JPH07163660A - 封入体検出器および検出方法 - Google Patents

封入体検出器および検出方法

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JPH07163660A
JPH07163660A JP6216275A JP21627594A JPH07163660A JP H07163660 A JPH07163660 A JP H07163660A JP 6216275 A JP6216275 A JP 6216275A JP 21627594 A JP21627594 A JP 21627594A JP H07163660 A JPH07163660 A JP H07163660A
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Abstract

(57)【要約】 【目的】 流体中へ信号を送り液体や封入体に対して予
期される減衰度に基づいて受信信号を解釈することによ
り液体流内の封入体を検出する。 【構成】 送信信号の振幅は検出される信号の平均振幅
を一定に維持するように自動調整されて、検出環境の変
化が補償される。送信信号の平均振幅は予期される封入
体信号の時定数よりも長い時定数を有する積分器を使用
して受信信号を積分し、積分された信号を一定の基準値
と比較することにより制御される。微小気泡の存在が検
出され微小気泡が存在する間一連の高周波パルスが発生
される。パルスをカウントし、液体流および微小気泡の
予期サイズに関する知識により、所与の時間内に患者へ
注入される空気の総量が評価される。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は液体中の封入体検出に関
する。特に本発明は血液等の生物学的もしくは薬学的液
体中の空気その他の気泡の検出に関する。
【０００２】
【従来の技術】人工腎臓装置は患者から血液を取り出
し、透析して不純物および余剰液体を取り除き、患者へ
戻す体外血液循環および処理システムである。
【０００３】長期的な透析の場合、代表的に患者は長期
もしくは末期の腎不全を患っている。慢性的透析患者は
極めて病的ではあるが、患者の状態は通常比較的安定し
ている。代表的に慢性患者は、およそ週に２，３度、周
期的に透析センターを訪れて透析を行う。血液流および
取り除くべき流体および不純物の量は比較的大きく比較
的短時間に取り除かれる。緊急透析は外傷等による一時
的な腎不全の場合に代表的である。このような状況では
患者の体は長期的透析に伴う比較的強烈で急激な変化に
耐えられない場合がある。したがって、非常に低い血液
流量で患者を連続的に透析することが望ましい。
【０００４】血液等の生物学的液体用のほとんどすべて
の体外循環及び処理システム、および血液もしくは血液
成分等の生物学的液体や食塩水や静脈薬剤等の薬学的液
体の注入に共通する目標は患者の体に注入される非溶解
空気もしくは気体（以後単に“空気”と呼ぶ）を最小限
に抑えるかあるいは無くすことである。空気はかなり大
きな泡もしくは微小気泡と呼ばれるはるかに小さな泡の
形をとることができる。大きな気泡を注入すると患者を
傷つけたり死に至らしめることがある。少数の微小気泡
の影響はそれほど重大ではないが、一般的には微小気泡
のかたちで注入される空気の総量や流量を制限すること
が賢明と考えられている。
【０００５】長期的透析の場合空気は代表的に患者への
帰還ライン内に配置された点滴室内で取り除かれ検出さ
れる。点滴室は比較的容積の大きい槽であり癒着に気泡
を誘発するように空気−血液界面が構成され血液は空気
−血液界面において取り除かれる。点滴室の例は１９７
８年にＪｅｆｆｅｒｙ等に発行された米国特許第４，１
０２，６５５号、１９８７年にＳｗａｎ，Ｊｒ，等に発
行された第４，６６６，５９８号及び１９８７年にＨｅ
ａｔｈ等に発行された第４，６８１，６０６号に記載さ
れている。空気が蓄積されると点滴室内の血液レベルが
降下するため患者へ空気が注入される可能性は点滴室内
で比較的容易に検出する事ができる。点滴室内の血液レ
ベルが所定値よりも降下する場合には必要な保護策を開
始することができる。
【０００６】緊急透析の場合には人工腎臓装置を通る血
液流量は代表的な長期的透析の場合よりもはるかに低
い。緊急透析の場合には血液速度が低くかつ空気−血液
界面が存在するため血塊が形成される可能性が高くなる
ため点滴室を使用することは不利となる。このような流
量の低い血液における気泡を検出するには点滴室を使用
するよりも処理された血液を患者へ戻すラインのチュー
ブ内で直接泡を測定することが望ましい。もちろん、チ
ューブ型気泡検出器も長期透析人工腎臓装置と関連した
り、薬学的液体や生物学的液体の注入と関連した、空気
の通過を検出したいような任意他の状況において有利に
使用されることができる。チューブ型気泡検出器はさら
に成分輸血および心臓血管バイパス処置に関連して有利
に使用されることができる。
【０００７】さらに、緊急透析は連続的であるため、微
小気泡の累積効果は、よく理解されてはいないが、長期
透析よりも緊急透析の場合により重要となることがあ
る。
【０００８】空気検出器は代表的に送信手段および受信
手段により構成されている。送信手段は超音波信号のよ
うな信号をチャンバーやチユービングを介して送信す
る。受信手段は信号を検出して解釈する。液体および封
入体により信号は別々に減衰される。例えば、血液およ
び他の液体により超音波信号は比較的僅かしか減衰され
ないが、空気および他の気体により超音波信号は比較的
大きく減衰される。チャンバーやチューブを通過すると
きの超音波信号の減衰程度を監視すれば、受信手段が受
信する信号の強度低下を泡の存在を示すものとして解釈
する事ができる。超音波気泡検出器（ＵＡＢＤ）は一般
的に１９７５年にＣｏｌｅに発行された米国特許第３，
９２１，６２２号、１９７６年にＮａｍｅｒｙに発行さ
れた第３，９７４，６８１号、１９７８年にＣｏｎｓｅ
ｎｔｉｎｏに発行された第４，０６８，５２１号、１９
８２年にＢｉｌｓｔａｄ等に発行された第４，３４１，
１１６号、１９８３年にＳｔ．Ｊｏｈｎに発行された第
４，４１８，５６５号、１９８４年にＬｉｎｄｅｍａｎ
に発行された第４，４８７，６０１号、１９８６年にＤ
ａｍに発行された第４，６０７，５２０号、１９８７年
にＤａｍに発行された第４，６５１，５５５号および１
９９３年にＦｅｌｌｉｎｇｈａｎ等に発行された第５，
１９１，７９５号に記載されている。
【０００９】ＵＡＢＤや他の空気検出器をチューブで使
用する際の一つの主要な問題点は検出環境の特性が所与
の処置期間中に時間とともに変化しかつ処置ごとに変動
することである。例えば、送信手段の超音波信号出力が
変動し、チューブの種別が変動しその特性が時間ととも
に変化し受信手段の感度がに変動することがある。さら
に、ＵＡＢＤの代表的な電子部品は製造公差を有し同じ
であるべきＵＡＢＤ間に変動が生じる。処置の持続時間
が比較的短くてその効果が制限されるため、これらの変
動は長期透析では著しくないかもしれない。さらに、点
滴室内で空気を検出する場合、点滴室空気検出器は本質
的に感度が低くてもよい血液レベル検出器であるため、
検出環境の変動の影響はより小さい。緊急透析の場合に
は患者は長期透析の場合に較べて長期間人工腎臓装置に
接続されるため可変性はより重要となり、変動による大
きな総合効果が累積されることになる。人工腎臓装置に
使用されるあるＵＡＢＤでは自動利得制御（ＡＧＣ）回
路が受信手段内の増幅器段の利得を調整して検出環境の
変動を補償するために増幅器段からの比較的一定の平均
出力信号を維持する。
【００１０】１９７７年にＭｉｌｌｅｒ等に発行された
米国特許第４，０１５，４６４号には受信手段増幅器の
利得を調整して送信信号レベルおよび検出信号レベルを
同時に調整して回路を限界振動状態に維持するＡＧＣ回
路を組み込んだＵＡＢＤが示されている。
【００１１】前記したように、緊急透析を行う患者は長
時間人工透析装置に接続される。そのためあるサイズよ
りも大きい泡の注入を防止することが望ましいだけでな
く、個別の泡サイズ限界よりも小さい泡の形で所与の時
間内に注入される空気の容積を制限することも重要とな
る。
【００１２】超音波信号をチューブを介して適切に送信
するために、チューブを正しい位置に保持するために使
用されるチューブホルダーによりチューブはチューブホ
ルダーに超音波的に結合される位置に確実に保持される
ことが望ましい。１９８３年にＳｔ．Ｊｏｈｎに発行さ
れた米国特許第４，４１８，５６５号に提起されている
ようなチューブホルダーは弾性チューブの摩擦および変
形によりチューブを正しい位置に保持するものであって
チューブを確実に保持するものではない。チューブをチ
ューブホルダー内に押し込めてチューブを正しい位置に
確実に保持するために扉が使用されているが、扉は外れ
て保守作業を作り出すことがある。
【００１３】
【発明が解決しようとする課題】このような背景に対し
て本発明の改良型ＵＡＢＤが開発された。
【００１４】
【課題を解決するための手段】本発明の一つの重要な特
徴は血液流内の気泡等の液体流内の封入体を検出する方
法及び装置であり、それにより検出器感度に影響を及ぼ
す事なく検出環境の変化が補償される。本発明のこの特
徴により、流体に信号を送信し流体および封入体の予期
された減衰度に基づいて受信信号を受信しかつ解釈する
ことにより封入体を検出することができる。送信信号の
レベルすなわち振幅は検出信号の平均レベルを一定に維
持するするように調整され、検出環境の変化が補償され
る。さらに本発明の特徴により、予期される封入体信号
の時定数よりも遥かに長い時定数を有する積分器を使用
して受信信号を積分し、積分された信号を一定の基準値
と比較することにより送信信号の平均値が制御される。
【００１５】本発明のさらに重要な特徴は微小気泡を検
出し患者に注入される微小気泡形状の空気の総容積を調
べる超音波気泡検出方法および装置である。本発明のこ
の特徴により微小気泡の存在が検出され微小気泡が存在
する間高周波パルス列からなる信号が発生される。パル
スをカウントし、液体流および微小気泡の予期サイズに
関する知識と関連させることにより、所与の時間内に検
出器を通過する空気の総量が確認される。
【００１６】本発明のさらに重要な特徴は可撓性チュー
ブを封入体検出器内に確実に保持するチューブホルダー
である。本発明のこの特徴により、チューブホルダーは
チューブ係合面内にチューブ保持溝が形成されており、
チューブ係合面は互いにチューブ径よりも近接配置され
ている。チューブはチューブ保持溝に達するまでチュー
ブ係合面に対して圧縮かつ変形させることによりチュー
ブホルダー内に挿入される。一度チューブ係合溝内でチ
