JPS62233166A - 血液循環処理装置 - Google Patents

Abstract

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

Description

【発明の詳細な説明】 （産業上の利用分野） この発明は、体外で血液を循環し、処理を行う血液循環
処理装置に関する。さらに詳しくは、血液の流量および
圧力を調節することのできる血液循環処理装置に関する
。

（従来の技術） 人間の体は、非常に複雑な機能を有する。人体は、２４
時間中、つまり寝ている時も起きている時も、Ｘ敗の作
用および処理を行っている。しかし、時には人間の体も
生命活動を完全かつ正確に遂行することのできない場合
がある。そして時には、人体の機能を補助し、これに置
き換わるための医学゛的装置が必要となる。医学の分野
においては、人体の組織が正常時、あるいは異常時に必
要とする要求を満たす助けとなるような種々の器械や装
置が開発されてきている。人体が週切な機能を行うため
の極めて重要なシステムの１つに、心臓血管系がある。

心臓血管系には、心臓と人体を通うすべての血管が含ま
れる。心臓は、心臓血管系内へ血液を流し込む圧力を供
給する。心臓には動脈系がつながっており、体内の心臓
から離れた部分を通う、より細い血管、あるいはこれか
らさらに延びる末端の毛細血管へと扇形に広がっている
。℃細血管は心臓血管系における最も細い血管であり、
人体の組織を通う微細な血管網を形成している。毛細血
管は、最後には静脈につながっている。静脈系を形成し
ている静脈は、最終的には心臓へ戻る。

血液は非常に複雑な成分から成る流体であり、一般に血
漿と血球とから成る。血球には、赤血球、白血球、血小
板が含まれる。血漿は極めて多様な溶解物を含んでいる
が大部分は水である。溶解物には、無機物、栄養素、副
産物、その他多くの血漿タンパクが含まれる。

血液は心臓から動脈へ流れ、さらに毛細血管網へと至る
。血液は、滋養分と酸素を体内の細胞へ運ぶ。すべての
細胞は、生存のためにこれらの物質を必要とする。また
血液は、人体の物質代謝によって生ずる二酸化炭素や他
の老廃物を集める。

これらの老廃物は、細胞が機能を維持するためには除去
されなければならない。帰還血液は静脈に集まり、心臓
へと戻る。この帰還血液は集められた老廃物を運び、腎
臓がこれらの老廃物を血液から除去する。もし老廃物が
血液中に残留すると、最後には致命的になる。腎臓はこ
うした血液の清浄作用を行う。肺も同様に血液の回復を
行う。血液中に含まれる赤血球の主要な機能は、肺から
体内の細胞へ酸素を運び、かわりに細胞から肺まで二酸
化炭素を運ぶことである。心臓は、戻ってきた静脈血液
を肺へ送り込む。肺は半透性膜の組織から成り、気体は
この半透性膜を通して流れることができる。肺において
、二酸化炭素は血液から除去され、かわりに酸素が赤血
球内に取り込まれる。こうして新たに酸素を供給された
血液は心臓へ戻り、その後再び心臓血管系を循環する。

従って、血液を循環し、清浄作用を行って、酸素の供給
を行う過程は、生命にとって欠くことができない。人体
の自然機械的および生化学的なシステムは、適正に機能
している時にはこれらの仕事を最適に遂行している。し
かし、時には疾病状態にある患者においては、血液シス
テムの適正な機能が妨げられることがある。この場合、
血液システムを補助したり、これの代用を行う機能が患
者の生命維持にとって重要となる。

既存の体外血液循環処理装置では、患者の全血を取り出
して集め、体外血液循環処理装置内でこの血液を循環し
、処理された血液を患者に戻すようになっている。特定
の使用条件に応じて血液の処理には血液を濾過しである
成分を除去したり、酸素を供給したりする処理が含まれ
る。それぞれの血液処理に対して、様々の技法や装置が
用いられている。

従来型の血液循環処理装置のあるものにおいては、１つ
またはそれ以上のポンプとフィルタを組み合わせて体外
血液処理を行っている。ポンプとフィルタは直列に連結
されて、体外血液循環路を形成している。ポンプは一般
には可撓性を有する流管を備えた螺動ポンプ（ｐｅｒｉ
ｓｔａｌｔｉｃ　ｐｕｍｐ）すなわちローラポンプであ
る。ポンプのローラは、ローラが回転する時にチューブ
を押してヂ１−ブ内へ血液を送り込む。ポンプは、血液
に圧力を加えることによって血液をチューブ内へ送り込
む。

