
れる。この採血針(12)は、生体(又は死体)の血管に
挿入して、被験者とプラズマフェレーシスシステムの流
路(10)間に於ける血液及び他の流体の二方向の連通を
行うに適している。
流路は、針(12)の近傍にて分岐し、一方の分岐流路
は、非浸潤的成分採取用血液抗凝固剤ポンプ(14)(no
ninvasive parastaltic anticoagulant pump)を経て、
血液抗凝固剤容器(16)へ伸長する。一連の血液抽出全
課程に於いて血液抗凝固剤ポンプ(14)は、血液抗凝固
剤を供給し且つ低混合比率でもって血液抗凝固剤を血液
と混合して、凝固機構の活性化を防止し、血液が流路を
通過する際、管の内壁に付着するのを防ぐ。抽出中に、
針(12)に於いて血液抗凝固剤を全血液と混合すること
により、2つの流体は完全に混合されるので血液抗凝固
剤は少量でよい。このことは、分離された血漿中の血液
抗凝固剤の量を低減する望ましい効果である。
血液流路(10)の他方の分岐流路は、気泡検出器(18)
を経て別の分岐点(22)へ伸長する。この分岐点(22)
からの一方の分岐流路は、P1圧力検出器(24)へ伸長す
る。このP1圧力検出器(24)は、血液ポンプ(26)の被
験者側に於ける流体圧力を検出する。圧力検出器(24)
は、検出器を圧力検出器管(28)に連結して流路(10)
内を非浸潤的無菌環境に維持する使い捨て可能なフィル
タを有する。分岐点(22)からの第2分岐流路は、非浸
潤的成分採取用血液ポンプ(26)を経て分岐点(30)へ
伸長する。
分岐点(30)からの一方の分岐流路は血液クランプ(3
2)を経て更に別の分岐点(34)へ伸長する。同分岐点
(30)からの他方の分岐流路は、細胞クランプ(40)を
経て濃縮細胞容器(42)の底部へ伸長する。この濃縮細
胞容器は、血漿の実質的な部分を分離した後の高へマト
クリット値の血液を受容し且つ、再注輸迄、一時的に貯
蔵する。
分岐点(34)からは、一方の流路は第二P2圧力検出器
(44)へ伸長し、他方は、分岐点(46)を経てフィルタ
(49)を内蔵する血漿分離器(48)へ伸長する。
血漿分離器(48)の性質は本発明にとりわけて重要でな
く、従来型を使用し得るが、Donald W.Schoendorferの
1985年3月21日付出願による特許出願第 591,925
号「物質を懸濁液より分離する方法及び装置」に例示す
る遠心フィルター型の分離器が非常に有利な血漿分離器
である。この型の分離器に於いては、最終生成物である
血漿出力が、ヘモグロビン検出器(50)及び血漿クラン
プ(52)を経て気圧下に維持された血漿容器(54)に接
続されている。血漿容器(54)は、重量計(58)の引張
腕(56)から懸吊する。この重量計は、貯蔵器(54)内
の血漿量に関し、プラズマフェレーシスシステムに対し
てフィードバック効果を及ぼす。P2圧力検出器(44)
は、血漿分離器(48)の入口に接続され、且つ、分離器
(48)の血漿出口が気圧に鉛直方向に於ける高低に対す
るわずかな調整分とを加えた圧力に維持されているの
で、P2圧力センサ(44)は、血漿分離器(48)内のフィ
ルタ膜の膜透過圧を示す。この膜透過圧の表示は、血漿
分離器(48)の動作を監視し且つ制御するに有用であ
る。
分岐点(46)からの他方の分岐流路は、塩水クランプ
(60)を経て塩水容器(62)へ伸長する。この流路は、
分離器を最初の使用前に、少量の塩水でプライムし且
つ、最終使用後には、塩水で洗浄することを可能とす
る。又、この流路は、塩水を塩水容器(62)から分岐点
(46)経て分岐点(34)へ、次いで、血液クランプ(3
2)を経て血液ポンプ(26)及び気泡検出器(18)、更
に、採用針(12)へ移送する。この流路は、プラズマフ
ェレーシス動作の終了時に塩水を被験者へ移送し、被験
者の全血から分離された血漿の置換を行う。
細胞ポンプ(64)は、血漿分離器(48)の出口と濃縮細
胞容器(42)の上部の入口間に接続されている。而し
て、細胞ポンプ(64)は、血漿分離器(48)から、抽出
サブサイクルの間、高へマトクリット値の血液が一時的
に蓄えられる濃縮細胞容器(42)への高へマトクリット
血液流を制御する。濃縮細胞容器(42)が充満すると、
再注輸サブサイクルが始動して、細胞クランプ(40)が
開口する一方、血液クランプ(32)が閉塞し且つ、血液
ポンプ(26)が、逆方向に動作して、高へマトクリット
血液が濃縮細胞容器(42)から気泡検出器(18)及び採
用針(12)を経て被験者へ移送される。
全ての分岐点(22),(30),(34),(46)を含む全
体液流路(10)及び接続管(66)は廉価で使い捨て可能
な、予め殺菌し得る素材より成る。血漿分離器(48)を
除くと、血液流路は、体液の無菌状態を維持して汚染を
防ぐ為に完全に非浸潤的状態に保たれる。流路の非ハー
ドウェア部分は、各部分の被験者毎にそっくり取り替え
ることができる。血漿分離器(48)も、殺菌された使い
捨て可能な部分のみが体液に接触する様構成できる。こ
の様にしてプラズマフェレーシス施術中に被験者に対し
病気を媒介する危険性が解消する。
プラズマフェレーシス装置を最大限に活用し、保守担当
の人手を有効に利用し、又、一方で不便さや、被験者に
与える不快感を軽減する為には、プラズマフェレーシス
操作を迅速に行うことが望ましい。プラズマフェレーシ
ス操作の速度に限界を与える典型的要因は、被験者の血
管内に於ける流体流量である。本システムは毎分 100ミ
リリットルの名目上の最高流量で動作する。経験から、
ほとんどの被験者は、この流量近くの体液を授受する。
しかし、不可能な場合も実質的に存在する。本発明の適
合性血流制御システムは、抽出及び再注輸に関しても各
々可能な最大流量を決定し、血液ポンプ(26)を制御
し、減縮された最大流量か、或いは、毎分 100ミリリッ
トルの名目上の流量に対応できるならば、該名目上の流
量で動作する。
採血針(12)を介して血管内の体液を授受する血管は、
小径且つ厚肉壁のゴム管に類似する。通常、生体は血管
内の圧力を気圧よりも6mmHg 高い状態に保つ。これによ
り、血管は拡開した状態に維持され、正常な血液の流れ
が可能となる。しかし、血管より供給され得るよりも速
く血液が抽出すると血管内の圧力が気圧より低下して、
血管外の気圧により血管が圧潰する。ポンプの駆動を停
止して針を通し血管内を正常な血管圧力に再帰させてか
ら再び血液を移送することは可能である。しかし、血管
が圧潰すると、屡々、血管側壁が採血針の端部に掛合し
て針を介しての血液流が遮断される。血管を再度拡開し
ても針は血管側壁に対して閉塞した状態であり、斯かる
場合には、針を穿刺し直す必要がある。当然、かなりの
時間の遅れが生じ、供血者に不安を与えることになる。
再注輸中も体液流量が大きくなり過ぎない様充分留意し
なければならない。流量が大きすぎると血管内で圧力が
上昇し、体液が針と血管側壁との接触部分で漏溢し始め
るか、或いは、血管を押し広げて破裂させる。いずれの
場合にも体液は、血管の周囲の体の組織に漏出し、危険
な状態となり血腫の形成を来たす。
静脈穿刺の間、通常、被験者の腕の上部に60mmHg程度の
圧力で圧力カフを巻回して血管を見え易くする。静脈穿
刺後は、抽出中では約40mmHgに、再注輸中に於いては実
質的に0にカフの圧力を下げる。従って、流量0(針
(12)に経る)に於ける血管内圧は主として抽出中のカ
フの圧力により決定し、約40mmHgとなる。抽出流量を最
適にする最良の方法は、実際の血管内圧を検出して、実
際の血管内圧が気圧に接近し始める程度に流量を制限す
ることである。しかしながら、ある点における実際の血
管圧力の測定は、複数の針を用いる課程や高価な同心円
状の二重構造の針を用いなければ有用ではない。本発明
は、針(12)と血液ポンプ間の圧力−流量測定点に於け
る測定血を用い、圧力と流量との実質的な一次関数、及
び被験者に於ける流量限界による飽和状態への接近、す
なわち圧力降下の際の圧力と流量との非線形的関係を示
す計測曲線の推定に基いて最高流量に対応する圧力求め
る。
第2図に関し、抽出の為の流量限界曲線を得るに際し、
適合性流量制御システムは、点(70)の流量0に於ける
圧力をサンプルする。圧力カフが40mmHgで装着されてい
る場合は、点(70)に置いても約40mmHgの圧力が期待で
きる。第2の測定点については、血液ポンプ(26)が、
毎分50mlに相当する速度で動作する様指令され、それ
は、実質上すべての被験者の許容最大流量の範囲内であ
ると期待できる。本実施例に於いては、第2の測定点
は、流量毎分50ml、圧力は -24mmHgの点である。被験者
にとって、毎秒50mlの流量での供給が可能であるとする
と、第1の測定点(70)と第2の測定点(72)との差
は、血管と圧力検出器の分岐点との間の流体流路に於け
る圧力降下に起因する圧力損失である。この圧力降下
は、主として針を通る流体の流れが規制されることによ
るもので、針のサイズ、血液粘度及び流量に依存する。
特定のプラズマフェレーシスについては、針サイズのパ
ラメータは実質的に一定で、血管とP1検出器(24)との
間の圧力降下は実質的に流体流量と粘度に比例する。適
合性流量制御システムは、この線形関係を利用し、抽出
の各サブサイクルの開始時に於ける測定点(70)及び
(72)における圧力データを線形外挿法により処理して
全圧力範囲における血管圧力と流量の関係を示す曲線
(74)を得る。この全範囲圧力−流量曲線(74)を、第
1の測定点(70)に於ける流量0での圧力、40mmHgと、
血管内圧として許容され得る最小の圧力、例えば点(7
6)に於ける12mmHgとの間の圧力差に等しい量だけ下方
に平行移動させ、移行流量曲線(77)を得る。移行流量
曲線(77)は、一般式、P={〔P(2)−P(1)〕/〔FR
(2)-FR(1)〕}×FR+40-28、で表現され、式中、(P)
は、その時点での圧力、P(2)は、第2の測定点に於いて
検出された圧力、P(1)は、第1の測定点に於いて検出さ
れた圧力、FR(2) は第2の測定点に於ける流量、FR(1)
は、第1の測定点に於ける流量、FRは、ある点に於ける
実際の流量、40は、流量ゼロで検出された圧力で、切片
を示す血管圧力であり、 -28は、如何なる流量に於いて
も血管の破壊を防ぎ得る程度の血管内圧力降下の最大限
を示すものであり、マージンとして12mmHg幅の余裕があ
り、他の値を入れることも可能である。40-28=12で示
される差は、許容し得る血管内圧力の最小限に関して
も、充分なマージンが確保されていることを示し、圧力
カフの圧力を8乃至10mmHg下げても尚、血管内の圧力
は、僅かながら正に維持される。
移行流量限界曲線(77)を(76A)で示された100ml毎分
の名目上の流量に於ける点を中心に回転させ、移行され
た流量ゼロの限界点(76)を流量ゼロの点で付加された
点(76)からのマージン、12mmHg分の増加により、24mm
Hgを示す点(79)へ移し、最終的な抽出流量限界曲線が
得られる。この曲線は、曲線(77)に比して2つの利点
を提供する。血流許容量の低い被験者にとって、低流量
に於ける血管の破壊の防止に役立つマージンが更に得ら
れることと、流量ゼロに於いて、24mmHg未満の圧力で
は、流量が開始しない為、流れ始める以前に、血管は、