ューブは元の形近くまで戻り手で変形させて取り外され
るまでそれ自体の弾性により溝内に保持される。
【００１７】
【実施例】本発明の超音気泡検出器（ＵＡＢＤ）の実施
例を図１−図２０を参照して説明する。異なる図面の同
じ参照番号は同じ部品を表す。
【００１８】ＵＡＢＤを参照して説明を行うが、当業者
であれば本発明の特徴は固体封入体の検出等の液体中の
他の封入体の検出にも応用できることがお判りと思う。
さらに当業者であれば被検出液体および封入体による減
衰度の異なる赤外線、可視光線、紫外線、放射線、もし
くは無線周波エネルギー等の多種の信号にも本発明を応
用できることを理解されたい。
【００１９】図１を参照して、緊急人工腎臓装置２０は
本発明のＵＡＢＤ２２および緊急人工腎臓装置２０を監
視および制御する２個のマイクロプロセッサー２４，２
６を含んでいる。監視マイクロプロセッサー２４および
制御マイクロプロセッサー２６はたがいに通信２８を行
って人工腎臓装置２０のさまざまな動作パラメータを比
較し、患者を傷つける一点部品故障に対する保護を行う
相補ユニットである。ＵＡＢＤ２２には血液３６が流れ
るチューブ３４を介して超音波信号を送受信する泡検出
回路３０およびチューブホルダー３０が組み込まれてい
る。チューブ３４は代表的には血液処理システムに使用
される使い捨てチュービングキットの一部である可撓性
プラスチックチューブである。チューブホルダー３２は
圧電超音波送信トランスジューサ４０が搭載される第１
すなわち送信器搭載ブロック３８および圧電超音波受信
トランスジューサ４４が搭載される第２すなわち受信器
搭載ブロック４２を具備している。圧電トランスジュー
サ４０，４４により効率的な電気／超音波および超音波
／電気エネルギー変換方法が得られる。送信トランスジ
ューサ４０から放出される超音波はチューブ３４および
血液３６へ送られ受信トランジューサ４４により検出さ
れる。チューブはチューブホルダー３２の搭載ブロック
３８，４２により２個のトランスジューサ４０，４４間
に保持される。各搭載ブロック３８，４２の幾分湾曲し
たすなわちアーチ状の表面によりチューブ３４は正しい
位置に配置されて必要な接触面積が得られチューブの変
形を最小限に抑えながら流体充填チューブとの音響結合
が強化される。泡検出回路３０は送信トランスジューサ
４０を駆動する電気駆動信号４６を発生する。送信トラ
ンスジューサ４０は駆動信号４６応答して機械的に振動
し超音波信号をチューブ３４および血液３６へ通す。超
音波信号により受信トランスジューサ４４は機械的に振
動して電気受信信号４８を発生する。気泡が検出領域を
通過すると、音響の一部が吸収されて受信トランスジュ
ーサ４４により検出される音響レベルが低減すなわち減
衰する。受信信号４８は泡サイズに関連している。泡検
出回路３０は血液３６中の空気に逆比例する受信信号４
８を受信トランジューサ４４から受信する。
【００２０】泡により受信信号４８は低減しそれは非常
に小さな泡に対するおよそ５％からはるかに大きい泡に
対する１００％までの範囲である。体積がおよそ８マイ
クロリットル（μＬ）（直径が２．５ｍｍ）よりも大き
い泡により信号のかなりの部分が受信トランジューサ４
４に到達することを阻止される。体積がおよそ１μＬ
（直径が０．５８ｍｍ）の小さい泡により正規の休止超
音波信号のおよそ１２％に対応する超音波信号が発生さ
れる。チューブ３４が無い場合、もしくはチューブ３４
に流体３６が充填されていない場合には、実質的に超音
波信号は受信されない。
【００２１】受信信号４８は泡検出回路３０により解釈
されて複数の出力信号５０，５２，５４，５６，５８が
生成されそれらは次に監視マイクロプロセッサー２４お
よび制御マイクロプロセッサー２６へ送信される。マイ
クロプロセッサー２４，２６へ送られる信号のほかに、
各マイクロプロセッサーは泡の発生をシミュレートし泡
検出回路３０が適正に機能していることを検証するテス
ト開始信号６０，６２を発生する。システムの初期ター
ンオン時もしくは任意他の時期に、泡検出回路３０全体
をテストすることができる。両マイクロプロセッサー２
４，２６から送られるコマンドから大小両泡状態をシミ
ュレートすることができる。コマンドにより実際の泡か
ら発生される信号をエミュレートする信号が発生され
る。次に回路の問題点がテスト中に検出される。
【００２２】一般的に図２を参照して泡検出回路３０の
機能について説明する。泡検出回路３０は比較的低電力
レベルで２．４５ＭＨｚタイミング信号７２を発生する
発振器回路７０を含んでいる。タイミング信号７２は増
幅器／ドライバー回路７４により増幅されチューブホル
ダー３２の送信トランスジューサ４０を駆動するのに必
要な比較的電力レベルの高い２．４５ＭＨｚ駆動信号４
６が発生される。チューブ３４および血液３６中を送信
される超音波は受信トランスジューサ４４により受信さ
れる。受信信号４８は電圧増幅器回路７６へ通されそこ
で増幅された信号７８は復調器回路８０へ通される。復
調器回路８０は増幅された信号７８に比例するＤＣ整流
信号８２を発生し次にそれはフィルター回路８４でろ波
されて、好ましくはおよそ２．５Ｖの、一定の平均電圧
レベルを有するろ波された信号８６が発生する。
【００２３】平均ろ波信号８６レベルは自動レベル制御
（ＡＬＣ）回路８８により制御されそれは増幅器／ドラ
イバー回路７４からの駆動信号４６を調整してろ波され
た信号８６の平均レベルを所望する一定の電圧レベルに
ほぼ維持する制御信号９０を発生する。ＡＬＣ回路８８
は送信トランスジューサ音響出力変動、チューブ３４材
料変化、受信トランスジューサ４４感度変動および部品
公差等の検出環境の変動を補償する。したがってＡＬＣ
回路８８は特定の泡サイズに対してＵＡＢＤが常に同様
に反応することを補償する傾向がある。
【００２４】フィルター回路８４からのろ波された信号
８６は分割されて２つの同様な電圧比較回路９２，９４
へ送られる。監視比較回路９２は監視マイクロプロセッ
サー２４（図１）が使用する出力信号５０，５２，５４
を発生し制御比較回路９４は制御マイクロプロセッサー
２６（図１）が使用する出力信号５６，５８を発生す
る。冗長比較回路９２，９４により部品故障時のＵＡＢ
Ｄ２２および人工腎臓装置２０（図１）の安全動作が容
易になる。
【００２５】各比較回路９２，９４は３つの別々の論理
信号を送出する。故障信号５０，９６は検出器回路３０
内のある故障に対応し、超音波信号が許容限界３２を越
えるときは常に状態を変える。１０μＬ以上の大きい泡
が検出されるかもしくはチューブホルダーにチューブ３
４が取り付けられていない場合には常に泡信号５２，９
８から論理出力が発生される。１．０μＬ以上の小さな
泡が検出される場合には常に微小気泡信号５４，５８に
より論理揺動（ｓｗｉｎｇ）が発生される。マイクロプ
ロセッサー２４，２６は例えば１分間の固定時間枠にお
ける微小気泡イベント数をカウントし単位時間当たり所
定のイベント数を越える場合には人工腎臓装置２０（図
１）を遮断する。故障信号９６および制御比較回路９４
からの泡信号９８は一緒にされて１つの空気信号５６を
形成する。
【００２６】人工腎臓装置２０（図１）の動作中に、マ
イクロプロセッサー２４，２６（図１）は泡カウントを
周期的に監視する。人工腎臓装置２０の特定の流体汲み
上げ速度に対して十分な数の微小気泡信号クロックパル
スが検出されると、マイクロプロセッサー２４，２６の
一方により警報が発せられて人工腎臓装置２０が遮断さ
れる。同様に、マイクロプロセッサー２４，２６（図
１）の一方が大きい泡信号５２，９８もしくは故障信号
５０，９６を受信すると、警報が発せられて人工腎臓装
置２０は停止するよう指令される。
【００２７】ＡＬ回路８８とインターフェイスすること
により監視マイクロプロセッサー２４もしくは制御マイ
クロプロセッサー２６から指令されて泡もしくは一連の
微小気泡の存在をシミュレートするシミュレーション信
号１０２を発生するためのテスト回路１００が設けられ
ている。
【００２８】必要な超音波信号を発生するために、図３
および図４に関して後記するように、圧電音響発信トラ
ンスジューサ４０は発振器回路７０および増幅器駆動回
路７４が発生する定周波、可変振幅駆動信号４６により
駆動される。図３に示す発振器回路７０は水晶発振器を
具備している。発振器は、好ましくは７４ＨＣＵ０４集
積回路（ＩＣ）の一部分である、高速非バッファーＣ−
ＭＯＳインバータを具備している。非バッファーインバ
ータは発振器回路７０の線形動作を促進するために使用
される。並列共振動作を行うように設計された“ＡＴ”
カット水晶１１２がインバータ入力１１４に接続されて
いる。
【００２９】発振器回路７０は従来の“Ｐｉｅｒｃｅ”
発振器の一変種である。インバータ１１０の出力１１６
から入力１１４に接続された好ましくは１Ｍｏｈｍの抵
抗器１１８によりインバータは線形半供給点にバイアス
される。出力１１６および水晶１１２間に接続された好
ましくは２．１２ｋｏｈｍの抑制抵抗器１２０によりス
プリアス高周波発信が抑制され水晶１１２から出力が分
離される。抑制抵抗器１２０が設けられているため、イ
ンバータ出力１１６は方形波形信号となる。抑制抵抗器
１２０はその共振周波数においてほぼ水晶１１２のリア
クタンスとなるように選択される。インバータの入力１
１４から出力１１６への信号は論理反転により１８０度
移相される。水晶１１２は並列共振モードで作動するた
め大きいインダクタンスとして現れる。好ましくは各々
が２２ｐＦである入力のキャパシタ１２２およびインバ
ータ回路出力のキャパシタ１２４を付加することにより
パイ回路網が作られる。このような回路網により発振を
維持するためのさらに１８０度の移相が行われる。負荷
容量は通常水晶メーカーにより指定される。
【００３０】インバータ１１０の開路利得はおよそ１０
であるため、回路損失を克服して安定発振を保証するの
に十分な利得である。次に出力信号は、好ましくは同じ
７４ＨＣＵ０４ ＩＣパッケージ内に含まれている、第
２のＣ−ＭＯＳ論理インバータ１２６によりバッファー
されてタイミング信号７２が発生される。動作中に、発
振器７０のタイミング信号７２出力は５Ｖピーク・ツー
・ピーク方形波信号である。
【００３１】電力増幅器／ドライバ回路７４の動作を図
４に示す。発振器回路７０（図２）から生じる５Ｖピー
ク・ツー・ピーク方形タイミング信号７２は、好ましく
はＩＣＬ７６６７ ＩＣである、反転電力ドライバ１３
０の入力１２８へ送られる。電力ドライバ１３０は５Ｖ
ピーク・ツー・ピーク信号を１２Ｖピーク・ツー・ピー
ク方形波出力信号へ変換する。電力ドライバ１３０は特
に電界効果型トランジスタ（ＦＥＴ）を駆動するように
選定されている。電力ＦＥＴは入力容量が高いため、Ｉ
ＣＬ７６６７は特に負荷に高いピーク電流を供給するよ