自づから実質的に血液で満たされた状態になる。抽出流
量曲線(78)の一般式は、P={〔P(2)-P(1)〕/〔FR
(2)-FR(1)〕-12 /FR(3)}×FR+40-28+Rで表現され、式
中 +12は、流量0に於いて付加したマージンで他の値で
あっても良く、-12/FR(3)は、勾配の増加に担当し、想
定された最大流量FR(3)に於いて、当流量曲線を移行流
量曲線(77)と合致させる。その他のパラメータは、移
行流量限界曲線(77)に関して定義した通りである。
P1圧力センサ(24)に於いて測定すると、実際に検出さ
れる圧力は、曲線(80)に従い、つまり、供血者として
の被験者がその血液量を抽出によって供給し得る限りに
於いては実質的に流量曲線(74)に従う。しかしなが
ら、抽出される血液量が最大許容流量に近づくに従っ
て、血管内圧は降下し始め、この圧力降下が、針を横切
る圧力降下に加わり、実際の流量曲線(80)は、圧力に
関し、流量曲線(74)よりも減少し始める。適合性血流
制御システムは、P1圧力センサ(24)を用いて、流量曲
線(80)の実際の圧力をモニタし、点(82)に於いて、
曲線(80)が抽出流量限界曲線(78)に交叉した時に
は、それ以上の流量の増加は禁じられる。
適合性血流制御システムは、抽出流量制御曲線(78)
に、実際の流量曲線(80)が交叉する点が、想定された
毎分100mlの名目上の流量を下回る限り、上記システム
自体の動作をこの交点で維持する様に働く。被験者が、
想定された毎分100mlの名目上の流量を許容し得る限
り、この名目上の最大流量でポンプ移送が行なわれる。
再注輸に関しても、抽出時と実質的に同じ方法で、再注
輸流量限界曲線が決定される。圧力は、第1及び第2の
流量の測定点で検出される。例えば、流量0の第1測定
点(90)と、返血流量に関する如何なる被験者の流量許
容値の範囲内にも充分入ると考えられる流量の第2測定
点に於いて検出される。再注輸の際には、圧力カフが減
圧される為、流量0の縦軸との交点の測定点(90)は、
通常およそ6mmHgであり、これは、正常な血管内圧力で
ある。
細胞の再注輸では、粘度を倍増するなど、血漿の除去に
伴なう粘度の増加を予め近似的に仮定することが望まし
い。そこで、抽出に関し予め算出された粘度による圧力
降下を2倍し、その符号を変え、再注輸圧力制御曲線の
勾配を得る。再注輸時に於いては、血管の特性は、僅か
な過剰圧力に耐え、圧力で血管が潰れ易い抽出時とは異
なる。従って、流量ゼロに於けるかなりの正のオフセッ
ト、例えば48mmHgが許される。
針−濃度細胞の流動の関係は、第2図の正常な血管圧力
と流量を示す曲線(92)に示され、点(90)は、流量ゼ
ロに於いて圧力カフを使用せずに測定される血管圧力で
ある。流量限界曲線(92)を上方へ48mmHg移行すると、
点(95)に於いて流量ゼロで56mmHgの縦軸切片を有する
移行流量限界曲線(94)が得られる。移行流量限界曲線
は、実際のポンプ速度を制御する最終的な再注輸制御曲
線となる。移行制御曲線(94)のサミングポイント(9
5)は、正の方向にオフセットし、曲線(74)の符号を
変え、その勾配を増加させた結果得られたものである。
曲線(93)は、濃縮された細胞が充分な粘度を有する為
に曲線(94)との交点に於いて幾分減少していると仮定
した場合の実際の検出圧力を示す。粘度の高い流体に過
度の流量を課すと、流体の剪断力が過度に働き、赤血球
を損傷する可能性がある為、このような流量の減少は利
点となり得る。
抽出曲線(4)から、再注輸制御曲線を得るこの方法は、
針及び血液の特性が抽出時の測定で決まり、中途で測定
の為に血液ポンプを休止する必要が無いという点でも有
利である。もし、被験者からの血液のヘマトクリット値
が、30など低いと、制御曲線(94)の勾配は比較的小さ
く、高い流量を維持し続けていても、48mmのオフセット
によって、返却される細胞のヘマトクリット値(従って
粘度)を被験者からの血液のヘマトクリット値を超えて
増加することが許容される。しかし、被験者からの血液
のヘマトクリット値が45である等、比較的高い場合は、
制御曲線(94)の勾配は急となり、48mmオフセットは比
較的、意義を有さなくなり、返却細胞が過度の剪断力に
曝されない様に流量の方を減少させなければ、粘度が2
倍以上になることは許されない。
第2図の曲線(96)は、返却に於ける流れが制限を受け
たり、針が肉に滑入したり、流れに妨害を発生した場合
を仮定して生ずる非線形の(1次関数に従わない)実際
の流量−圧力曲線を示す。こうした状況では、通常、血
腫の形成を着たす可能性がある。曲線(96)の曲線(9
4)との交点(96A)に於いて返却細胞の流量が減少せら
れ、低くなった流量許容量に適合される。曲線(94)を
超える急速な圧力増加に対しては全てのポンプが停止さ
れる。
濃縮細胞の再注輸に関する制御曲線(94)は、一般式、
P=M{〔P(1)-P(2)〕/〔FR(2)-FR(1)〕}×FR+46+6で
表現され、式中Mは、抽出時の勾配の負数に掛け合わさ
れる正の粘度を示す値で、他の値も取り得る。+6は、流
量ゼロに於いて測定された血管圧力、48は、流量ゼロで
測定された血管圧力からのオフセットであり、他の値も
取り得る。勾配の符号の変更は、処理時間を短縮する
為、P(2)よりP(1)を引く代わりにP(1)よりP(2)を引くこ
とにより為される。
供血者に於ける実際の濃縮細胞流量の仮定曲線は、例え
ば、破線による曲線(93)で表わされ、システムの再注
輸に関する流量制限機能を示す。適合性血流制御システ
ムは、曲線(93)で表される実際の検出圧力が、流量限
界曲線(94)と交わる流量の限界点か、又は、想定され
た名目上の流量毎分100mlに到達する点のうち、いずれ
か小さい値の方に到達する迄、血液の再注輸を可能な限
り迅速に行う様動作する。この様にシステムは、抽出時
及び再注輸時にも、最適流量を得ることができる。
第3図に関し、プラズマフェレーシスシステム(100)
は、プラズマフェレーシスシステム(100)の動作の制
御を維持するプロセッサ(102)を含有する。本実施例
に於いては、プロセッサ(102)は、6502型のマイクロ
プロセッサであり、システムの適切な動作を可能にする
為、マイクロプロセッサに典型的に組み込まれるメモリ
及び周辺論理の全てを含有すると思われる。プロセッサ
(102)は、アドレス及びデータバス(104)を介してプ
ラズマフェレーシスシステムの他の部分と通絡してい
る。アドレスとデータバス(104)に接続されているア
イテムの一つにカフ圧縮ポンプ(106)が有る。カフ圧
縮ポンプ(106)は、被験者の血管内圧を増加させるの
に用いるアームカフ中の圧力を調節する。
同様にメモリバス(104)に接続しているのは、血液抗
凝固剤ポンプ(14)、血液ポンプ(26)、及び細胞ポン
プ(40)の3個のポンプと、血漿分離器(32)である。
これらの装置の回転部を駆動するモータは、12の位置増
加シグナルを発するホール効果検出器(hall effect se
nsors)を有する。これらの位置フィードバックシグナ
ルは、各々のモータに組み込まれたリセッタブルカウン
タに蓄積され、蓄積された数値は、位置及び速度のフィ
ードバックとしてメモリバス(104)よりプロセッサ(1
02)へ送られる。デジタルからアナログへの変換器もメ
モリバス(104)に接続されて居り、ACポンプ(14)、
血液ポンプ(26)、細胞ポンプ(40)、及び分離器(3
2)の各々のモータに対するプロセッサ(102)からの速
度指令を受け取る。プロセッサからのデジタル速度指令
は、アナログ信号へ変換され、各モータへ伝えられる。
アナログからデジタルへの変換器(108)は、メモリバ
スを介し、プロセッサ(102)に連絡する為に接続され
ている。アナログ−デジタル変換器は、8チャンネルの
アナログ情報を受け取り、その情報をデジタルの形で、
プロセッサ(102)へ送る。アナログ−デジタル変換器
にアナログ信号を与える装置として、ヘモグロビン検出
器(50)、圧力検出器P1、圧力検出器P2、及び第3の圧
力検出器P3(110)が有り、ヘモグロピン検出器は、血漿
中の赤いヘモグロビンの出現を検出する2チャンネルの
アナログの光学的情報を与え、圧力検出器は、被験者の
腕に装着した圧力カフ中の圧力に反応する。各々の圧力
検出器は、1チャンネルのインプットをアナログ−デジ
タル変換器(108)に与える。重量計(58)は、変換器
(108)に他の1チャンネルのアナログインプットを与
え、血漿及び重量計(58)のアーム(56)から懸吊する
バッグの重量を表示する。塩水クランプ(60)、血液ク
ランプ(20)、箝血漿クランプ(52)及び細胞クランプ
(40)を含む。各々の非浸潤的流体流動クランプは、メ
モリバス(104)を介してデジタルの箝搾指令を受け取
る為に接続され、その指令に従ってクランプの開閉によ
り流路が開閉する。同様にカフクランプ(112)が接続
されて居り、被験者の腕に装置された圧力カフ内の空気
圧を選択的に維持又は減少させている。
濃縮細胞レベル測定器(114)も、メモリバス(104)を
介して、濃縮細胞容器(42)内の濃縮細胞レベルを表示
するデジタル信号を伝える為に接続されている。本実施
例に於ては、濃縮細胞レベル測定器(114)は、4つの
光学的検出器を有する。これらは、濃縮細胞液が、濃縮
細胞の底部近傍の底部検出器(114a)の上方か下方、底
部検出器(114a)の少し上に有るセンサ(114b)の上方
か下方、又、濃縮細胞容器(42)の最上部近くに有る最
上部センサ(114d)の上方か下方、最上部センサよりも
少し下に位置するセンサ(114c)の上方か下方に有るか
を表示し、容器が略ゝ充満状態を示す。
気泡検出器(18)は、メモリバス(104)を介してプロ
セッサ(102)にデジタル的に接続され、気泡が、採血
針近傍の血管内を流れる流体中に検出される非常事態を
表示する。
オペレータパネル(120)も又、アドレス及びデータバ
ス(104)を介してプロセッサに接続されている。オペ
レータパネル(120)は、前進、停止、後退の指示のみ
ならず、プラズマフェレーシスに関する様々なステップ
を通じて操作者による各段階を制御する為の数量コマン
ドも受け取る。オペレータパネル(114)は又、プラズ
マフェレーシスの操作状態を示すディスプレイの形で、
操作者に対し、フィードバック情報を提供する。
プラズマフェーレーシスシステム(100)を利用した典
型的プラズマフェレーシス動作サイクルを第4図に示
す。動力の入力又は前のサイクルの完了後、システム
(10)は、P1圧力センサ(24)を用い、検出圧力と気圧
との差を計算する為、気圧の測定を行なう。次に、使い
捨て可能な管部、圧力センサの界面、血漿容器(54)、
濃縮細胞容器(42)及び分離器フィルタ(49)を、第1
図に示す殺菌された非浸潤的流体流路を形成する様取付
けを行い、その間、システム(10)は休止している。上
記の使い捨て可能な装置の取り付けが完了して、操作者
が、アドバンスキーを押すとプラズマフェレーシスシス
テム(100)は、テスト及び開始段階へと進む。
テスト及び開始段階に於いて、システム(100)は、種
々のポンプやクランプを使って、使い捨て可能な管部に
圧力を加え、漏れに関するテストを行う。漏れが発見さ