うに設計されている。ＩＣＬ７６６７は負荷を１．５Ａ
までのピーク電流で駆動することができる。高い駆動電
流によりＦＥＴデバイスは５０ｎＳ以内でオンオフする
ことができる。好ましくは４７０ｕＨであるインダクタ
１２９および好ましくは０．１ｕＦであるキャパシタ１
３１が電力ドライバ１３０の電力ピン１３３に接続され
ている。インダクタ１２９およびキャパシタ１３１は高
周波タイミング信号７２を阻止して＋１２Ｖ電源に入る
のを阻止する従来のＬ−断面ローパスフィルタとして接
続されている。
【００３２】電力ドライバ１３０の出力１３２は好まし
くはＺＶＮ２１０６Ａである一個のＮ−チャネルＦＥＴ
１３４および好ましくはＺＶＰ２１０６Ａである一個の
Ｐ−チャネルＦＥＴ１３６からなる相補電力ＦＥＴ回路
へ送られる。２個のＦＥＴ１３４，１３６のドレーン端
子１３８，１４０は互いに接続されている。Ｎ−チャネ
ルＦＥＴ１３４は電力ドライバ１３０の出力信号のロー
からハイへの遷移中にオンとされ、Ｐ−チャネルＦＥＴ
１３６はハイからローへの遷移中にオンとされる。ＦＥ
Ｔ１３４，１３６のゲート１４４，１４６間に接続され
た好ましくは０．１ｕＦのキャパシタ１４２により電力
ドライバ１３０の出力がＰチャネルＦＥＴ１３６に接続
される。Ｐ−チャネルＦＥＴ１３６のゲート１４６およ
びソース１５０間に接続された好ましくは１ｋｏｈｍの
抵抗１４８はＰ−チャネルＦＥＴ１３６をオフ状態とす
るのに使用される。各ＦＥＴ１３４，１３６はターンオ
ン開始するためのゲートおよびソース間のおよそ３Ｖの
最小電圧閾値を必要とする。したがって電力ドライバ１
３０からの１２Ｖ電圧揺動により各ＦＥＴ１３４，１３
６はハードにターンオンされ、ドレーン・ソース抵抗は
低く保たれる。
【００３３】可変電圧ＡＬＣ信号９０はＰ−チャネルＦ
ＥＴ１３６のソースに接続される。Ｎ−チャネルＦＥＴ
１３４のソースは回路接地１５４に接続される。完全に
ターンオンされると、Ｐ−チャネルＦＥＴ１３６により
ＡＬＣ信号９０供給電圧から出力への低抵抗経路が提供
される。逆に、ターンオンされると、Ｎ−チャネルＦＥ
Ｔ１３４により出力から回路接地１５４への低抵抗経路
が提供される。２個のＦＥＴ１３４，１３６の組み合わ
せによりＡＬＣ信号９０の電圧レベルから接地まで低損
失で揺動する方形波出力信号が発生される。高位Ｐ−チ
ャネルソース電圧はＡＬＣ回路８８からのＡＬＣ信号９
０により制御されるため、送信トランスジューサ４０
（図２）ピーク・ツー・ピーク駆動信号４６は広い範囲
にわたって変動することができる。高位駆動電圧は送信
トランスジューサ４０（図２）の消費電力により制限さ
れる。しかしながら、低電位は理論上は数ｍＶとするこ
とができる。
【００３４】２個のＦＥＴ１３４，１３６の２つのドレ
ーン端子１３８，１４０は一緒に接続されているため、
出力信号は方形波形を有し立ち上がりおよび引き下げ時
間が速い。送信トランスジューサ４０（図２）は１００
０ｐＦまでの高い容量を有するため、好ましくは５．６
ｕＨのインダクタ１５６および好ましくは０．１ｕＦの
キャパシタ１５７がＦＥＴ１３４，１３６とトランスジ
ューサ４０（図２）との間に配置される。キャパシタ１
５７により送信トランスジューサ４０は増幅器／ドライ
バ回路７４から送出される任意のＤＣ電圧から絶縁され
る。インダクタ１５６は直接接触が行われた場合にトラ
ンスジューサ４０を流れるピーク電流を制限する。さら
に、電圧立ち上がり引き下げ時間もインダクタ１５６に
より制限される。したがってＦＥＴ１３４，１３６と直
接接触が行われた場合に発生される広帯域無線信号が低
減される。インダクタ１５６が適所に配置されるとトラ
ンスジューサ４０（図２）両端間に生じる駆動信号４６
は高調波が最小限に抑えられた純正な正弦波に似るよう
になる。さらに、インダクタ１５６によりトランスジュ
ーサ４０（図２）両端間に生じるピーク・ツー・ピーク
電圧はピーク・ツー・ピーク駆動電圧よりも幾分大き
い。２個のＦＥＴ１３４，１３６からの１１Ｖのピーク
・ツー・ピーク出力により送信用トランスジューサ両端
間の電圧は１５Ｖピーク・ツー・ピークを越えることが
ある。１５Ｖピーク・ツー・ピークの場合、送信トラン
スジューサ４０（図２）の消費電力は０．２５Ｗよりも
低い。さらに、インダクタ１５６により増幅器／ドライ
バ回路７４から送出できる電流が制限され短絡保護が行
われる。インダクタ１５６が適所に配置されると泡検出
回路３０に悪影響を及ぼすことなく駆動信号４６を連続
的に地絡させることができる。
【００３５】図５に関して超音波信号電圧増幅器回路７
６の説明を行う。圧電受信機トランスジューサ４４（図
２）から発生される超音波電圧受信信号４８は高周波演
算増幅器１６０を使用して増幅される。高周波増幅器は
その広帯域幅、線形性および安定性に対して選択された
好ましくはＡＤ８２９演算増幅器ＩＣである。弱い受信
信号４８を昇圧して３Ｖピーク・ツー・ピークの振幅を
有する増幅信号７８を発生するには４０の増幅器利得が
必要である。３Ｖの場合には生の超音波信号を効率的に
復調してしばしば小さな泡信号を抽出することができ
る。２．４５ＭＨｚの超音波周波数において４０の利得
を得るには、増幅器１６０の単位利得帯域幅はおよそ８
０ＭＨｚよりも大きくなければならない。ＡＤ８２９演
算増幅器ＩＣの単位利得帯域幅は１２０ＭＨｚである。
【００３６】増幅器１６０ＩＣは修正非反転増幅器回路
として接続されている。好ましくは０．０１ｕＦである
阻止キャパシタ１６１により受信信号４８および増幅器
１６０の非反転入力１６２が相互接続される。阻止キャ
パシタ１６１ＡＣにより非反転入力１６２は受信信号に
接続され、受信信号４８の必要な高周波成分を著しく減
衰する事なく通過させながら、受信信号４８の任意のＤ
Ｃ成分を阻止し６０Ｈｚハム等の受信周波数の任意の低
周波迷走成分を減衰する。非反転構成の場合には、受信
信号４８は直接増幅器１６０の非反転入力１６２へ送ら
れ、増幅器１６０の反転入力１６４には少量の増幅器出
力１６６を帰還させて発生される信号が供給される。従
来の非反転回路の場合、２個の抵抗器１６８，１７０分
圧器により反転入力１６４へ帰還される信号量が決定さ
れしたがって増幅器回路７６の電圧利得が決定される。
好ましくは４．３２ｋｏｈｍである第１の抵抗器１６８
は増幅器１６０の出力１６６と反転入力１６４との間に
接続されており、好ましくは１００ Ｏｈｍである第２
の抵抗器１７０は反転入力と回路接地１５４との間に接
続されている。しかしながら、従来の非反転回路は修正
されているため増幅器の高周波超音波信号に対する利得
は高いがＤＣに対する利得はわずか１にすぎない。第２
の抵抗器１７０と回路接地１５４との間に抵抗器１７０
と直列に間挿された好ましくは０．０１ｕＦのキャパシ
タ１７２により必要なＤＣ絶縁が提供される。修正され
た非反転回路によりＤＣバイアス点を乱す事なく一個の
抵抗器により増幅器の利得を制御することができる。キ
ャパシタ１７２により増幅器が高周波信号だけを優先的
に増幅することが保証される。好ましくは各々が４．３
２ｋｏｈｍである抵抗器１７４，１７６が非反転入力１
６２に接続されて第２の分圧器回路網を形成しそれは＋
１２Ｖと−５Ｖ電源のほぼ中間点のおよそ＋３．５Ｖへ
増幅器１６０をバイアスする。バイアスにより増幅器の
ピーク・ツー・ピーク出力電圧揺動は最小限に抑えられ
正規の動作点は−５Ｖ電源から移行する。
【００３７】値が選択されると、増幅の利得はおよそ４
０に設定される。安定動作を保証するために、好ましく
は１０ｐＦである、位相補償キャパシタ１７８が付加さ
れ増幅器１６０の補償ピン１８０に接続される。キャパ
シタ１７８の値は全体利得を低減することなく回路７６
がスプリアス発振のない状態を維持するように選択され
る。
【００３８】図６を参照して信号復調器回路８０の説明
を行う。復調器回路８０は増幅された信号７８で作動す
る従来の半波倍電圧整流器回路を具備している。復調器
回路８０は増幅器回路７６（図２）から生じる振幅変調
された２．４５ＭＨｚ増幅信号７８をＤＣ電圧整流信号
８２へ変換する。復調器回路８０は半波倍電圧整流器回
路を形成するような周知の構成とされた第１のダイオー
ド１８６、第２のダイオード１８８、第１のキャパシタ
１９０、第２のキャパシタ１９２および抵抗器１９４を
具備している。好ましくは、第１および第２の各キャパ
シタ１９０，１９２は０．０１ｕＦであり抵抗器１９４
は１０ｋｏｈｍである。動作中に、整流された信号８２
のＤＣ電圧レベルは超音波トランスジーサ間を気泡が通
過する時は常に下向きに動揺する。整流効率を高めるた
めに、好ましくはダイオード１８６，１８８はショット
キーダイオード、１Ｎ５８１８とされる。ショットキー
ダイオードは従来の信号ダイオード（およそ０．６Ｖ）
よりも電圧降下が低く（およそ０．２５Ｖ）倍電圧回路
に使用されると２．８Ｖピーク・ツー・ピーク増幅信号
７８からおよそ２．５ＶのＤＣ電圧整流信号８２を発生
する。
【００３９】キャパシタ１９２および抵抗器１９４によ
り従来のローパスフィルタ網が形成される。キャパシタ
１９２の値は泡に関連する信号を減衰する事なく２．４
５ＭＨｚキャリアの大部分をろ波するように選定され
る。
【００４０】図７を参照してフイルタ回路８４の説明を
行う。残っている２．４５ＭＨｚキャリア信号を除去す
るために、従来の２次バターワースローパスアクテブフ
ィルタ８４が復調器回路８０の後に使用される。好まし
くはＬＦ４１１ ＩＣである低周波演算増幅器２０４を
使用してアクティブバターワース型ローパスフィルタ８
４が作られる。フイルタ回路８４は利得を付加すること
はないが、信号をバッファーして減衰することなく他の
多くのアクティブ回路へ通すことができる。バターワー
スフイルタの３ｄＢ周波数ニー（ｋｎｅｅ）はおよそ１
ｋＨｚに設定される。このような周波数は１８０ｍＬ／
分の最大流量で検出器を通過する泡に関連した注目する
最高予期周波数に基づいている。２次バターワースフイ
ルタにより１ｋＨｚよりも高い信号は１２ｄＢ／オクタ
ーブの勾配で減衰される。
【００４１】図８に関して説明するようにＡＬＣ回路８
８によりフイルタ回路８４のろ波信号８６出力で見た場
合に一定の平均信号レベルが維持される。比較器回路９
２，９４（図２）への電圧入力はＡＬＣ回路８８により
一定の平均値に維持されるため、検出感度も一定に維持
される。ＡＬＣ回路８８はトランスジューサ増幅器／ド
ライバ回路７４への供給電圧を制御してろ波された信号
８６を一定の平均信号レベルに維持する。したがって平
均信号レベルに影響を及ぼす泡感知環境の要因を補償す
ることができる。部品を選定して、フイルタ回路８４か
ら出力されるろ波された信号８６の平均が常に２．５Ｖ
に非常に近くなるようにしなければならない。ＡＬＣ回
路８６は反転積分器２０６およびＡＬＣ電圧増幅器２０