れると、システムは停止し、操作者を呼んで、ディスプ
レイメッセージによりそれらの漏れを修理させる。漏れ
が発見されなければ、システムは、塩水クランプ(10)
を予め定めた短時間開き、血漿分離器(48)のフィルタ
膜(49)と周辺の壁との間の小スペースや血漿分離器
(48)に通じる管部に重力によって塩水をプライムさせ
る。この課程で、細胞ポンプを駆動し、血漿分離器(4
8)から濃縮細胞容器(42)へ空気及び偶発的に混入し
た少量の塩水を送り、そこで空気を、通気口(116)か
ら出す。塩水のプラズマが完了すると、血液抗凝固剤ポ
ンプ(14)が作動し、血液抗凝固剤容器(16)と採血針
(12)との間の管部を所定量の血液抗凝固剤液でプライ
ムする。
血液抗凝固剤プライムが完了すると、システムは、休止
し、ディスプレイが操作者に対し、個々の被験者に関す
るヘマトクリット値や体重を、知られていれば情報とし
て入力する様指示する。この時、必要ならば、他の選択
し得る付加的情報も入力することが可能である。選択的
情報には、血液に対する抗凝固剤の望ましい割合、血漿
のパーセンテージ或いは、血液から分離すべき血漿の量
が含まれ得る。操作者が数値を入力しない場合は、所定
値を代入する。この情報が入力されると、システムは休
止し、操作者に圧力カフ装置の指示を与える。圧力カフ
を装着するとシステムは、静脈穿刺及び、採血針(12)
への血液とACの連絡を促す。操作者がアドバンスキーを
押すと、システムは血液のプライムを行う段階へ進む。
血液のプライムが行なわれている間、システムは、先
ず、流量ゼロに於いて第1の測定点でのデータを確立
し、次に第2の測定点でのデータを得る為に毎秒50mlで
プライムしながら圧力を検出する。システム(100)
は、先ず、気泡検出器(18)、血液ポンプ(26)、及び
細胞クランプ(40)を経て、濃縮細胞容器(42)へ、容
器(42)中の液体レベルが、底部検出器(114a)に達す
る迄、濃縮細胞路をプライムする様動作する。この時、
血液クランプは閉塞している。一度プライムすると、各
再注輸サイクルの終る毎に充分なプライムをする必要は
無いが、採血針(12)と分岐点(30)間の血液流路に所
定量、約10cc程度の血液を移送して、濃縮細胞が分離器
(48)へ送り込まれない様にする。
細胞クランプ(40)が閉塞して血液クランプ(32)が開
口し、血液が、血液ポンプ(26)により、気泡検出器
(18)、ポンプ(26)、分岐点(30)、血液クランプ
(32)、分岐点(34)、及び分岐点(46)を経て血漿分
離器(48)へと送られ、分離器側の流路を血液でプライ
ムする操作が継続する。
血液ポンプ(26)が作動している間、細胞ポンプは、実
質的に同速で動作し、血漿分離器(48)から、液体を注
出して、濃縮細胞容器(116)へ移送する。ここでは、
その液体は、血液によって置き変えられている。最初の
プライムに於置いては、置換された液体は、主として、
塩水プライムで用いた食塩の水溶液である。再注輸の各
サブサイクルの終了後では、上記液体は、主として血液
である。回転フィルタを用いる場合は、フィルタをこの
期間中に正常なスピード迄加速する。プライム操作は、
濃縮細胞容器の底部検出器の上隣のセンサ(114b)に液
体が到達する迄継続される。
濃縮細胞容器(42)が、底部検出器(114b)に続いてプ
ライミング液で満たされると、血漿クランプ(52)が開
かれ、血漿分離操作が開始され、血液ポンプ(26)は、
第2図を参照の上考察した通りの最適流量を出す様動作
する。抽出サイクルに於いては、血漿分離器は、血漿を
全血から分離し、血漿はヘモグロビン検出器(50)及び
血漿クランプ(52)を経て血漿容器(54)へ移送され
る。残りの高密度濃縮細胞は、細胞ポンプ(64)による
制御下に於いて、細胞ポンプ(64)を経て、濃縮細胞容
器(42)へと移動する。血漿の流れは、周囲の気圧に曝
された、柔軟な壁を有する血漿容器(54)に流入する
為、血漿分離器(48)の血漿側は、気圧に保たれる。従
って、分岐点(34)及び分岐点(46)を介して分離器
(48)へと接続されている圧力検出器(44)は、血漿分
離器(48)内の分離フィルタ膜(49)の膜透過圧力を示
す。
抽出サイクルの操作中、プロセッサ(102)は、システ
ム(100)のステータスパラメータを50msec毎に更新す
る様動作する。これらのステータスパラメータは、圧力
センサの値、モータ回転数、クランプの状態、液体レベ
ル表示、及び、気泡検出器(18)とオペレータパネル
(114)の状態に関する情報を含む。濃縮細胞容器(4
2)が満タン状態にあることが濃縮細胞レベル測定器に
より表示されたり、重量計(58)によって、血漿容器が
満タンであると表示されたりしない限り、抽出サイクル
は継続する。
初めに、システム(100)は、流量の血液ポンプ(26)
及び細胞ポンプ(64)の回転数に対する割合を定義する
流動定数として所定の代用値を用いる。しかしながら、
正確性を増す為にこれらの流動定義は、各抽出−再注輸
サイクル中の実際の流量データを用いて更新される。回
転数(12/1 回転)は、濃縮細胞容器(42)に於ける液
体レベルが検出器(114b)から、(114c)へ上昇する間
保持される。対応する体積変化を濃縮細胞容器(42)に
於ける既知の体積変化に加え、血液ポンプ(26)を流れ
る総体積を算出する為に血漿容器(54)の重量を得る。
抽出方向の流動定数も、同様に血液ポンプ(26)に関
し、各抽出サイクル中に求められる。2番目及び続く各
々のサイクルの為に血液流路がプライムされる前に、新
しい流動定数は、古い流動定数に取って替わる。
上記の流体容器の1つが満タンであることを検知した
時、システムは、再注輸サイクルの操作を開始する。再
注輸サイクルに於いては、濃縮細胞容器(42)の液体レ
ベルが、底部レベル表示点に達する迄、濃縮細胞容器
(116)中の濃縮細胞が、供血者に返還される。濃縮細
胞レベル測定器(114)によって、濃縮細胞容器(42)
が空であると表示された後、血漿容器(54)の状態がテ
ストされる。もし満タンでなければ、血液流路が再び血
液でプライムされ、以前と同様にして、次の抽出サイク
ルが動作する。再注輸操作に於いては、血液及び濃縮細
胞液が被験者へ戻されるので、再注輸後、血漿容器(5
4)が満タンであることがわかれば、血液及び濃縮細胞
の流路を塩水で洗浄する。一般に、塩水の最終的な再注
輸は、血漿分離器(48)と、血漿分離器(48)から濃縮
細胞容器(42)及び血液ポンプ(26)を経る流路を洗浄
するに充分な、選択された量の食塩水溶液が流される迄
続けられる。次に、細胞クランプ(40)が閉塞すると共
に、分離器クランプ(32)が開口して、容器(62)から
の食塩水溶液の流れは、分岐点(46)、分岐点(34)、
及び分岐点(30)を経て針(12)へ、血液ポンプ(26)
の制御のもとに継続する。食塩水溶液のポンプによる移
送は、一般的に、被験者から除去された血漿の量に等し
い量の食塩水溶液が、被験者に注入される迄続けられ
る。次に、システムが休止して、使用された使い捨て部
分が除かれ、新しい使い捨て部分が取り付けられるのを
待ってアドバンスキーを押すと、他の新しい被験者に対
し新たなプラズマフェレーシス操作を開始する。
以下、第4図に示す抽出段階のチャートをより詳細に示
す第5図につき説明する。50msec毎の更新サイクルは、
先ず、血液ポンプの速度指令や血流制御と直後には関連
しないシステム操作の為の他の指令の更新に始まる。こ
の更新サイクルは、システムの状態を示すデータの収集
及び新しい指令パラメータの算定を含む。血液抗凝固剤
ポンプの速度指令の更新及び細胞ポンプの速度指令の更
新も、抽出時に於ける血流制御に直後関係している。次
にプロセッサ(102)は、ヘモグロビン検出器(50)及
び気泡検出器(18)から得られたデータを調べる。ヘモ
グロビン或いは気泡が検出されたり、圧力等、いずれか
のステータスパラメータが許容範囲外にある場合は、異
常メッセージがディスプレイされ、異常事態の処理課程
として、システムが停止する。
通常、ヘモグロビン及び気泡のテストは陰性であり、プ
ロセッサ(102)は、貯蔵細胞レベル測定器(114)が、
満タン状態を表示しているか否か、重量計(58)が、血
漿容器の満タン状態を表示しているか否かを調べる。い
ずれかの容器が満タンと表示されたら、フローチャート
は、再注輸サイクルへと進む。そうでなければ、再び抽
出の更新サイクルが行われる。
第4図に示した再注輸サイクルを更に詳細に示した第6
図のフローチャートに関し、以下説明する。再注輸の開
始に際しては、血液クランプ(20)が閉塞し一方、細胞
クランプ(40)が開口して、圧力カフ内の圧力を除く為
にカフクランプ(112)が開口する。次に、システム
は、貯蔵された細胞をポンプで被験者へ返送する。この
際、抽出時の場合と同様、50msecサイクルで、血液ポン
プの速度指令は更新される。しかしながら、再注輸時に
於いては、抽出時に用いられた第2図の抽出流量限界曲
線(78)でなく、移行再注輸流量限界曲線(94)が使用
される。
再注輸の行なわれる間に気泡検出器(18)による気泡の
検出、及びP1に於ける過度の圧力の検出が行なわれる。
ここに於いてP1センサ(24)による圧力の検出は、流量
制御パラメータによる流量の計算と関連し、正常な更新
流量の上方に於ける限界の超過に関するテストである。
もし、気泡が検出され、或いは、P1に於ける圧力が既定
の限界を上回れば、異常メッセージのディスプレイと共
に異常事態の処理操作が始まり、全てのポンプが迅やか
に停止し、システム(100)が停止する。通常、システ
ムは、気泡や過剰圧力を検出せず、濃縮細胞レベル測定
器(114)からのレベル表示データをテストする。も
し、濃縮細胞容器(42)が空でなければ、サイクルは繰
り返される。しかし、濃縮細胞容器が空であると表示さ
れると、 血漿容器が満タンか否かテストされる。血漿容器が満タ
ンであれば、システム(100)は、第4図に示した使い
捨て部分を洗浄する。血漿容器(54)が満タンでなけれ
ば、システムは、ポンプ流動定数を更新し、圧力カフを
再び膨張させた後、次の抽出サイクルへと進む。
血液ポンプ(26)を駆動するモータ(M2)の動作を制御
する適合性流量制御システム(130)を第7図に機能ブ
ロック図で示す。図中に明示されていないが、デジタル
の数学的操作は、プロセッサ(102)(第3図)により
行なわれる。一般に、適合性制御システム(103)は、P
1圧力センサ(24)からの圧力表示及び血液ポンプ(2
6)のモータ(M2)からの実際のモータ速度信号に反応
し、モータ(M2)及び血液ポンプ(26)に対してモータ
速度指令信号を発生する。
ACポンプを駆動するモータ(M1)及び細胞ポンプ(40)
を駆動するモータ(M3)の作動状態は、血液ポンプ(2
6)を駆動するモータ(M2)との比率で表される。例え
ば、ACポンプ(14)は、血液ポンプ(26)と比べ1乃至
5パーセントの体積を、細胞ポンプ(40)は、血液ポン
プ(26)と比べ50%の体積を各々輸送し得る。ACポンプ
(111)及び細胞ポンプ(40)を駆動するモータに対す
る速度制御システムも、速度のスケーリングを除いて、
実質的には、システム(130)と同様であり、よって、
省略する。