８からなっている。従来の反転積分器２０６はフイルタ
回路８４（図２）からのろ波された信号８６出力電圧を
ＤＣ基準電圧２１４と比較する、好ましくはＬＦ４１２
ＩＣである、演算増幅器２１０を具備している。好まし
くは１．０ｕＦである帰還キャパシタ２１２が演算増幅
器２１０の出力２０７と演算増幅器２１０の反転入力２
０９との間に接続されている。ＤＣ基準電圧２１４は好
ましくは各々が１０ｋｏｈｍである抵抗器２１６，２１
８と好ましくは０．０１ｕＦであるキャパシタ２２０か
らなる分圧器網から発生され演算増幅器の非反転入力２
１１に接続されている。安定度および精度を保証するた
めに、分圧器網が使用する電圧は第１の精密な電圧基準
源２２２から引き出される。第１の電圧基準源２２２は
非常に精密な５Ｖ出力を与える、好ましくはＲＥＦ−０
２ ＩＣである、（図示せぬ）精密電圧源ＩＣから発生
される。積分器２０６の出力信号２２４は受信された平
均ろ波信号８６の電圧レベルが基準電圧２１４よりも小
さい場合には上向きに緩やかに調整されろ波された信号
８６が基準電圧２１４よりも大きい場合には下向きに調
整される。その効果は一体動作および緩やかな応答時間
を有する従来の負帰還制御回路となる。
【００４２】積分器回路２０６により高い利得を得て制
御精度が保証されるが応答時間は故意に遅くされる。応
答が遅いため泡に関連する急激なレベル変化はＡＬＣ回
路８８により無視される。実施例では応答時間は泡によ
る注目する信号よりもおよそ１０倍遅くなるように選定
される。
【００４３】ろ波された信号８６は第１の応答時間決定
抵抗器２１３および第２の応答時間決定抵抗器２１５を
介して演算増幅器２１０の反転入力２０９に接続され
る。第１の抵抗器２１３はろ波された信号８６と反転入
力２０９との間に直列に接続されている。小さな泡によ
り生ずる低レベル信号に対しては、好ましくは１Ｍｏｈ
ｍである第１の応答時間決定抵抗器２１３および好まし
くは１．０ｕＦである帰還キャパシタ２１２により比較
的ゆるい１秒の応答時間が確立される。好ましくは１０
０ｋｏｈｍである第２の応答時間決定抵抗器２１５は好
ましくは１Ｎ４１４８であるダイオード２１７と直列に
接続されており直列接続は第１の抵抗器２１３に並列に
接続されている。第２の抵抗器２１５は大きい泡等から
のろ波された信号８６の大きな変化期間中のみ活性化さ
れて比較的速い０．１秒の応答時間を発生する。泡によ
るろ波された信号８６の突然な変化を無視するためには
遅い正の応答時間が必要である。泡が検出された後で、
ろ波された信号８６の初期レベルを回復するための速い
負の応答時間が許される。信号変化に対する積分器８６
の非対称反応により泡信号振幅の歪みが最小限に抑えら
れ過修正電圧が最小限に抑えられる。大きな信号変化に
対する速い応答時間は人工腎臓装置２０（図１）が最初
にオンとされる時およびチユーブ３４（図１）がチュー
ブホルダー３２（図１）に取り付けられる時に特に有用
である。このような状況の元ではＡＬＣ回路８８は正規
のＵＡＢＤ動作を迅速に再確立する。
【００４４】積分器２０６の出力２２４はＡＬＣ電圧増
幅器２０８へ送られる。ＡＬＣ電圧増幅器２０８は好ま
しくは積分器演算増幅器２１０とおなじＬＦ４１２ Ｉ
Ｃパッケージの一部である従来の非反転演算増幅器２２
６を具備している。演算増幅器２２６の出力は好ましく
は１Ｎ４７２８Ａであるツェナーダイオード２３２を介
して好ましくは２Ｎ６７２５であるＮＰＮダーリントン
トランジスター２３０のベース２２８に接続されてい
る。ダーリントントランジスター２３０は演算増幅器２
２６だけの場合よりも多くの電流を制御することができ
るトランジスタバッファ回路を形成する。ダーリントン
トランジスター２３０のエミッタ２３１と演算増幅器２
２６の反転入力２３３間に接続された好ましくは１０ｋ
ｏｈｍである帰還抵抗器２２９と演算増幅器２２６の反
転入力と回路接地１５４間に接続された好ましくは１０
ｋｏｈｍの付加抵抗器２３５によりＡＬＣ電圧増幅器２
０８の利得が決定される。ツェナーダイオード２３２に
より電圧レベルシフトが行われる。レベルシフトは演算
増幅器２２６が正負の供給電圧へ揺動不能となるのを補
償するために必要である。代表的には、＋１２Ｖおよび
−５Ｖの供給電圧の場合には演算増幅器２２６は＋１０
Ｖから−３Ｖまでしか揺動できない。ツェナーダイオー
ド２３２を設けることにより、ダーリントントランジス
ター２３０のベース２２８には０Ｖから１２Ｖまで揺動
する電圧を供給することができる。もちろん、ダーリン
トントランジスターはおよそ１Ｖの有限の電圧降下を有
するため、トランスジューサ増幅器／ドライバ回路７４
（図２）へ供給される実際の電圧揺動は０Ｖからおよそ
１１Ｖとなる。ダーリントントランジスター２３０のエ
ミッタ２３１と回路接地１５４間に接続された好ましく
は４．７ｕＦのバッファーキャパシタ２３７により増幅
器／ドライバ回路７４（図２）への低ソースインピーダ
ンスが与えられる。好ましくは４７０ｕＨであるインダ
クタ２３９および好ましくは０．１ｕＦであるキャパシ
タ２４１によりダーリントントランジスター２３０のエ
ミッタ２３１とＡＬＣ信号９０間に従来のＬ−断面ロー
パスフィルタが形成される。インダクタ２３９およびキ
ャパシタ２４１により高周波２．４５ＭＨｚ信号がＡＬ
Ｃ回路８８と干渉することが防止される。超音波増幅器
利得が４０に設定され超音波駆動電圧の揺動幅が広いた
め、ＡＬＣ回路８８の補償範囲は３０ｄＢ（３０：１）
を越える。
【００４５】図８および図９を参照して、テスト回路１
００がＡＬＣ回路８８と相互作用して送信トランスジュ
ーサ４０（図２）から送信される超音波信号に突然のレ
ベル変化を発生しテストの目的でさまざまな泡サイズを
シミュレートする。突然のレベル変化は電圧増幅器回路
７６（図２）、復調器回路８０（図２）、フイルター回
路８４（図２）および比較器回路９２，９４（図２）に
より泡信号として検出される。シミュレートされた信号
は人工腎臓装置２０（図１）テスト期間中に使用して泡
検出器回路３０（図２）の動作をテストすることができ
る。テスト信号を検出器回路３０へ注入できるようにす
るために、積分器回路の出力は最初に積分器２０６の出
力２２４とＡＬＣ電圧増幅器２０８の演算増幅器２２６
の反転入力２３７間に直列に接続された好ましくは１０
ｋｏｈｍの第１の減衰抵抗器２３２により半減される。
好ましくは２０ｋｏｈｍである第２の減衰抵抗器２３９
が回路接地１５４と演算増幅器２２６の非反転入力２３
７間に接続されている。利得決定抵抗器２２９，２３５
を選定して電圧増幅器２２６の利得を２に設定すること
により信号損失が補償される。
【００４６】正規の動作時には電圧増幅器２２６の出力
は積分器２２４の出力と同じである。しかしながら、好
ましくは１５．８ｋｏｈｍである第３の減衰抵抗器２３
４が回路に含まれており抵抗器２３４をＡＬＣ電圧増幅
器２０８の演算増幅器２２６の非反転入力２３７との間
に接続する好ましくは２Ｎ７０００であるモニターテス
トＦＥＴ２３８を使用して回路へ切り替えることができ
る。さらに、好ましくは３．９２ｋｏｈｍである第４の
減衰抵抗器２３６が回路に含まれており抵抗器２３６を
ＡＬＣ電圧増幅器２０８の演算増幅器２２６の非反転入
力２３７との間に接続する好ましくは２Ｎ７０００であ
る制御テストＦＥＴ２４０を使用して回路へ切り替える
ことができる。論理レベルテスト信号６０，６２の揺動
により活性化されると、ＦＥＴスイッチは減衰網の比率
をかえて増幅器２２６の出力電圧を変える。回路へ切り
替えられると、抵抗器２３４，２３６により増幅器２２
６の出力電圧は固定比率だけ低減され、平均受信超音波
レベルを維持するのに使用される実際の電圧とは無関係
に、ＡＬＣ信号９０およびトランスジューサ駆動信号４
６（図２）の電圧レベルが同じ比率だけ低減される。テ
スト中にモニターテスト信号６０を励起してモニターテ
ストＦＥＴ２３８をオンとし正規の駆動電圧を突然２４
％降下させそれにより受信信号４８（図２）も２４％降
下させることにより小さな１μＬ微小気泡をシミュレー
トすることができる。同様に、制御テスト信号６２を活
性化して制御テスト信号２４０をオンとし駆動電圧を５
６％降下させることにより１０μＬ泡をシミュレートす
ることができる。２個のＦＥＴ２３８，２４０のいずれ
かが活性化されている間の電圧変化は応答の遅い積分器
のあとで生じるため、突然の駆動電圧降下により泡によ
り発生する信号と同様な信号が発生される。
【００４７】信号レベルの変化が早くなり過ぎないよう
保証するため、従来のＬ−断面ローパスフィルター網と
して接続された好ましくは２０ｋｏｈｍである抵抗器２
４２および好ましくは０．０４７ｕＦであるキャパシタ
２４６が演算増幅器２２６の入力において減衰抵抗器２
３２，２３４，２３６，２３９と演算増幅器２２６の非
反転入力２３７との間に設けられている。網によりレベ
ル変化は遅くされ超音波受信器に生じる信号は実際の泡
信号に一層近くなり、通常有限の立ち上がり引き下げ時
間を有する。実施例では２個の部品を使用しておよそ
２．３ｍＳの時定数が得られた。
【００４８】図１０を参照して電圧比較器回路９２，９
４（図２）の説明を行う。図１０には監視比較器回路９
２が示されている。制御比較器回路９４（図２）は後記
する特別な相違点を除けば監視比較器回路９２と同じで
ある。
【００４９】マシンの安全性を促進するために、２つの
別々の比較器回路９２，９４（図２）が使用される。監
視比較器回路９２は監視プロセッサー２４（図１）へ信
号５０，５２，５４を送り制御比較器回路９４（図２）
は制御プロセッサー２６（図１）へ信号５６，５８を送
る。一方の比較器回路９２，９４（図２）において部品
の故障が起こつても、他方の回路は正しく作動すること
ができる。しかしながら、両方の比較器回路９２，９４
（図２）が同じように作動しなければならないため、２
つの回路間の不一致は２つのマイクロプロセッサー２
４，２６（図１）間の通信２８（図２）により検出して
警報を発したり人工腎臓装置２０（図１）を遮断したり
することができる。
【００５０】各電圧比較器回路は３個の比較器２５０，
２５２，２５４を具備している。各比較器はろ波された
信号８６を精密電圧源２２２からの基準電圧と比較す
る、好ましくはＬＭ３３９Ａ ＩＣである、電圧比較器
である。制御比較器回路９４は（図示せぬ）独立した第
２の精密電圧源ＩＣを有し、前記したように精密電圧源
ＩＣの故障によりマイクロプロセッサー２４，２６（図
１）間に不一致が生じる。
【００５１】比較器回路９２の第１の比較器２５０によ
り泡検出回路３０（図２）の部品故障が検出される。第
２の比較器２５２によりチューブ３４内の比較的大きい
泡の存在が検出される。第３の比較器２５４によりチュ
ーブ内の微小気泡の存在が検出される。各微小気泡の存
在は対応するマイクロプロセッサーへ送信されマイクロ
プロセッサーは泡をカウントして離散時間内に出会う数
を求めることができる。
【００５２】好ましくは２．２１ｋｏｈｍであるプルア
ップ抵抗器２５６，２５８，２６０により各比較器２５
０，２５２，２５４の出力２６２，２６４，２６６が＋
５Ｖ電源ＶＣＣに接続されて５−０および０−５Ｖの標
準トランジスタ−トランジスタ論理出力揺動が得られ
る。
【００５３】ろ波された信号８６は絶縁抵抗器２７０を
介して第１の比較器２５０の反転入力２６８に接続され
る。５Ｖ精密電源２２２が第１の比較器の非反転入力に
おける基準電圧が２．８Ｖとなるように選定された２個
の抵抗器２７４，２７８からなる分圧器網を介して第１
の比較器の非反転入力２７２に接続されている。好まし
くは４４２ｋｏｈｍである帰還抵抗器２７６により非反
転入力２７２と出力が接続されて正帰還が行われる。正
帰還によりヒステリシスが誘起されて出力論理レベルシ
フトは限定されて振動することはない。比較器出力２６
２は故障信号５０としてマイクロプロセッサー２４（図
１）に接続されている。制御比較器回路９４の場合には
第１の比較器非反転入力は、好ましくは１０ｋｏｈｍで
ある、プルアップ抵抗器のみを介して第２の精密電圧源
に接続され、基準電圧が５Ｖとなるようにされる。
【００５４】ろ波された信号８６は絶縁抵抗器２８０を
介して第２の比較器２５２の非反転入力２７８に接続さ
れている。５Ｖ精密電源２２２は第２の比較器２５２の
非反転入力２８２における基準電圧が１．２Ｖとなるよ
うに選定された２個の抵抗器２８４，２８６からなる分
圧器網を介して非反転入力２８２に接続されている。非
反転入力２７８と出力２６４との間に接続された好まし
くは１Ｍｏｈｍの帰還抵抗器２８８により正帰還が行わ
れる。比較器出力２６４は泡信号５２として、好ましく
は７４ＨＣ７４ ＩＣである、Ｄ−フリップフロップラ
ッチ２６５を介してマイクロプロセッサー２４に接続さ
れる。Ｄフリップフロップラッチ２６５の出力２６７は
泡の発生をマイクロプロセッサー２４へ伝えマイクロプ
ロセッサー２４はＤフリップフロップラッチ２６５をリ
セット２６７’するように接続されている。
【００５５】第３の比較器２５４の反転入力２９０は絶
縁抵抗器２９２を介してろ波された信号８６に接続され
ている。非反転入力はその基準電圧が２．２Ｖとなるよ
うに選定された２個の抵抗器２９６，２９８からなる分
圧器網を介して５Ｖ精密電源２２２に接続されている。
出力２６６および非反転入力２９４間に接続された好ま
しくは１Ｍｏｈｍである帰還抵抗器３００により正帰還
が行われる。第３の比較器２５４の出力２６６は好まし
くは７４ＨＣ７６ ＩＣである標準Ｊ−Ｋフリップフロ
ップの入力３０２に接続されている。Ｋ入力３０６，反
転クリア入力３０８，および反転プリセット入力３１０
はすべて＋５Ｖ論理電源ＶＣＣに接続されることにより
論理ハイ状態に保持される。クロック入力３１２は発振
器回路７０（図２）からの２．４５ＭＨｚタイミング信
号７２に接続されている。フリップフロップ３０４の出
力３１４は微小気泡信号５４として、好ましくは８２Ｃ
５４ ＩＣである、カウンタ３０５を介してマイクロプ
ロセッサー２４に接続される。カウンタ３０５は微小気
泡信号５４が検出される時間に比例するパルスを累算し
てその情報３０７をマイクロプロセッサー２４（図１）
が利用できるようにする。
【００５６】各比較器の入力における好ましくは１０ｋ
ｏｈｍである絶縁抵抗器２７０，２８０，２９２により
共通ろ波信号８６が各比較器２５０，２５２，２５４か
ら絶縁され、比較器入力２７２，２８２，２９４に欠陥
がある場合にろ波信号８６は乱されることはない。
【００５７】制御比較器回路９４（図２）の場合には、
第１の比較器からの故障信号９６（図２）および第２の
比較器からの泡信号９８（図２）は一緒に接続されて制
御マイクロプロセッサー２６（図１）への１個の空気信
号５６（図１）を形成する。両比較器の出力が一緒に接
続されているためいずれかの比較器が活性化されている
とハイからローへの論理揺動が生じる。空気信号５６
は、泡信号５２が監視マイクロプロセッサー２４（図
１）に接続されるのと同様に、（図示せぬ）Ｄフリップ
フロップを介して制御マイクロプロセッサー２６（図
１）に接続される。
【００５８】正常な無泡状態の元ではすべての電圧比較
器回路が公称２．５Ｖの同じＤＣろ波信号８６を受信す
る。しかしながら、チューブホルダー３２（図１）内の
チューブ３４を泡が通過する時は常に、ろ波信号８６の
電圧は２．５Ｖよりも降下する。体積がおよそ０．１μ
Ｌの小さい泡によりろ波信号８６の電圧はおよそ１２％
すなわちおよそ２．２Ｖへ降下する。体積がおよそ８μ
Ｌの大きい泡によりろ波信号８６の電圧はおよそ５２％
降下し、電圧は１．２Ｖよりも降下する。体積がおよそ
１５μＬよりも大きい泡によりろ波信号の電圧はほとん
どゼロに降下することもある。チューブ３４（図１）が
チューブホルダー３２（図１）に取り付けられていなか
ったりチューブ３４に血液３６（図１）が無い場合にも
ろ波信号８６の電圧はゼロに降下することがある。
【００５９】ろ波信号８６が２．５Ｖであれば第１の比
較器２５０の出力２６２および故障信号５０は論理ハイ
状態となって泡検出器回路３０に故障がないことを示
し、第２の比較器２５２の出力２６４および泡信号５２
は論理ハイ状態となって大きい泡が無いことを示し、第
３の比較器２５４の出力２６６は論理ロー状態となる。
第３の比較器２５４の論理ロー状態によりＪ−Ｋフリッ
プフロップ３０４のＪ−入力３０２は論理ロー状態に保
持されそれにより非反転出力３１４および微小気泡信号
５４は論理ロー状態に保持されて微小気泡が無いことが
示される。
【００６０】各比較器２５０，２５２，２５４回路が使
用する閾値電圧からろ波信号８６が上下に逸脱するとき
は常に比較器はトグルする。
【００６１】ろ波信号８６が２．８Ｖよりも高く揺動し
て故障信号５０がロー論理となるときは常に第１の比較
器２５０がトグルして、装置故障が発生したことをマイ
クロプロセッサ２４（図２）に示す。ＡＬＣ回路８８の
部品が故障した時にこのような状態が発生することがあ
る。制御比較器回路９４（図２）についてはろ波信号８
６電圧がおよそ５Ｖを越えて揺動する時に第１の比較器
がトグルする。
【００６２】超音波信号が１．２Ｖへ降下すると第２の
比較器２５２が状態変化する。ＡＬＣ回路に故障が発生
した時にセンサーアセンブリにプラスチックチューブが
取り付けられていないかあるいは大きい泡が感知される
時にこの状態が発生する。これにより泡信号５２はロー
論理状態となって泡を表示する。ロー論理状態によりＤ
フリップフロップラッチ２６５の出力２６７は論理ハイ
状態となり、監視マイクロプロセッサー２４（図１）に
泡の発生を知らせる。フリップフロップ２６５はマイク
ロプロセッサー２４（図１）によりリセット２６７’さ
れるまではセットされたままである。
【００６３】ろ波信号８６が２．２Ｖよりも降下すると
第３の比較器２５４の出力２６６は論理ハイレベルとな
り微小気泡の存在を示す。孤立した微小気泡が発生した
時に人工腎臓装置２０を遮断するのは望ましくない。微
小気泡の場合における注目パラメータは単位時間当たり
の空気の体積であり、実施例では微小気泡の形で検出器
を毎分１立方ｃｍまで通過することができる。マイクロ
プロセッサー２４により連続平均がもとめられ微小気泡
数が臨界値に達するときが決定される。人工腎臓装置２
０（図１）の実施例ではマイクロプロセッサー２４，２
６（図１）によりチューブを通る血液の流量が制御され
る。第３の比較器２５４の出力がハイ論理レベルとなる
ときは常に１．２２ＭＨｚのパルス周波数でクロックパ
ルス流がカウンタ３０５へ送られる。カウンタ３０５は
クロックパルス数を累算して時間基準と比較する。カウ
ントされたクロックパルス数は小さい泡検出器が活性化
された時間の長さに比例する。カウントされるパルス数
を頻繁に監視しかつチューブ３４（図１）の血液流量を
考慮することによりマイクロプロセッサー２４（図１）
は微小気泡内に適切な量の空気が含まれていることを確
認することができる。したがってマイクロプロセッサー
２４（図１）は血液流量をもとめてそれが変化するとき
に予期される泡信号の変化を補償することができる。
【００６４】Ｊ−Ｋフリップフロップ３０４は２つの機
能を果たす。それにより高速立ち上がり引き下げ時間信
号が供給される。また発振器回路７０から引き出される
タイミング信号７２がオンオフされる。第３の比較器２
５４によりトリガーされると、フリップフロップ３０４
は２．４５ＭＨｚトランスジューサクロック信号の周波
数の１／２である出力信号３１４を発生する。ＩＣの
“Ｊ”入力がハイ論理値になるとフリップフロップは単
純な１ビットカウンタとなる。したがってクロック入力
に接続された２．４５ＭＨｚクロック信号は２分割され
て第３の比較器２５４が活性化される時は常に１．２２
ＭＨｚ信号として出力３１４に現れる。１．２２ＭＨｚ
の周波数は検出された実質的にすべての微小気泡がすべ
ての予期流量において少なくとも一つのクロックパルス
となるのに十分高く、しかもマイクロプロセッサー２４
（図１）がカウンタ３０７を読み取る時間の間にカウン
タ３０５のレジスタが一杯にならないよう十分低く選定
される。
【００６５】図１１−図１３を参照してマイクロプロセ
ッサー２４，２６（図１）が泡検出回路３０（図１）か
らの信号５０，５２，５４，５６，５８（図１）を解釈
する方法を説明する。各マイクロプロセッサー２４，２
６（図１）はその関連する信号５０，５２，５４，５
６，５８（図１）を周期的、実施例では２５ｍＳごとに
逐次ポーリングする。あるいは、マイクロプロセッサー
２４，２６（図１）は割り込みベースで作動して状態変
化するときだけ泡検出回路３０（図１）からの信号５
０，５２，５４，５６，５８（図１）を処理することが
できる。
【００６６】図１１を参照して、監視比較器回路９２
（図１０）の第１の比較器２５０（図１０）からの故障
信号５０（図１０）を解釈するために監視マイクロプロ
セッサー２４（図１）は故障信号５０（図１０）をポー
リングして論理ロー状態が存在するかを判断し、（５０
０で）前記したように故障を表示する。故障が表示され
ない場合には、ソフトウェア故障信号タイマーが（５０
２で）ゼロにリセットされ次のポーリングサイクルまで
故障信号５０（図１０）のポーリングが終止される（５
０４）。
【００６７】故障信号５０（図１０）が論理ロー値であ
ればマイクロプロセッサー２４（図１）は故障信号５０
（図１０）機能のテストが進行中かどうかを確認する
（５０６）。このようなテストが進行中であれば、モニ
ターはテストに合格したものと判断して（５０８）次の
ポーリングサイクルまで故障信号５０（図１０）のポー