P1圧力検出器からの圧力表示は、アナログからデジタル
への変換器(108)によってデジタルに変換され、プロ
セッサ(102)へ送られる。デジタルの圧力値は、気圧
値に於いて圧力0が表示される様に気圧値による目盛合
せ分を差し引くことにより調整される。目盛合せによる
調整の済んだ圧力値に、次にリード遅延補償関数を次式
の通り適用する。
PC=〔Pn-αPn-1〕/〔1−α〕 式中、Pnは、ある時点での目盛調整された圧力表示、Pn
-1は、前の更新サイクルからのリード遅延補償圧力表
示、そしてPcは、結果として得られる補正された圧力の
表示である。ここで、血液ポンプ(26)の作動中、モー
タ(M2)の速度指令は、50mescのサイクル毎に反復的に
更新されることが想起される。αは比例定数の典型的に
は、およそ0.5である。目盛調整された圧力の表示に
対するリード遅延補償は、ブロック(132)に示され、
これにより、傾斜(Lamping)による遅れや、制御シス
テムの他の部分に於ける他の遅れに対し補正を行い、シ
ステムの働きは安定化される。
補正された圧力表示Pcは、ステップ(134)に送られ、
第2図の抽出或いは再注輸流量限界曲線は、ステップ
(134)に於いてシステムのステータスパラメータに適
用され、圧力エラー信号を発する。ステップ(134)に
於いて、血液ポンプ(26)のある点における実際の速度
を示す、変換され、スケーリングされた流量カウント信
号は、適切な流量限界曲線を表す方程式に数学的に当て
はめられ、流量限界曲線にシステムの実際の流量がぶつ
かるところの限界圧力P1が求められる。圧力エラー信号
Peは、PcとP1との差として得られ、その際、Peは、その
時点の圧力Pcが限界点以内であれば正、Pcが限界点を超
えれば負となる。即ち、抽出に関しては、Pe=Pc-P1、
再注輸に関しては、Pe=P1-Pcで表わされ、Pc及びP1
は、符号を持つ実数である。抽出時にも再注輸時にも、
検出した圧力値が、流量限界曲線の範囲を出る点を超え
て流量が増加するに従い、Pe値はいずれにしろ結果とし
て、負の方向に増加する。モータ(M2)の回転方向は、
プロセッサ(102)により制御され、回転の速度のみ
が、適合性流量制御システム(130)により制御され
る。
積分器及びレミッタステップ(136)に於いては、圧力
エラー値Peが積分されることによってあらゆる流量エラ
ーがゼロに修正される。積分値は、毎秒100mlの最高流
量に対応する選択された正の最大値に制限される。積分
された圧力エラー信号に関するあらゆる負の値は(これ
らは、その時点に於ける流量が、許容範囲を超えている
ことを示す)、ゼロへ制限され、スピード値の制御シス
テムによる方向を誤った不適切な応答を避ける。積分さ
れ且つ制限された圧力エラー信号を、ステップ(138)
に於いて1/8 倍に縮小し、他のシステムパラメータと比
率の上で合致させる。
FLで表される制限された流量指令を、各時点での流量の
目盛調整ステップ(144)に適用して、この時、流量定
数が制限された流量指令、FLを目盛調整し、目盛調整流
量指令信号FLC を得る。前述の如く、最初の抽出−再注
輸サイクルには、既定の値を使用して、後続のサイクル
では、各時点でのデータから値を定める。プラズマフェ
レーシスシステム(100)に於いて、流体を流体流路に
通流する為に用いる非浸潤的成分採取用ポンプは、平行
に設置された4つのローラから成り、それらは、ローラ
と環状をした周辺の壁との間の流路を定義する管部を圧
搾する。ポンプヘッドの1/4 回転の間に移送される流体
の壁は、周辺の壁に向かって回転している2つの近接す
るローラ間の流路内の流量による。この流量は、厳密に
は、流路の管部の内径に依存し、又、管部は、本質的に
幾分柔軟で弾力性があるので、この量は、流体の圧力及
び管部の柔軟性にも厳密に依存する。プラズマフェレー
シスの各操作毎に異なる使い捨て管部が用いられ、又、
異なるプラズマフェレーシス操作ではシステムの圧力も
同一ではないので、適合性流量制御システム(130)に
よって検出される血液ポンプ(26)速度と流体の実際の
流量との関係には、僅かではあるが有意な変動が生ず
る。
抽出時に、制限された流量指令、FLを目盛調整すること
により、血漿分離器(48)によって被験者の血液から分
離する血漿の体積を最適にすることができる。
目盛調整されたFL信号は、加速制限指令テーブルステッ
プ(146)に送られる。加速制限指令テーブルは、256
ワードを含む8ビットのルックアップテーブルとルック
アップテーブルを処理する為のアドレスを貯留する指
示、或いは計数記録器を有する。
計数記録器は、調整された流量指令信号、FLC に応答
し、一度に1カウントの増減をコントロールする。FLC
が、アウンタ値より大であれば、カウンタは1増加し、
小であれば、1減少する。次に、カウンタ値を、ルック
アップテーブルに適用して、テーブル値を得る。調整さ
れた流量制御信号、AFC は、信号FLC のテーブル値か、
又は、FLC 自体かいずれか、信号AFC の大きさと前の更
新サイクルより得られた大きさとの差が小となる方を用
いて更新する。
大きな流量値に関しては、カウンタ値の個々の増加に対
して、テーブル値を数ユニット変化させることができ
る。FLC 又はテーブル値によって生ずる小さい方の変化
を用いることにより、信号AFC は、テーブル値の中間に
位置する値に於いて安定し、より厳密な速度制御を行う
ことができる。
加速制限指令テーブル(146)の値は、指数関数の性質
を有する。0,1,2,及び3の入力に対し0,9,1
0,11,の値が各々得られる。ゼロの入力に対しては、
ゼロが出力されるが、次の段階での9への飛躍は、D-A
変換器(106)に於けるオフセットを補償する。テーブ
ル中の各ステップは、前のステップから1.03ずつ増加す
る。小さな入力アドレス値に関しては、このステップは
1となり、100 付近の大きな値に関しては、ステップは
3となる。
テーブルに確立された指数関数は、3つのポンプ(1
4),(26),(40)の全てを制御するのに使用され
得、従ってメモリの必要性を軽減する。テーブルが、も
し1次関数であれば、ACポンプ(14)及び細胞ポンプ
(40)は、血液ポンプ(26)より比較的に早く加速す
る。例えば、血液ポンプの最高スピードがFLC=90に相
当し、血液ポンプ(26)が、最高スピードに加速される
には90更新サイクルを要するに対し、より低速のACポン
プ(14)及び細胞ポンプは、FLC=30或いは40を要し、
従って30或いは40の更新サイクルで最高スピードに到達
する。血液ポンプが最高スピードに加速される迄未だ60
或いは50カウント残っており、更に加速が続けられてい
る状態に於いて、ACポンプ及び細胞ポンプは、その分比
例的に速く動いていることになる。テーブルの指数関数
は、一つのルックアップテーブルを用い、3つのポンプ
(14),(26)、及び(40)全てのスピード変化を、お
よそ比例的関係に保つことを可能にする。
控除ステップ(148)に於いては、一番最後の50msec更
新期間に対する変換された流量カウントサイクルが、新
しく計算された調整流量指令信号から引かれ、流量エラ
ー信号、FRE を得、これは、調整流量指令信号と実際の
流量との差に等しい。流量エラー信号は、積分器ステッ
プ(150)で積分され、デジタルからアナログへの変換
器(106)(第3図参照)へ送られる前に、スケーラス
テップ(152)に於いて1/8 倍にスケーリングされる。
デジタルからアナログへの変換器(106)は、積分さ
れ、スケーリングされた流量エラー信号をPWM モータ制
御回路(160)へ送られるアナログ流量エラー信号へ変
換する。PWM モータ制御回路(160)は、通常の広域バ
ンドPWMモータ駆動回路を有し、より狭いバンドのデジ
タルサーボループ内に広域バンドサーボループを示す。
血液ポンプモータ(M2)には、ホール効果検出器が設け
られ、それは、モータ(M2)が 360゜回転する毎に12の
出力パルスを発生する。これらのパルスは、パルスカウ
ンタステップ(162)に於いて検出され、カウントされ
る。カウントされたパルス数の出力を、控除ステップ
(164)及び8倍スケーリングステップ(166)へ送り、
抽出及び再注輸曲線(134)及びサブトラクタ(148)へ
適用する為の変換された流量カウント値を得る。パルス
カウンタ(162)は、モータの回転位置を示す出力を与
える。サブトラクタ(164)は、微分器として働き、そ
の時点でのカウント値から前のカウント値を引いて速度
に対応するカウント値の差を得ることにより、位置信号
を速度信号に変換する。この差の値は、スケーラ(16
6)によってスケーリングされ、変換された流量カウン
ト信号を得る。
適合性流量制御システム(130)は、このように抽出時
及び再注輸時に50msecの反復性更新サイクルで動作して
血液ポンプ(26)を駆動するモータ(M2)の速度を制御
するものであり、被験者からの或いは被験者への体液の
流れが、被験者の許容量や、システムの想定された部分
100ml毎分という限界を超えることなく、可能な最高速
度となることを確実にする。この様に体液流量を最適に
することにより、抽出時に血管が潰れ針がつまったり、
再注輸時に過剰の圧力を生ずることもなく装置を最大限
に活用し、不便さや、被験者へ与える不快感を最小限に
することを確実とする。
ポンプ(14),(26)及び(40)の正常な停止時には、
第7図に示す正常制御アルゴリズムは、積分器及びリミ
ッタ(136)の出力によって部分的にバイパスされてい
る。その際、積分器(150)及び加速制限指令テーブル
(146)に関するインデクスカウンタの出力とは、全
て、これら3つのポンプに関する個々の制御アルゴリズ
ムに於いて、直接的にゼロにセットされている。積分器
及びリミッタ(136)の出力の負数20或いはそれ以上に
よって、実際の作動点が、適切な流量限界曲線をはるか
に外れた場合は、異常事態による停止が行なわれた時
に、更新サイクルがゼロに変換流量カウント信号を与え
る迄、血液ポンプには逆方向指令のみが与えられる。こ
れは、極めて低いか又はゼロの速度を意味する。そし
て、上述した様な正常な停止課程が行なわれる。
適合性流量制御システム(130)は、被験者の許容量や
プラズマフェレーシスシステム(100)の毎分100mlの想
定された流量を超えることなく、体液流量を可能な限り
大に保つ様動作する。この様に制御システム(130)
は、血管の変形による針(12)の閉塞や、過剰の血管内
圧力による組織の損傷を防ぐ一方、装置の最大限の活用
と、不便さや被験者への不快感を最小限にすることを確
約する。
プラズマフェレーシスに於ける体液流量制御に特に有用
な適合性流量制御スシテムを当業者が本発明を実施し得
るように上述したが、本発明は、それに限られるもので
ないことは理解できよう。よって、添付した特許請求の
範囲内の改良、変更、或いは、均等物は、本発明の範囲
内に包含されるものである。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭58−70810(JP,A) 特開 昭58−143763(JP,A) 特開 昭60−134920(JP,A) 実開 昭52−90395(JP,U) 米国特許4447191(US,A)