リングを終止する（５０４）
【００６８】しかしながら、故障信号５０（図１０）の
テストが進行中でなければ、監視マイクロプロセッサー
２４（図１）はソフトウェア故障信号タイマーを読み取
ってタイマーが時間切れであるかどうかを判断する（５
１０）。故障信号５０（図１０）は、例えば大きい泡が
チューブ３４（図１）を通過する終わりにろ波信号８６
（図１０）電圧がオーバーシュートする、故障を示さな
いある状態の元で一時的に論理ロー状態となることがあ
る。警報を発する前に、実施例では１．５秒である、所
定時間だけ故障状態の存在を保証することによりソフト
ウェァ故障タイマーにより迷惑な警報が防止される。ソ
フトウェァタイマーは故障信号５０（図１０）が論理ハ
イ状態値に戻るとリセットされて（５０２）、故障無し
が表示される。
【００６９】ソフトウェァ故障タイマーは時間切れでな
ければ作動し続けることができ故障信号５０（図１０）
のポーリングは次のポーリングサイクルまで終止され
る。しかしながら、ソフトウェァ故障タイマーが時間切
れとなると、故障警報をが活性化され（５１２）、ＵＡ
ＢＤ故障が表示されて次のポーリングサイクルまで故障
信号５０（図１０）のポーリングは終止される（５０
４）。故障警報により可聴および可視表示を活性化させ
人工腎臓装置２０（図１）を遮断させることができる。
【００７０】図１２を参照して、監視比較器回路９２
（図１０）の第２の比較器２５２（図１０）からの泡信
号５２（図１０）を解釈するために監視マイクロプロセ
ッサー２４（図１）はＤフリップフロップラッチ２６５
（図１０）の出力２６７（図１０）をポーリングして論
理ハイ状態が存在するかどうかを判断し、大きい泡がチ
ューブ３４（図１）を通過することを表示する（５２
０）。大きい泡が表示されなければＤフリップフロップ
ラッチ２６５（図１０）したがって泡信号５２（図１
０）のポーリングは次のポーリングサイクルまで終止さ
れる（５２２）。
【００７１】Ｄフリップフロップラッチ２６５（図１
０）の出力２６７（図１０）が論理ロー値であればマイ
クロプロセッサー２４（図１）は泡信号５２機能のテス
トが進行中かどうかを確認する（５２４）。このような
テストが進行中であれば、監視マイクロプロセッサー２
４（図１）はテストに合格したものと判断し（５２
６）、Ｄフリップフロップラッチ２６５（図１０）へリ
セット信号２６７’（図１０）を送り（５２８）Ｄフリ
ップフロップラッチ２６５（図１０）の出力２６７（図
１０）、したがって泡信号５２（図１０）、のポーリン
グを次のポーリングサイクルまで終止する（５２２）。
【００７２】しかしながら、泡信号５２（図１０）機能
のテストが進行中でなければ、泡警報が活性化され（５
３０）、大きい泡の通過が表示される。泡警報により可
聴および可視警報表示を活性化させ人工腎臓装置２０
（図１）を遮断することができる。Ｄフリップフロップ
ラッチ２６５（図１０）、したがって泡信号５２（図１
０）のポーリングは次のポーリングサイクルまで終止さ
れる（５２２）。
【００７３】監視マイクロプロセッサー２４（図１）が
泡信号５２（図１）をポーリングして解釈するのに使用
するのと同じ方法で制御マイクロプロセッサー２６（図
１）は空気信号５６（図１）をポーリングして解釈す
る。
【００７４】微小気泡信号５４（図１０）の解釈には泡
信号５２の解釈には無い問題が存在する。特に、微小気
泡は“真珠の首飾り”として知られる互いに識別不能な
微小気泡の多かれすくなかれ連続したクラスターとして
生じることがある。このような真珠の首飾りに含まれる
空気の体積はチューブ３４（図１）を通過するのに要す
る時間および移動速度の関数である。注目するパラメー
タは微小気泡の発生ではなく、チューブ３４（図１）を
通過する単位時間当たりの微小気泡状態の空気の体積で
あるため、これらの要因を考慮する必要がある。微小気
泡の移動速度は実質的には血液流量により決定され、そ
れはマイクロプロセッサー２４（図１）により確立され
る。一定時間にわたってカウンタ３７（図１０）により
累算されるカウントは一筋の微小気泡がチューブ３４
（図１）を通過するのに要する時間を示す。このデータ
を使用すると“真珠の首飾り”を“分離”してチューブ
３４（図１）を通過する単位時間当たりの微小気泡状の
空気量を評価することができる。
【００７５】図１３を参照して、監視比較器回路９２の
第３の比較器２５４からの微小気泡信号５４（図１０）
を解釈するために監視マイクロプロセッサー２４（図
１）はチューブ３４（図１）を通る血液流量値を調べる
（５４０）。次にマイクロプロセッサー２４（図１９）
は最後のポーリングサイクル以後流量が変化したかどう
かを調べる（５４２）。血液流量が変化しておればマイ
クロプロセッサー２４（図１）は、血液流量で除した定
数である、微小気泡要因当たりのカウントを計算する
（５４４）。この定数はパルス周波数および微小気泡の
仮想サイズに直接比例する。実施例では、血液流量単位
ｍＬ／時、パルス周波数１．２２ＭＨｚで仮想微小気泡
サイズが１０μＬである場合、定数はおよそ４４．１Ｘ
１０6 となる。微小気泡信号５４（図１０）のポーリン
グは次のポーリングサイクルまで終止される（５０
４）。
【００７６】血液流量が変化していなければ、マイクロ
プロセッサー２４（図１）は微小気泡カウンタ３０５を
調べて現在カウンタ３０５に累算されているカウント数
を確認する（５４８）。この値は、実施例では１分であ
る、所定時間前に確認された値および所定時間中に累算
されるカウント数を確認するために計算される差と比較
される（５５０）。次に所定時間中に累算されるカウン
ト数を微小気泡当たりのカウントで除して所定時間中に
チューブ３４（図１）を通過する微小気泡数、したがっ
て微小気泡状の空気の総量、が確認される（５５２）。
次に所定時間中にチューブを通過する微小気泡の数は、
実施例では１ｍＬ／分である、単位時間当たりの許容微
小気泡数すなわち総空気量と比較される（５５４）。許
容限界以上でなければ微小気泡信号５４（図１０）のポ
ーリングは次のポーリングサイクルまで終止される（５
４６）。
【００７７】許容微小気泡数すなわち総空気量以上とな
るとマイクロプロセッサー２４（図１）は微小気泡信号
５４（図１０）機能のテストが進行中であるかどうかを
確認する（５５６）。このようなテストが進行中であれ
ば、監視マイクロプロセッサー２４（図１）はテストに
合格したものと判断して（５５８）微小気泡信号５４
（図１０）のポーリングを次のポーリングサイクルまで
終止する（５４６）。
【００７８】しかしながら、微小気泡信号５４（図１
０）機能のテストが進行中でなければ微小気泡警報が活
性化され（５６０）、ＵＡＢＤ故障が表示されて微小気
泡信号５４（図１０）のポーリングは次のポーリングサ
イクルまで終止される（５４６）。微小気泡警報により
可聴および可視警報表示を活性化されせかつ人工腎臓装
置２０（図１）を遮断することができる。
【００７９】監視マイクロプロセッサー２４（図１）が
監視微小気泡信号５４（図１）をポーリングして解釈す
るのと同じ方法で制御マイクロプロセッサー２６（図
１）は制御微小気泡信号５８（図１）をポーリングして
解釈する。
【００８０】泡検出機能をテストするために制御マイク
ロプロセッサー２６（図１）は泡警報の起動を阻止し、
実施例では０．６秒である、所定時間だけ制御テスト信
号線６２（図９）を活性化することにより制御テストＦ
ＥＴ２４０（図９）をオンとして泡をエミュレートす
る。次に前記泡および空気信号解釈機能により信号が検
出され泡検出器回路がテストに合格したかどうかが判断
される。
【００８１】泡機能のテストを行って故障機能がテスト
される。泡機能テストの終わりに持続時間の短いろ波さ
れた信号８６（図１０）電圧のオーバーシュートが生じ
それにより故障信号５０（図１０）は短時間だけロー論
理値となる。電圧オーバーシュートを検出できなければ
故障機能が故障している。
【００８２】微小気泡機能をテストするために監視マイ
クロプロセッサー２４（図１）は微小気泡警報の起動を
阻止し監視テスト信号線６０（図９）を介して１６サイ
クルの一連の１Ｈｚ方形波信号を送り、間欠的に監視テ
ストＦＥＴ２３８（図９）をオンとして１６の微小気泡
発生をエミュレートする。次に前記微小気泡信号解釈機
能により信号が検出され泡検出器回路がテストに合格し
たかどうかが判断される。
【００８３】いずれかのテストが不合格となると警報が
発せられる。警報により可聴および可視警報を活性化さ
せかつ人工腎臓装置２０（図１）を遮断させることがで
きる。
【００８４】図１４−図１９を参照して本発明のチュー
ブホルダー３２の説明を行う。図１４を参照してチュー
ブホルダー３２は２つのトランスジューサ搭載ブロック
３８，４２が保持される筺体３２０を具備している。筺
体は頂部３２２、底部３２４、第１の終端部３２６、第
２の終端部３２８および２つの側面３３０，３３２を有
する細長い矩形角柱である。筺体の頂部３２２内に側面
３３０，３３２の中心で側面に平行に第１の終端部３２
６から第２の終端部３２８へ延びるチューブ受け入れ溝
３３４が形成されている。チューブ受け入れ溝３３４は
最低点が頂部３３２と底部３２４のほぼ中間にある半円
形床面３３６および床面から上向きに延びて頂部と交差
し２つの筺体先縁３４２，３４４を形成する２つの平坦
な垂直側壁３３８，３４０により画定される。各筺体先
縁３４２，３４４には４５度のベベルが形成されてい
る。
【００８５】図１５を参照して、２つの一般的に矩形状
の搭載ブロック受け入れソケット３４６，３４８が筺体
３２０の底部３４２にチューブ受け入れ溝３３４の両側
に対称的に形成されている。各受け入れソケット３４
６，３４８は筺体３２０の底部３３４からほぼ頂部３２
２まで延びている。各受け入れソケット３４６，３４８
の各側面には安定化溝３５０が形成されている。互いに
最も近い受け入れソケットの縁３５２，３５４間距離は
チューブ受け入れ溝３３４の幅よりも小さい。チューブ
受け入れ溝３３４の各側壁３３８，３４０には矩形ウィ
ンド３５６が形成されて溝３３４を各搭載ブロック受け
入れソケット３４６，３４８と接続している。
【００８６】筺体３２０はアセタールプラスチックから
加工されている。筺体３２０は好ましくはアセタールプ
ラスチックである、プラスチックで成型することもでき
る。２つの真鍮ねじ切りインサート３６０が筺体３２０
の底部に中心軸に沿って、それぞれ筺体の終端部３２
６，３２８近くに、形成されおりチューブホルダー３２
を人工腎臓装置２０のパネル３６１（図１８）に取り付
ける手段を提供する。
【００８７】図１６を参照して、各搭載ブロック３８，
４２は頂部３６４，底部３６６，２つの側面３６８，３
７０、裏面３７２および前面チューブ係合面３７４を有