Claims (20)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項1】最大安全流量による最大圧力限界を有する
    被験対象に又は被験対象からの所定方向に於ける流体の
    流量制御装置において、 被験対象と流体リザーバ(42,48,62)との間の
    流体流路(22,30)に沿って流体ポンプピング方式
    で連結した流体ポンプ(26)と、 前記流体ポンプと被験対象間の流体流路内の圧力を検出
    し且つ検出した圧力を表示する圧力検出器(24,P
    1)と、 流体流路の流体流量を表示する流量表示計(162〜1
    66)と、 検出圧力と流量表示を受理し且つ両表示に応じて流量制
    御信号を流体ポンプに与える流体ポンプ制御装置(7)
    とを備え、 前記圧力検出器は、少なくとも2つの流量テスト値での
    前記流体流路内の圧力を表す信号を供給する手段に接続
    されており、 前記流体ポンプ制御装置は、前記表示信号に応答して、
    流量と前記テスト地点の流量間の範囲(較差)における
    検出圧力との間の関係を表す圧力・流量曲線を生成し、
    流量限界曲線を得るためゼロ流量軸に沿う前記曲線を所
    定の圧力値に換算し、通常操作時の実際の流量を、前記
    検出圧力が前記最大安全流量に対応する前記流量限界曲
    線の圧力限界の範囲内となるような大きさに制限する流
    量制御信号を生成するようになされた演算手段を有する
    ことを特徴とする流体流量制御装置。
  2. 【請求項2】前記所定方向が被験対象から離間する方向
    で、換算圧力変化が、無流量状態で検出された圧力と気
    圧より6mmHg高い圧力との略々差異である請求の範囲第
    1項記載の制御装置。
  3. 【請求項3】前記所定方向は、被験対象へ向かう方向で
    あり、平行移動圧力変化が、ゼロ流量に於ける検出圧力
    と、気圧より56mmHg上回る圧力間との略々差異である
    請求の範囲第1項又は第2項に記載の制御装置。
  4. 【請求項4】前記2つの異なる測定点での流量は、毎秒
    ゼロ及び50mlである請求の範囲第1項又は第3項に
    記載の制御装置。
  5. 【請求項5】前記測定点でのデータの外挿法により推定
    値は、少なくとも二つの測定点での流量からの線形推定
    である請求の範囲第1項記載の制御装置。
  6. 【請求項6】前記流体ポンプ制御装置は、検出圧力及び
    流量表示を受理すると共に流体ポンプ流量制御信号を発
    生するデジタルプロセッサ(102)と、該流量制御信
    号を受理すると共に指令された流量での流体ポンプを駆
    動するために電圧を印加する流量制御サーボサブシステ
    ム(160)とを具備する請求の範囲第1項記載の制御
    装置。
  7. 【請求項7】前記デジタルプロセッサ(102)が圧力
    検出器(24,P1)からの検出圧力の表示を更新し、
    流量表示計(162〜166)からの流量表示を更新
    し、気圧に対し検出圧力の表示の目盛を調整し、目盛を
    調整した圧力表示と前に補償した圧力表示との関数とし
    て更新された補正圧力表示を発生し、補償圧力と、更新
    された流量に流利用限界曲線が交差するところの圧力値
    との差異として圧力エラー値を算出し、前記圧力エラー
    値を積分し、流量指令を発する為に前記圧力エラー値の
    積分に各目上の流量指令を付加的に結合させ、流量限定
    指令を発する為に流量指令に下方流量ゼロ及び選択され
    た最大上方流量とを設定し、流量限定指令をその変化率
    を限定することにより調整し、かく調整された流量指令
    を流量制御信号として流量制御サーボサブシステム(1
    60)に与える反復性流量更新サイクルを形成する為に
    該デジタルプロセッサがプログラムされた請求の範囲第
    6項記載の制御装置。
  8. 【請求項8】前記流体ポンプ(26)は、無菌流体流路
    環境を汚染しない成分採取用ポンプである請求の範囲第
    7項記載の制御装置。
  9. 【請求項9】前記デジタルプロセッサ(102)は、該
    限定流量指令の変化率を0.03毎更新サイクルに限定
    する請求の範囲第7項記載の制御装置。
  10. 【請求項10】前記流体ポンプ制御装置は、流体ポンプ
    と被験者の流体流路中の一点に於ける実際に検出された
    流体圧力と現時点での実際の流体流路の流量限界曲線上
    の圧力値との差異に応じて流体ポンプの流量制御信号を
    発生する請求の範囲第7項〜第9項のいずれか一項に記
    載の制御装置。
  11. 【請求項11】前記流量表示計は、前記流体ポンプの回
    転を表示し、前記デジタルプロセッサは、更に流体の流
    れを表示された流体ポンプの回転に関連付ける為に理由
    量定数を用い且つ、所定量の流体をポンプで移送するこ
    とにより前記流量定数を更新する一方、既知量を、流体
    ポンプ回転数により決定される所定の流量比に応じて定
    められる更新された流量定数でもってポンプで移送する
    に必要な流体ポンプ回転数を決定するためにプログラム
    される請求の範囲第7項記載の制御装置。
  12. 【請求項12】プラズマフェレーシス施術中に被験対象
    である供血者から最適速度で血液を抽出する血液流量制
    御装置において、 供血者アタッチメントと血液を受容するリザーバ間の血
    流路を形成し、各プラズマフェレーシス施術後の置換に
    適する管部と、 血液を指令された速度で血流路に沿って移送すると共
    に、実際の即流路を表示する信号を発生する血液ポンプ
    と、 血管内又は供血者アタッチメントと血液ポンプとの間の
    血流路に於ける血圧を測定し且つ表示する圧力検出器
    と、 圧力及び実際の流量の両表示を受理し且つ該表示に応じ
    て前記血液ポンプに対し流量指令を発する制御装置と、 を備え、前記制御装置は、第1流量測定点に於ける検出
    圧力データを受理し、第流量測定点と異なる第2流量測
    定点に於ける検出圧力データを受理し、該検出圧力デー
    タを外挿法により推定して流量限定曲線を求出し、各目
    上の最大流量又は、該流量限界曲線以下の検出圧力の内
    どちらかの低位の流量により限定される最大ポンプピン
    グ流量を指令する適合性血流制御装置。
  13. 【請求項13】前記制御装置は、測定値データを外挿法
    により推定して第1曲線(74)を求め、許容可能な血
    管圧力変化に応じて選択された量でもって第1曲線に対
    して換算した第2曲線(77)を求め、該第2曲線から
    流量限定曲線(78)を引き出すデータプロセッサ(1
    02)を具備する請求の範囲第12項記載の適合性血流
    制御装置。
  14. 【請求項14】前記データプロセッサ(102)は、流
    量限定曲線(78)を第2曲線(77)を各目上の最大
    流量交差点を中心として許容し得る圧力低下を低流量で
    減少する方向に回転することにより流量限定曲線を第2
    曲線から引き出す請求の範囲第3項記載の適合性血流制
    御装置。
  15. 【請求項15】対象である供血者の流量ゼロに於ける血
    管内圧力よりおよそ16mmHg低い圧力でのゼロ流量点に
    上記流量限定曲線(78)が交わる正規有の範囲第14
    項記載の適合性血流制御装置。
  16. 【請求項16】被験対象である生体から体液を最適流量
    で抽出する適合性体液流量制御装置において、 流路に沿って設けられると共に、血管内体液を被験対象
    である生体とリザーバ間の流路を介してポンプにより指
    令された速度で移送し且つ実際の即流量を表示する実流
    量信号を発生する流体ポンプと、 被験対象近傍の前記流体ポンプの一側にある流体理由路
    の実流体圧力を測定し且つ検出圧力表示する実圧力信号
    を発生する圧力検出器と、 前記実流量信号及び前記実圧力信号を受理すると共に該
    信号に応じて流体ポンプに対して流量指令を発する制御
    装置と、 を備え、該制御装置は、第1測定点流量に於ける実圧力
    信号より第測定点圧力を引き出し、第1測定点流量とは
    ことなる第2測定点流量に於ける実圧力信号より第2測
    定点圧力を引き出し、第及び第2測定点データを外挿推
    定し且つ平行移動により、被験対象である生体の最適流
    量の圧力限界を定義する流量限界曲線を形成し且つ最適
    の体液流量を得る為の最大ポンプ流量を指令し、該ポン
    プ流量を制限して実検出圧力が流量限界曲線を超過する
    ことを防ぐ適合性体液流量制御装置。
  17. 【請求項17】前記リザーバは、プラズマフェレーシス
    装置である請求の範囲第16項記載の適合性体液流量制
    御装置。
  18. 【請求項18】プラズマフェレーシス装置に於いて再注
    輸する流体の流量を最適化する適合性血流制御装置にお
    いて、 被験対象である生体への血管内接続部とプラズマフェレ
    ーシス装置のリザーバとの間の無菌非浸潤的流体流路を
    形成する装置と、 流体流路に沿って配設されると共にポンプ流動速度指令
    に応じた流量の流体を流体流路を介して移送する非浸潤
    的流体ポンプンと、 前記液体ポンプと血管内接続部との間の流体流路に於け
    る圧力を検出し、検出された圧力を表示する圧力表示信
    号を発生する圧力検出部と、 前記圧力表示信号を受理し、該圧力表示信号に応じてポ
    ンプ流動速度指令を発生する為に接続された流量制御器
    と、 を備え、該流量制御器が、流体流路を介して2つの異な
    る流体流量を流し、結果として得られる2つの異なる流
    量に於ける圧力表示信号から検出圧力を定める為の2つ
    の異なる測定点流量指令信号を与え、検出圧力で流量曲
    線を外挿推定し、血管内圧力を於ける許容し得る変化に
    同等な量、流量曲線を移行して第2曲線を形成し、該第
    2曲線より流量限界曲線を得、該流量限界曲線の外に上
    記検出圧力が存在しない流量に限定された最大流体流量
    を発生させる流量指令を与える様に操作し得る適合性流
    体流量制御装置。
  19. 【請求項19】前記流量制御器は、指令流量を所定の各
    目上最大流量に制御するよう動作する請求の範囲第18
    項記載の適合性流体流量制御装置。
  20. 【請求項20】前記流量制御器は、プログラムされたデ
    ジタルプロセッサである請求の範囲第18項記載の適合
    性流体流量制御装置。
JP60502528A 1984-06-29 1985-06-10 血液抽出及び再注輸の血流制御装置 Expired - Lifetime JPH0657250B2 (ja)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US62603484A 1984-06-29 1984-06-29
US626034 1984-06-29
PCT/US1985/001067 WO1986000231A1 (en) 1984-06-29 1985-06-10 Blood extraction and reinfusion flow control system and method

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPS61502516A JPS61502516A (ja) 1986-11-06
JPH0657250B2 true JPH0657250B2 (ja) 1994-08-03

Family

ID=24508684

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP60502528A Expired - Lifetime JPH0657250B2 (ja) 1984-06-29 1985-06-10 血液抽出及び再注輸の血流制御装置

Country Status (9)

Country Link
US (1) US4657529A (ja)
EP (1) EP0188451B1 (ja)
JP (1) JPH0657250B2 (ja)
AT (1) ATE70193T1 (ja)
AU (1) AU4409285A (ja)
CA (1) CA1235211A (ja)
DE (1) DE3584880D1 (ja)
NZ (1) NZ212425A (ja)
WO (1) WO1986000231A1 (ja)

Families Citing this family (161)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4898675A (en) * 1983-08-15 1990-02-06 Lavender Ardis R System and method for continuously fractionating blood in situ
US4790942A (en) * 1983-12-20 1988-12-13 Membrex Incorporated Filtration method and apparatus
SE453360B (sv) * 1985-11-18 1988-02-01 Gambro Lundia Ab Autotransfusionssystem for uppsamling, behandling och aterforing av en patients blod
SE8601891D0 (sv) * 1986-04-24 1986-04-24 Svante Jonsson Maskin for plasmabytesbehandling och trombocytgivning
US4769001A (en) * 1987-02-25 1988-09-06 Baxter International Inc. Method and apparatus for calibrating plural pump fluid flow system
US4795314A (en) * 1987-08-24 1989-01-03 Cobe Laboratories, Inc. Condition responsive pump control utilizing integrated, commanded, and sensed flowrate signals
US4850998A (en) * 1987-10-07 1989-07-25 Baxter International Inc. Method for wetting a plasmapheresis filter with anticoagulant
US4846800A (en) * 1987-10-14 1989-07-11 Kenneth Ouriel Two chambered autotransfuser device and method of use
US4846792A (en) * 1988-03-08 1989-07-11 Baxter International Inc. Automatic infiltration detection system and method
US4979940A (en) * 1988-03-08 1990-12-25 Baxter International Inc. Infusion system, methodology, and algorithm for identifying patient-induced pressure artifacts
NL8801400A (nl) * 1988-06-01 1990-01-02 Akzo Nv Inrichting voor het onttrekken van een optimale hoeveelheid bloed per tijdseenheid aan een donor.
US4965713A (en) * 1988-08-15 1990-10-23 Viking Pump Inc. Terminal element
US4994026A (en) * 1988-08-31 1991-02-19 W. R. Grace & Co.-Conn. Gravity flow fluid balance system
US4959050A (en) * 1988-09-26 1990-09-25 Baxter International Inc. In-line infiltration detection apparatus and method
US5190522A (en) * 1989-01-20 1993-03-02 Institute Of Biocybernetics And Biomedical Engineering P.A.S. Device for monitoring the operation of a delivery system and the method of use thereof
JPH061151Y2 (ja) * 1989-04-28 1994-01-12 シャープ株式会社 輸液注入ポンプにおけるチューブ内圧表示装置
US5188604A (en) * 1989-09-29 1993-02-23 Rocky Mountain Research, Inc. Extra corporeal support system
DE3939247C1 (ja) * 1989-11-28 1991-05-23 Fresenius Ag, 6380 Bad Homburg, De
US5069792A (en) * 1990-07-10 1991-12-03 Baxter International Inc. Adaptive filter flow control system and method
JP2857676B2 (ja) * 1990-07-19 1999-02-17 科学技術振興事業団 血漿成分採血装置
US5178603A (en) * 1990-07-24 1993-01-12 Baxter International, Inc. Blood extraction and reinfusion flow control system and method
US5804079A (en) * 1991-12-23 1998-09-08 Baxter International Inc. Systems and methods for reducing the number of leukocytes in cellular products like platelets harvested for therapeutic purposes
US5639382A (en) * 1991-12-23 1997-06-17 Baxter International Inc. Systems and methods for deriving recommended storage parameters for collected blood components
US5833866A (en) * 1991-12-23 1998-11-10 Baxter International Inc. Blood collection systems and methods which derive instantaneous blood component yield information during blood processing
US6007725A (en) * 1991-12-23 1999-12-28 Baxter International Inc. Systems and methods for on line collection of cellular blood components that assure donor comfort
US5730883A (en) * 1991-12-23 1998-03-24 Baxter International Inc. Blood processing systems and methods using apparent hematocrit as a process control parameter
US5676841A (en) * 1991-12-23 1997-10-14 Baxter International Inc. Blood processing systems and methods which monitor citrate return to the donor
US5681273A (en) * 1991-12-23 1997-10-28 Baxter International Inc. Systems and methods for predicting blood processing parameters
US5658240A (en) * 1992-03-04 1997-08-19 Cobe Laboratories, Inc. Blood component collection system with optimizer
US5817042A (en) * 1992-03-04 1998-10-06 Cobe Laboratories, Inc. Method and apparatus for controlling concentrations in vivos and in tubing systems
US5421812A (en) * 1992-03-04 1995-06-06 Cobe Laboratories, Inc. Method and apparatus for controlling concentrations in tubing system
US5496265A (en) * 1992-03-04 1996-03-05 Cobe Laboratories, Inc. Blood component collection system with optimizer
US6319471B1 (en) 1992-07-10 2001-11-20 Gambro, Inc. Apparatus for producing blood component products
US5676645A (en) * 1992-03-04 1997-10-14 Cobe Laboratories, Inc. Method and apparatus for controlling concentrations in vivos and in tubing systems
US5536237A (en) * 1992-06-01 1996-07-16 Baxter International Inc. Blood extraction flow control calibration system and method
US5348533A (en) * 1992-08-27 1994-09-20 Haemoentics Corporation Pheresis apparatus
US5368555A (en) * 1992-12-29 1994-11-29 Hepatix, Inc. Organ support system
US5608650A (en) * 1994-08-19 1997-03-04 Spectrel Partners, L.L.C. Systems and methods for testing pump flow rates
US6757630B2 (en) * 1994-08-19 2004-06-29 Mediq/Prn Life Support Services, Inc. Integrated systems for testing and certifying the physical, functional, and electrical performance of IV pumps
US5856929A (en) * 1994-08-19 1999-01-05 Spectrel Partners, L.L.C. Integrated systems for testing and certifying the physical, functional, and electrical performance of IV pumps
US5717603A (en) * 1994-08-19 1998-02-10 Spectrel Partners, L.L.C. Integrated test station for testing liquid flow and electrical safety characteristics of IV pumps
US5759413A (en) 1995-06-07 1998-06-02 Baxter International Inc. Systems and method for estimating platelet counts using a spleen mobilization function
US6527957B1 (en) 1995-08-09 2003-03-04 Baxter International Inc. Methods for separating, collecting and storing red blood cells
US6251284B1 (en) 1995-08-09 2001-06-26 Baxter International Inc. Systems and methods which obtain a uniform targeted volume of concentrated red blood cells in diverse donor populations
US5762791A (en) * 1995-08-09 1998-06-09 Baxter International Inc. Systems for separating high hematocrit red blood cell concentrations
US5758643A (en) * 1996-07-29 1998-06-02 Via Medical Corporation Method and apparatus for monitoring blood chemistry
ES2227718T3 (es) * 1996-10-04 2005-04-01 United States Surgical Corporation Sistema de apoyo circulatorio.
US5906589A (en) * 1996-11-13 1999-05-25 Cobe Laboratories, Inc. Method and apparatus for occlusion monitoring using pressure waveform analysis
US6048363A (en) 1997-05-13 2000-04-11 Nagyszalanczy; Lorant Centrifugal blood pump apparatus
US6296450B1 (en) 1999-09-03 2001-10-02 Baxter International Inc. Systems and methods for control of pumps employing gravimetric sensing
US6949079B1 (en) 1999-09-03 2005-09-27 Baxter International Inc. Programmable, fluid pressure actuated blood processing systems and methods
US6723062B1 (en) 1999-09-03 2004-04-20 Baxter International Inc. Fluid pressure actuated blood pumping systems and methods with continuous inflow and pulsatile outflow conditions
US6261065B1 (en) 1999-09-03 2001-07-17 Baxter International Inc. System and methods for control of pumps employing electrical field sensing
US20060178612A9 (en) * 1999-09-03 2006-08-10 Baxter International Inc. Blood processing systems with fluid flow cassette with a pressure actuated pump chamber and in-line air trap
US6305216B1 (en) * 1999-12-21 2001-10-23 Production Testing Services Method and apparatus for predicting the fluid characteristics in a well hole
US7169352B1 (en) 1999-12-22 2007-01-30 Gambro, Inc. Extracorporeal blood processing methods and apparatus
US7608053B2 (en) * 2000-01-10 2009-10-27 Caridianbct, Inc. Extracorporeal blood processing methods with return-flow alarm
US7072769B2 (en) * 2000-03-01 2006-07-04 Gambro, Inc. Extracorporeal blood processing information management system
US7430478B2 (en) 2000-03-01 2008-09-30 Caridian Bct, Inc. Blood processing information system with blood loss equivalency tracking
US6890315B1 (en) * 2000-05-23 2005-05-10 Chf Solutions, Inc. Method and apparatus for vein fluid removal in heart failure
US6887214B1 (en) * 2000-09-12 2005-05-03 Chf Solutions, Inc. Blood pump having a disposable blood passage cartridge with integrated pressure sensors
US6533747B1 (en) * 2000-05-23 2003-03-18 Chf Solutions, Inc. Extracorporeal circuit for peripheral vein fluid removal
US6468241B1 (en) 2000-10-26 2002-10-22 Chf Solutions, Inc. Artificial kidney set with electronic key
US6585675B1 (en) 2000-11-02 2003-07-01 Chf Solutions, Inc. Method and apparatus for blood withdrawal and infusion using a pressure controller
US6689083B1 (en) 2000-11-27 2004-02-10 Chf Solutions, Inc. Controller for ultrafiltration blood circuit which prevents hypotension by monitoring osmotic pressure in blood
US6706007B2 (en) 2000-12-29 2004-03-16 Chf Solutions, Inc. Feedback control of ultrafiltration to prevent hypotension
US6773412B2 (en) 2001-04-13 2004-08-10 Chf Solutions, Inc. User interface for blood treatment device
US20030069480A1 (en) * 2001-04-28 2003-04-10 Baxter International Inc. A system and method for networking blood collection instruments within a blood collection facility
US6989891B2 (en) 2001-11-08 2006-01-24 Optiscan Biomedical Corporation Device and method for in vitro determination of analyte concentrations within body fluids
US6796955B2 (en) 2002-02-14 2004-09-28 Chf Solutions, Inc. Method to control blood and filtrate flowing through an extracorporeal device
US20030222548A1 (en) * 2002-05-31 2003-12-04 Richardson William R. Storage device for health care facility
EP1618389A1 (en) * 2003-04-15 2006-01-25 Optiscan Biomedical Corporation Sample element qualification
US7271912B2 (en) * 2003-04-15 2007-09-18 Optiscan Biomedical Corporation Method of determining analyte concentration in a sample using infrared transmission data
JP2006523846A (ja) * 2003-04-15 2006-10-19 オプテイスカン・バイオメデイカル・コーポレーシヨン 双測定被検体検出システム
US7704454B1 (en) * 2003-10-08 2010-04-27 Caridianbct, Inc. Methods and devices for processing blood
US8182461B2 (en) * 2003-11-04 2012-05-22 Smiths Medical Asd, Inc. Syringe pump rapid occlusion detection system
US8038639B2 (en) 2004-11-04 2011-10-18 Baxter International Inc. Medical fluid system with flexible sheeting disposable unit