する矩形角柱状の本体３６２を有している。矩形安定化
フランジ３７６が本体３６２の底部３６６および２つの
側面３６８，３７０に沿ってそこから直角に延びてい
る。図１７を参照して、チューブ係合面３７４は本体を
３６２の頂部３６４と交差する先縁３７８、本体の底部
３６６と交差する後縁３８０および本体の側面と交差す
る２つの側縁３８２，３８４を有している。チューブ係
合面３７４は筺体３２０の対応するウィンド３５６と同
じサイズである。アーチ状断面および所定の深さを有す
るチューブ保持溝３８６がチューブ係合面３７４内に先
縁３７８に平行に形成されている。先縁３７８にはおよ
そ４５度のベベルがつけられている。各側縁３８２，３
８４にもベベルがつけられている。
【００８８】図１８を参照して、各搭載ブロック３８，
４２の背面には床面をチューブ保持溝３８６に近付けて
止まり穴凹み３８８が形成されている。トランスジュー
サ４０，４４が凹み３８８内に挿入され従来のポッティ
ングコンパウンド３８９によりチューブ保持溝３８６近
くに保持されている。トランスジューサ電気導線３９０
が搭載ブロックの背面から延びていて安定化フランジ３
７６の減厚部３９４における穴を介して搭載された導電
性スタッド３９２に接続されている。好ましくは搭載ブ
ロック３８，４２はアクリロブチル スチレン プラス
チックにより形成される。
【００８９】搭載ブロック３８，４２は筺体３２０の対
応する搭載ブロックソケット３４６，３４８内に挿入さ
れる。搭載ブロック３８，４２はチューブ係合面３７４
が互いに対向しチューブ保持溝３８６の所定の深さにほ
ぼ等しい距離だけウィンド３５６から突き出るように配
置されている。
【００９０】安定化フランジ３７６の側部は搭載ブロッ
ク受け入れソケット３４６，３４８の各側面で安定化ソ
ケット３５０と係合する。
【００９１】図１８および図１９を参照して、チューブ
３４をチューブホルダー３２へ挿入するために筺体３２
０およびチューブ係合面３７４の面取りされた先縁３４
２，３４４，３７８に対してチューブ３４を押圧して圧
縮変形することによりチューブ受け入れ溝３３４内に挿
入する。チューブはチューブ保持溝３８６の深さに達す
るとほぼ元の形状に戻り、僅かに圧縮されてチューブ３
４の確実な保持およびトランスジューサ４０，４４とチ
ューブ３４の結合を促進する。したがってチューブ３４
はチューブ保持溝３８６したがってチューブ受け入れ溝
３３４から取り外すために手で圧縮変形されるまでチュ
ーブホルダー３２内に保持される。
【００９２】実施例についてある程度詳細に説明して来
た。好ましい例について説明がなされており本発明は特
許請求の範囲によって規定されることをご理解された
い。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の改良型超音波泡検出器（ＵＡＢＤ）が
組み込まれている緊急人工腎臓装置のブロック図。
【図２】図１に示す本発明の改良型ＵＡＢＤのブロック
図。
【図３】図２に示す改良型ＵＡＢＤ内に組み込まれてい
る代表的な発振器回路の回路図。
【図４】図２に示す改良型ＵＡＢＤ内に組み込まれてい
る代表的な増幅器／ドライバ回路の回路図。
【図５】図２に示す改良型ＵＡＢＤ内に組み込まれてい
る代表的な電圧増幅器回路の回路図。
【図６】図２に示す改良型ＵＡＢＤ内に組み込まれてい
る代表的な復調器回路の回路図。
【図７】図２に示す改良型ＵＡＢＤ内に組み込まれてい
る代表的なフイルタ回路の回路図。
【図８】図２に示す改良型ＵＡＢＤ内に組み込まれてい
る代表的な自動レベル制御回路の回路図。
【図９】図２に示す改良型ＵＡＢＤ内に組み込まれてい
る代表的なテスト回路の回路図。
【図１０】図２に示す改良型ＵＡＢＤ内に組み込まれて
いる代表的な比較器回路の回路図。
【図１１】図２に示す改良型ＵＡＢＤ内におけるある部
品故障の検出を示すフローチャート図。
【図１２】図２に示す改良型ＵＡＢＤ内における大きい
泡およびある部品故障の検出を示すフロー図。
【図１３】図２に示す改良型ＵＡＢＤにおける微小気泡
の検出を示すフローチャート図。
【図１４】トランスジューサ搭載ブロックを取り付けた
本発明のチューブホルダーの平面斜視図。
【図１５】トランスジューサ搭載ブロックを取り外した
図１４に示すチューブホルダーの底面斜視図。
【図１６】筺体を省いた図１４に示すチューブホルダー
のトランスジューサ搭載ブロックの分解斜視図。
【図１７】図１６の実質的に１７−１７線に沿った断
面。
【図１８】チューブホルダーへ一部挿入されたチューブ
を示す図１４の実質的に１８−１８線に沿った断面。
【図１９】 チューブホルダー内に挿入され保持された
チューブを示す図１８の断面。
【符号の説明】
２０ 緊急人工腎臓装置 ２４，２６ マイクロプロセッサー ３０，３２ チューブホルダー ３４ チューブ ３８ 送信機搭載ブロック ４０，４４ 圧電トランスジューサ ４２ 受信機搭載ブロック ７０ 発振器回路 ７４ 増幅器／ドライバ回路 ７６ 電圧増幅器回路 ８０ 復調器回路 ８４ フィルター回路 ８８ 自動レベル制御回路 ９２，９４ 電圧比較回路 １１２ “ＡＴ”カット水晶 １２０ 抑制抵抗器 １２６ ＭＯＳ論理インバータ １２９，１５６ インダクタ １３０ 電力ドライバ １３４，１３６ ＦＥＴ
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ケイス ジェイ．マニカ アメリカ合衆国コロラド州レイクウッド, ダブリュ．トウェンティーサード アベニ ュー 10900 (72)発明者 ウィリアム エム．ドーモント アメリカ合衆国コロラド州ボウルダー，ラ ッドロウ ストリート 4635 (72)発明者 クリストファー ジェイ．ウェルシュ アメリカ合衆国コロラド州フォート コリ ンズ，ウエストミンスター ストリート 3412 (72)発明者 ウィリアム アール．マンデル アメリカ合衆国モンタナ州ハーレム，ボッ クス 70 アールアール １

Claims (48)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 検出環境の変化を補償しながら液体流
    （３６）中の封入体の存在を検出する封入体検出器（２
    ２）であって、該検出器は、 管路（３４）と、 管路中を流れる液体を介して送信信号レベルで信号を送
    信する送信手段（４０，７０，７４）と、 送信手段により送信される信号を受信し解釈する受信手
    段（４４，７６，８０，８４，９２，９４）であって、
    受信信号レベルの変化が液体流中の封入体の存在を示す
    前記受信手段と、 を具備し、 送信信号レベルを調整して受信信号レベルの平均値を比
    較的一定の値に維持する信号調整手段（８８）を具備す
    ることを特徴とする、封入体検出器。
  2. 【請求項２】 請求項１記載の封入体検出器であって、
    管路は周壁を有する可撓性プラスチック医療チューブで
    ありチューブの壁を介して信号が送受信されることを特
    徴とする、封入体検出器。
  3. 【請求項３】 請求項１もしくは２記載の封入体検出器
    であって、信号が超音波信号であることを特徴とする、
    封入体検出器。
  4. 【請求項４】 請求項２もしくは３記載の封入体検出器
    であって、送信手段は、 発信器（７０）と、 発信器に電気的に応答する送信超音波トランスジューサ
    （４０）を、 具備する、封入体検出器。
  5. 【請求項５】 請求項４記載の封入体検出器であって、
    送信手段はさらに発信器に電気的に応答するドライバ
    （７４）を具備し、超音波トランスジューサはドライバ
    に電気的に応答することを特徴とする、封入体検出器。
  6. 【請求項６】 請求項５記載の封入体検出器であって、
    調整手段によりドライバへの供給電圧レベルが調整され
    て受信手段内の所定点において比較的一定の電圧レベル
    が維持されることを特徴とする、封入体検出器。
  7. 【請求項７】 請求項６記載の封入体検出器であって、
    ドライバは、 第１のトランジスタ（１３４，１３６）と、 第２のトランジスタを、 具備し、 第１および第２のトランジスタは発信器に電気的に応答
    してドライバへの供給電圧を送信トランスジューサに対
    して交互に印加および除去する、 ことを特徴とする、封入体検出器。
  8. 【請求項８】 請求項２−７のいずれかの項記載の封入
    体検出器であって、受信手段は、 受信超音波トランスジューサ（４４）と、 受信トランスジューサに電気的に応答する整流器（８
    ０）と、 整流器に電気的に応答する少なくとも１個の信号比較器
    （９２）と、 を具備することを特徴とする、封入体検出器。
  9. 【請求項９】 請求項８記載の封入体検出器であって、
    受信手段はさらに、 受信超音波トランスジューサに電気的に応答する増幅器
    （７６）であって、整流器が増幅器に応答する前記増幅
    器（７６）と、 整流器に電気的に応答するフィルター（８４）であっ
    て、少なくとも１個の信号比較器がフィルターに電気的
    に応答する前記フィルター（８４）と、 を具備することを特徴とする、封入体検出器。
  10. 【請求項１０】 請求項９記載の封入体検出器であっ
    て、レベル調整手段が送信信号を調整してフィルターと
    少なくとも１個の比較器間の平均電圧レベルを比較的一
    定の値に維持することを特徴とする、封入体検出器。
  11. 【請求項１１】 請求項８−１０のいずれかの項記載の
    封入体検出器であって、さらに、 少なくとも１個の比較器と実質的に同じで整流器に電気
    的に応答するもう１個の信号比較器（９４）を、 特徴とする、封入体検出器。
  12. 【請求項１２】 請求項８−１０のいずれかの項記載の
    封入体検出器であって、少なくとも１個の信号比較器
    が、 整流器に電気的に応答して封入体検出器の故障の存在を
    検出する第１の信号比較器（２５０）と、 整流器に電気的に応答して比較的大きい封入体の存在を
    検出する第２の信号比較器（２５２）と、 整流器に電気的に応答して比較的小さい封入体の存在を
    検出する第３の信号を比較器（２５４）と、 を具備することを特徴とする、封入体検出器。
  13. 【請求項１３】 請求項８−１２のいずれかの項記載の
    封入体検出器であって、信号調整手段は、さらに、 整流器に電気的に応答する積分器（２０６）と、 積分器に電気的に応答する供給電圧調整手段（２０８）
    と、 を具備することを特徴とする、封入体検出器。
  14. 【請求項１４】 請求項３−１３のいずれかの項記載の
    封入体検出であって、可撓チューブを少なくとも１個の