US20060009727A1 (en) * 2004-04-08 2006-01-12 Chf Solutions Inc. Method and apparatus for an extracorporeal control of blood glucose
US7303540B2 (en) * 2004-04-26 2007-12-04 Chf Solutions, Inc. User interface for blood treatment device
GB2417052B (en) * 2004-08-12 2009-12-23 Single Use Surgical Ltd Pressure monitor for peristaltic pumps
US7473395B2 (en) * 2004-08-17 2009-01-06 Zviman Menekhem M Hypothermia induction device
JP2008512195A (ja) * 2004-09-07 2008-04-24 マイクロメツド・カーデイオバスキユラー・インコーポレイテツド 血液ポンプの生理学的制御のための方法およびシステム
US7388202B2 (en) * 2004-10-21 2008-06-17 Optiscan Biomedical Corporation Method and apparatus for determining an analyte concentration in a sample having interferents
US20060189926A1 (en) * 2005-02-14 2006-08-24 Hall W D Apparatus and methods for analyzing body fluid samples
US7785258B2 (en) * 2005-10-06 2010-08-31 Optiscan Biomedical Corporation System and method for determining a treatment dose for a patient
US7722537B2 (en) * 2005-02-14 2010-05-25 Optiscan Biomedical Corp. Method and apparatus for detection of multiple analytes
US7364562B2 (en) * 2005-10-06 2008-04-29 Optiscan Biomedical Corp. Anti-clotting apparatus and methods for fluid handling system
US8936755B2 (en) 2005-03-02 2015-01-20 Optiscan Biomedical Corporation Bodily fluid composition analyzer with disposable cassette
US8251907B2 (en) * 2005-02-14 2012-08-28 Optiscan Biomedical Corporation System and method for determining a treatment dose for a patient
US20060235348A1 (en) 2005-02-14 2006-10-19 Callicoat David N Method of extracting and analyzing the composition of bodily fluids
US7860542B2 (en) * 2005-02-14 2010-12-28 Optiscan Biomedical Corporation Analyte detection system with reduced sample volume
US20090156975A1 (en) * 2007-11-30 2009-06-18 Mark Ries Robinson Robust System and Methods for Blood Access
US20100168535A1 (en) * 2006-04-12 2010-07-01 Mark Ries Robinson Methods and apparatuses related to blood analyte measurement system
US8323194B2 (en) * 2009-12-18 2012-12-04 Inlight Solutions, Inc. Detection of bubbles during hemodynamic monitoring when performing automated measurement of blood constituents
US20090054754A1 (en) * 2007-08-21 2009-02-26 Mcmahon Dave Clinician-controlled semi-automated medication management
US20090048535A1 (en) * 2007-08-13 2009-02-19 Mark Ries Robinson Detecting Cross-contamination in Blood Measurements with a Multilumen Catheter
WO2007059476A2 (en) * 2005-11-15 2007-05-24 Luminous Medical, Inc. Blood analyte determinations
US20100094114A1 (en) * 2008-10-09 2010-04-15 Mark Ries Robinson Use of multiple calibration solutions with an analyte sensor with use in an automated blood access system
US20090088615A1 (en) * 2007-10-01 2009-04-02 Mark Ries Robinson Indwelling Fiber Optic Probe for Blood Glucose Measurements
US20070179435A1 (en) * 2005-12-21 2007-08-02 Braig James R Analyte detection system with periodic sample draw and body fluid analyzer
US9561001B2 (en) 2005-10-06 2017-02-07 Optiscan Biomedical Corporation Fluid handling cassette system for body fluid analyzer
US7367942B2 (en) * 2006-02-02 2008-05-06 Palco Labs, Inc. Method and apparatus for testing blood glucose in a reversible infusion line
WO2007120746A2 (en) * 2006-04-11 2007-10-25 Optiscan Biomedical Corporation Anti-clotting apparatus and methods for fluid handling system
WO2009008892A1 (en) * 2006-08-15 2009-01-15 Optiscan Biomedical Corporation Accurate and timely body fluid analysis
WO2008030927A2 (en) * 2006-09-06 2008-03-13 Optiscan Biomedical Corporation Infusion flow interruption method and apparatus
WO2008056733A1 (fr) * 2006-11-10 2008-05-15 Terumo Kabushiki Kaisha Appareil de collecte de composant sanguin
US20100145175A1 (en) * 2008-08-22 2010-06-10 Soldo Monnett H Systems and methods for verification of sample integrity
US8412293B2 (en) * 2007-07-16 2013-04-02 Optiscan Biomedical Corporation Systems and methods for determining physiological parameters using measured analyte values
WO2008144575A2 (en) * 2007-05-18 2008-11-27 Optiscan Biomedical Corporation Fluid injection and safety system
US20090160656A1 (en) * 2007-10-11 2009-06-25 Mahesh Seetharaman Analyte monitoring system alarms
US8597190B2 (en) 2007-05-18 2013-12-03 Optiscan Biomedical Corporation Monitoring systems and methods with fast initialization
US8417311B2 (en) 2008-09-12 2013-04-09 Optiscan Biomedical Corporation Fluid component analysis system and method for glucose monitoring and control
WO2009048977A1 (en) * 2007-10-08 2009-04-16 Optiscan Biomedical Corporation Low draw volume analyte detection systems
EP2205147A1 (en) * 2007-10-10 2010-07-14 Optiscan Biomedical Corporation Fluid component analysis system and method for glucose monitoring and control
WO2009049245A1 (en) * 2007-10-11 2009-04-16 Optiscan Biomedical Corporation Synchronization and configuration of patient monitoring devices
US7905853B2 (en) * 2007-10-30 2011-03-15 Baxter International Inc. Dialysis system having integrated pneumatic manifold
US8702637B2 (en) 2008-04-14 2014-04-22 Haemonetics Corporation System and method for optimized apheresis draw and return
US7959598B2 (en) 2008-08-20 2011-06-14 Asante Solutions, Inc. Infusion pump systems and methods
US20100143190A1 (en) * 2008-12-04 2010-06-10 Therox, Inc. System for enriching a bodily fluid with a gas having occlusion detection capabilities
US8731639B2 (en) 2009-07-20 2014-05-20 Optiscan Biomedical Corporation Adjustable connector, improved fluid flow and reduced clotting risk
WO2011011462A1 (en) 2009-07-20 2011-01-27 Optiscan Biomedical Corporation Adjustable connector and dead space reduction
US9554742B2 (en) 2009-07-20 2017-01-31 Optiscan Biomedical Corporation Fluid analysis system
US10475529B2 (en) 2011-07-19 2019-11-12 Optiscan Biomedical Corporation Method and apparatus for analyte measurements using calibration sets
WO2011156522A1 (en) 2010-06-09 2011-12-15 Optiscan Biomedical Corporation Measuring analytes in a fluid sample drawn from a patient
JP6049685B2 (ja) 2011-03-23 2016-12-21 ネクステージ メディカル インコーポレイテッド 腹膜透析使い捨てユニット、コントローラ、腹膜透析システム
US9861733B2 (en) 2012-03-23 2018-01-09 Nxstage Medical Inc. Peritoneal dialysis systems, devices, and methods
DE102011018601B4 (de) * 2011-04-21 2017-04-06 Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh Vorrichtung zur extrakorporalen Blutbehandlung und Verfahren zur Überwachung der Flüssigkeitsströmung einer extrakorporalen Blutbehandlungsvorrichtung
EP2729784A4 (en) 2011-07-06 2015-05-13 Optiscan Biomedical Corp Measuring cell for liquid analysis system
EP2618114B1 (de) * 2012-01-18 2020-03-04 VEGA Grieshaber KG Abrufen von messwerten, diagnoseinformationen oder geräteparametern
US10624924B2 (en) 2012-03-12 2020-04-21 Grifols, S.A. Method and device for treating blood cholesterol disorders
US9733805B2 (en) 2012-06-26 2017-08-15 Terumo Bct, Inc. Generating procedures for entering data prior to separating a liquid into components
US9452021B2 (en) 2013-08-02 2016-09-27 All Cell Recovery LLC Systems, methods, and apparatus for resuspending cells from surgical laundry
US8945376B1 (en) 2013-08-02 2015-02-03 All Cell Recovery LLC Systems, methods, and apparatus for resuspending cells in solution
US10159980B2 (en) 2013-08-02 2018-12-25 All Cell Recovery LLC Systems and methods for recovering blood cells, in a controlled environment, for storage
WO2015095239A1 (en) 2013-12-18 2015-06-25 Optiscan Biomedical Corporation Systems and methods for detecting leaks
GB2523989B (en) 2014-01-30 2020-07-29 Insulet Netherlands B V Therapeutic product delivery system and method of pairing
AU2015201496B2 (en) 2014-06-03 2019-10-31 Grifols Worldwide Operations Limited Use of plasmapheresis to treat blood pressure disorders
JP2018505756A (ja) 2015-02-18 2018-03-01 インシュレット コーポレイション 流体送達及び注入装置並びにその使用方法
EP3374905A1 (en) 2016-01-13 2018-09-19 Bigfoot Biomedical, Inc. User interface for diabetes management system
CA3009351A1 (en) 2016-01-14 2017-07-20 Bigfoot Biomedical, Inc. Adjusting insulin delivery rates
US10765807B2 (en) 2016-09-23 2020-09-08 Insulet Corporation Fluid delivery device with sensor
EP3568859A1 (en) 2017-01-13 2019-11-20 Bigfoot Biomedical, Inc. Insulin delivery methods, systems and devices
CA3092575A1 (en) 2018-02-28 2019-09-06 Nxstage Medical, Inc. Fluid preparation and treatment devices, methods, and systems
USD928199S1 (en) 2018-04-02 2021-08-17 Bigfoot Biomedical, Inc. Medication delivery device with icons
EP3788628A1 (en) 2018-05-04 2021-03-10 Insulet Corporation Safety constraints for a control algorithm-based drug delivery system
US11628251B2 (en) 2018-09-28 2023-04-18 Insulet Corporation Activity mode for artificial pancreas system
US11565039B2 (en) 2018-10-11 2023-01-31 Insulet Corporation Event detection for drug delivery system
USD920343S1 (en) 2019-01-09 2021-05-25 Bigfoot Biomedical, Inc. Display screen or portion thereof with graphical user interface associated with insulin delivery
US11801344B2 (en) 2019-09-13 2023-10-31 Insulet Corporation Blood glucose rate of change modulation of meal and correction insulin bolus quantity
US11935637B2 (en) 2019-09-27 2024-03-19 Insulet Corporation Onboarding and total daily insulin adaptivity
EP4069082B1 (en) 2019-12-06 2024-06-05 Insulet Corporation Techniques and devices providing adaptivity and personalization in diabetes treatment
US11833329B2 (en) 2019-12-20 2023-12-05 Insulet Corporation Techniques for improved automatic drug delivery performance using delivery tendencies from past delivery history and use patterns
US11551802B2 (en) 2020-02-11 2023-01-10 Insulet Corporation Early meal detection and calorie intake detection
US11986630B2 (en) 2020-02-12 2024-05-21 Insulet Corporation Dual hormone delivery system for reducing impending hypoglycemia and/or hyperglycemia risk
US11547800B2 (en) 2020-02-12 2023-01-10 Insulet Corporation User parameter dependent cost function for personalized reduction of hypoglycemia and/or hyperglycemia in a closed loop artificial pancreas system
US11324889B2 (en) 2020-02-14 2022-05-10 Insulet Corporation Compensation for missing readings from a glucose monitor in an automated insulin delivery system
US11607493B2 (en) 2020-04-06 2023-03-21 Insulet Corporation Initial total daily insulin setting for user onboarding
US11684716B2 (en) 2020-07-31 2023-06-27 Insulet Corporation Techniques to reduce risk of occlusions in drug delivery systems
US11904140B2 (en) 2021-03-10 2024-02-20 Insulet Corporation Adaptable asymmetric medicament cost component in a control system for medicament delivery
WO2023049900A1 (en) 2021-09-27 2023-03-30 Insulet Corporation Techniques enabling adaptation of parameters in aid systems by user input
US11439754B1 (en) 2021-12-01 2022-09-13 Insulet Corporation Optimizing embedded formulations for drug delivery