    超音波トランスジューサ（４０）に接触保持するチュー
    ブホルダー（３２）が、 第１の搭載ブロック（３８）と、 軸および一般的に軸に平行な第１の先縁（３７８）を有
    する第１の一般的に平坦なチューブ係合面（３７４）
    と、 第１のチューブ係合面内に窪んだ第１のチューブ保持溝
    （３８６）であって、一般的に軸に平行で先縁から所定
    の距離だけ間隔がとられ一般的にアーチ状の断面構成を
    有する第１のチューブ保持溝（３８６）と、 第１のチューブ保持溝の近くでそれよりも下の第１の搭
    載ブロック内に搭載された第１の超音波トランスジュー
    サと、 第２の搭載ブロック（４２）と、 軸および一般的に軸に平行な第２の先縁（３７８）を有
    する第２の一般的に平坦なチューブ係合面（３７４）
    と、 第２のチューブ係合面内へ窪んだ第２のチューブ保持溝
    （３８）であって、一般的に軸に平行で先縁から所定の
    距離だけ間隔がとられ一般的にアーチ状の断面構成を有
    する第２のチューブ保持溝（３８６）と、 第１および第２の搭載ブロックを固定支持する筺体（３
    ２０）と、 を具備し、 固定は次のような関係で行われる、すなわち、 第２のチューブ係合面に対向する第１のチューブ係合面
    は一般的に第２のチューブ係合面に平行で第２の係合面
    から所定の距離だけ間隔がとられ、 第１の先縁は一般的に第２の先縁に平行に対向し、 第１のチューブ保持溝は一般的に第２のチューブ保持溝
    に平行に対向し、 所定の距離はチューブが比較的大きく圧縮されるときは
    第１および第２の先縁位置における第１のチューブ係合
    面と第２のチューブ係合面間に挿入することができ、チ
    ューブが比較的少なく圧縮されるときは第１および第２
    の保持溝内に保持されるように選定される、 ことを特徴とする、封入体検出器。
  15. 【請求項１５】 請求項１４記載の封入体検出器であっ
    て、チューブホルダーはさらに一般的に第１の超音波ト
    ランスジューサに対向する位置において第２のチューブ
    保持溝の近くでその下の第２の搭載ブロック内に搭載さ
    れた第２の超音波トランスジューサ（４４）を具備する
    ことを特徴とする、封入体検出器。
  16. 【請求項１６】 請求項１４もしくは１５記載の封入体
    検出器であって、先縁が面取りされていることを特徴と
    する、封入体検出器。
  17. 【請求項１７】 請求項１−１６のいずれかの項記載の
    封入体検出器であって、封入体は空気もしくは気体の少
    なくとも一方の少なくとも１個の泡であることを特徴と
    する、封入体検出器。
  18. 【請求項１８】 請求項１−１６のいずれかの項記載の
    封入体検出器であって、封入体が固体粒子であることを
    特徴とする、封入体検出器。
  19. 【請求項１９】 請求項１−１８のいずれかの項記載の
    封入体検出器であって、液体が生物学的もしくは薬学的
    液体の少なくとも一方であることを特徴とする、封入体
    検出器。
  20. 【請求項２０】 請求項１９記載の封入体検出器であっ
    て、液体が血液もしくは血液成分の一方であることを特
    徴とする、封入体検出器。
  21. 【請求項２１】 請求項１もしくは２記載の封入体検出
    器であって、信号が光信号であることを特徴とする、封
    入体検出器。
  22. 【請求項２２】 請求項１−２１のいずれかの項記載の
    封入体検出器を具備することを特徴とする、体外血液処
    理装置（２０）。
  23. 【請求項２３】 請求項２２記載の体外血液処理装置で
    あって、血液処理装置が透析装置であることを特徴とす
    る、体外血液処理装置。
  24. 【請求項２４】 検出環境の変化を補償しながら管路
    （３４）内を流れる液体（３６）中の封入体の存在を検
    出する方法であって、該方法は、 送信信号レベルで液体中に信号を送信し、 受信信号レベルで信号を受信し、 信号を解釈して、受信信号の突然の変化が封入体の存在
    を示す、封入体の存否を検出する、 ことからなり、 送信信号レベルを調整して受信信号レベルを比較的一定
    のレベルに維持する、 ことを特徴とする、封入体の存在検出方法。
  25. 【請求項２５】 請求項２４記載の検出方法であって、
    管路は周壁を有する可撓性プラスチック医療チューブで
    あり信号はチューブの壁を介して送受信されることを特
    徴とする、検出方法。
  26. 【請求項２６】 請求項２４もしくは２５記載の検出方
    法であって、信号が超音波信号であることを特徴とす
    る、検出方法。
  27. 【請求項２７】 請求項２４記載の検出方法であって、
    送信ステップは、 発信信号を発生し、 発信信号により第１の超音波トランスジューサを電気的
    に駆動して超音波機械振動を発生する、 ことからなることを特徴とする、検出方法。
  28. 【請求項２８】 請求項２７記載の検出方法であって、
    送信ステップはさらに発信信号を所定の利得で増幅した
    あとで超音波トランスジューサを電気的に駆動すること
    を特徴とする、検出方法。
  29. 【請求項２９】 請求項２８記載の検出方法であって、
    調整ステップは増幅ステップの確定利得を決定して受信
    信号レベルに比例する比較的一定の電圧レベルを維持す
    ることを特徴とする、検出方法。
  30. 【請求項３０】 請求項２６−２９記載の検出方法であ
    って、受信ステップは、 第１の超音波トランスジューサから発生される超音波機
    械振動により第２の超音波トランスジューサを機械的に
    駆動して電気信号を発生し、 電気信号を整流して整流電気信号を発生する、 ことを特徴とする、検出方法。
  31. 【請求項３１】 請求項３０記載の検出方法であって、
    受信ステップはさらに、 整流する前に電気信号を増幅し、 整流された信号をろ波してろ波電気信号を発生する、 ことを特徴とする、検出方法。
  32. 【請求項３２】 請求項３１記載の検出方法であって、
    第１の超音波トランスジューサから発生される超音波機
    械振動の強さを調整してろ波された電気信号の平均レベ
    ルを比較的一定のレベルに維持するレベル調整ステップ
    を特徴とする、検出方法。
  33. 【請求項３３】 請求項３２記載の検出方法であって、
    信号調整ステップはさらに、 ろ波された電気信号の値を積分して積分電気信号を発生
    し、 積分電気信号に応答して第１の超音波トランスジューサ
    から発生される超音波機械振動の強さを調整する、 ことを特徴とする、検出方法。
  34. 【請求項３４】 請求項３１−３３のいずれかの項記載
    の検出方法であって、ろ波された電気信号を少なくとも
    ひとつの所定の基準信号と比較する解釈ステップを特徴
    とする、検出方法。
  35. 【請求項３５】 請求項３４記載の検出方法であって、
    解釈ステップはさらに、 ろ波された電気信号を第１の所定の基準信号と比較して
    比較的大きい封入体の存在を検出し、 ろ波された電気信号を第２の所定の基準信号と比較して
    比較的小さい封入体の存在を検出する、 ことを特徴とする、検出方法。
  36. 【請求項３６】 請求項２４−３５のいずれかの項記載
    の検出方法であって、封入体は空気もしくは気体の少な
    くとも一方の少なくとも１個の泡であることを特徴とす
    る、検出方法。
  37. 【請求項３７】 請求項２４−３５のいずれかの項記載
    の検出方法であって、封入体が固体粒子であることを特
    徴とする、検出方法。
  38. 【請求項３８】 請求項２４−３７のいずれかの項記載
    の検出方法であって、液体が生物学的もしくは薬学的液
    体の少なくとも一方であることを特徴とする、検出方
    法。
  39. 【請求項３９】 請求項３８記載の検出方法であって、
    液体が血液もしくは血液成分の一方であることを特徴と
    する、検出方法。
  40. 【請求項４０】 請求項２４もしくは２５記載の検出方
    法であって、信号が光信号であることを特徴とする、血
    液成分。
  41. 【請求項４１】 請求項２４−３５記載の検出方法であ
    って、少なくともひとつの封入体が微小気泡であり管路
    内を流れる液体中の微小気泡状の空気の量を測定するこ
    とを特徴とし、該方法は、 検出される各微小気泡に対して少なくともひとつの論理
    信号パルスを発生し所定の時間にわたって発生される論
    理パルスの数をカウントし、 １個の微小気泡を表す論理信号パルス数を確立し、 所定の時間中のチューブ内の微小気泡数を確認する、 ことからなる検出方法。
  42. 【請求項４２】 請求項４１記載の検出方法であって、 論理パルスは微小気泡が検出される検出期間中に所定の
    周波数で発生され、確立ステップは、 論理パルスの発生周波数に直接比例しかつ微小気泡の予
    期サイズに直接比例する定数値を決定し、 チューブ内の液体の流量で定数値を除算する、 ことからなる検出方法。
  43. 【請求項４３】 請求項４１もしくは４２記載の方法で
    あって、確認ステップはさらに、 所定の時間にわたってカウントされる論理パルス数を１
    個の微小気泡を表す論理パルス数で除算する、 ことからなる検出方法。
  44. 【請求項４４】 請求項４１−４３のいずれかの項記載
    の方法であって、 所定の時間内に確認される微小気泡の数を所定の時間中
    に流れる液体中の空気量と相関させることを特徴とす
    る、検出方法。
  45. 【請求項４５】 請求項４１−４４のいずれかの項記載
    の方法であって、 所定の時間内に確認される微小気泡の数をその時間に対
    する許容微小気泡数と比較する、 ことを特徴とする、検出方法。
  46. 【請求項４６】 請求項４１−４５記載の方法であっ
    て、 所定の時間内に確認される微小気泡の数がその時間に対
    する許容微小気泡数を越える場合に警報を活性化させ
    る、 ことを特徴とする、検出方法。
  47. 【請求項４７】 請求項２４−４６のいずれかの項記載
    の方法にしたがって作動することを特徴とする、体外血
    液処理装置。
  48. 【請求項４８】 請求項４７記載の体外血液処理装置で
    あって、該血液処理装置が透析装置であることを特徴と
    する、体外血液処理装置。
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