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3949734A (en) * 1974-07-22 1976-04-13 Miles Lowell Edwards Fluid pump control system
US4086924A (en) * 1976-10-06 1978-05-02 Haemonetics Corporation Plasmapheresis apparatus
US4285464A (en) * 1979-01-22 1981-08-25 Haemonetics Corporation Apparatus for separation of blood into components thereof
US4401431A (en) * 1981-06-26 1983-08-30 Arp Leon J Blood pump and oxygenator monitor-controller and display device
US4447191A (en) * 1981-12-15 1984-05-08 Baxter Travenol Laboratories, Inc. Control circuit for a blood fractionation apparatus
US4481827A (en) * 1981-12-15 1984-11-13 Baxter Travenol Laboratories, Inc. Blood fractionation apparatus having collection rate display system
US4468219A (en) * 1983-12-20 1984-08-28 International Business Machines Corporation Pump flow rate compensation system

Also Published As

Publication number Publication date
DE3584880D1 (de) 1992-01-23
NZ212425A (en) 1987-10-30
CA1235211A (en) 1988-04-12
AU4409285A (en) 1986-01-24
EP0188451A1 (en) 1986-07-30
AU2870189A (en) 1989-05-11
AU604396B2 (en) 1990-12-13
EP0188451B1 (en) 1991-12-11
ATE70193T1 (de) 1991-12-15
JPS61502516A (ja) 1986-11-06
WO1986000231A1 (en) 1986-01-16
EP0188451A4 (en) 1987-11-23
US4657529A (en) 1987-04-14

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JPH0657250B2 (ja) 血液抽出及び再注輸の血流制御装置
CA2087027C (en) Blood extraction and reinfusion flow control system and method
EP0643594B1 (en) Blood extraction flow control calibration system and method
EP2192937B1 (en) An infusion apparatus
US7004924B1 (en) Methods, systems, and kits for the extracorporeal processing of blood
CA2723978C (en) A medical fluid circuit comprising a low level detector 1
EP1110566B1 (en) Extracorporeal blood processing apparatus
US20090043240A1 (en) Method and apparatus for blood transport using a pressure controller in measurement of blood characteristics
US11554205B2 (en) Appliance and method for wound therapy by means of negative pressure and delivery of a substance
JPS62233166A (ja) 血液循環処理装置
EP1276521B1 (en) Extracorporeal Treatment and Replacement of Blood
EP3818999A1 (en) Therapeutic plasma exchange systems and methods

Legal Events

Date Code Title Description
R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

EXPY Cancellation because of completion of term