こうしたローラポンプは、ローラを固定するスプリング
を有するか、あるいはポンプロータの中心からのローラ
の距離が調節可能な構造になっている。ポンプの使用条
件およびポンプのタイプによって、ローラが回転する時
チユーブを完全に塞ぐか、あるいはその一部だけを塞ぐ
ように調節される。チューブを完全に塞いでしまうと、
ローラがチューブに当たり血液を圧搾する所で溶血（ｈ
ｅｍｏｌｙｓｉｓ　）　、つまり赤血球の剪断（５ｈｅ
ａｒｉｒ＋ｇ）が生じやすいために、ある者はチューブ
を一部だけ塞ぐように調節して用いることを好む。

多くの場合に使用されるフィルタは、微小孔を有する微
小孔膜（１ｃｒｏｐｏｒｏｕｓ　ｍｅｎ＋ｂｒａｎｅ）
から成る。この微小孔膜フィルタは、微小孔膜を囲む外
部チ１１ンバを有する。外部チャンバはシールされてい
て、ポートが設けられている。膜は内部スペースを取り
囲んでおり、血液はこの内部スペース中を流れる。膜の
形は、平板状、コイル状あるいは中空ｍ’ｌｌ　（ｈｏ
ｌｌｏｗ　ｆｉｂｅｒ）　状ヲＬｉ”イル。外１１１Ｓ
チャンバは、１つまたはそれ以上のポートを有するシー
ルされたヂせンバから成る。たとえば中空ｍ雑を用いた
場合、血液はポンプから出て流路を流れ、中空繊維内の
内部通路へ入る。中空ＨＭを流れる血液の圧力は、ポン
プから出る血液の圧力によって供給される。ポンプから
流れる血液は、中空繊維中を流れるに従いＩＩＪ擦によ
って圧力を減じるため、中空１１１１ｔ中の圧力はポン
プ流出口における圧力よりもけっして高くはならない。

もし中空１ｅｆｔ中の圧力がこれを取り巻く外部チ１！
ンバ内の圧力よりも高くなると、この圧力差（″膜間圧
力（ｔｒａｎｓ＋ｉｅｍｂｒａｎｅ　ｐｒｅｓｓｕｒｅ
）“と呼ばれる）のために中空繊維の膜壁を通して血液
が流れる。中空繊維のこの膜壁は、非常に小さな径を有
する微小孔から成る。この微小孔は非常に小さいため、
比較的大きな血液成分はこれを通り抜けることができな
い。従って、赤血球、白血球、血小板は中空繊維中を流
れ続ける。水分や微小孔を通過できる程小さな他の成分
は、圧力差によって膜の微小孔を通過するが、この量は
可変である。

つまり、所定の微小孔径に対して成分が小さくなればな
る程、中空繊維の膜を通って外部チャンバ内へ流れやす
くなる。同様に、膜間圧力が大きくなればなる程、濾過
の割合は高くなる。つまり濾過された成分が外部チャン
バ内へ流れる割合は高くなる。中空繊維内の圧力が外部
チ１７ンバの圧力より大きくなればなる程、血液成分を
膜を通して外部チレンバ内へ押しやる力はより大きくな
る。

ある種の目的に対しては、外部チャンバを大気圧にした
１台の上流ポンプ（ｕｐｓｔｒｅａｍ　ｐｕｍｐ　）と
フィルタから成る装置で十分である。血漿の取り出しく
“血漿搬出（ｐｌａｓＩＩｌａ　ｐｈｅｒｅｓｉｓ　）
”）はこうした装置によって行うことができる。血液は
患者からポンプ、フィルタへと流れ、ざらに中空繊維中
を流れる。外部チャンバ内の圧力は大気圧か、あるいは
それ以上に留まる。一般的に使用されているタイプのＩ
ｌｌに対しては、血液を患者に戻す前に全血から血漿を
取り出すのに、正味の膜間圧力だけで十分である。しか
し、膜間圧力に課せられた眼界のために、患者との間で
血液のやりとりを行うある種の目的に対しては、こうし
た単にポンプとフィルタから成る装置だけでは不十分な
場合がある。ポンプの速度を上げると、Ｉ！維内の圧力
は上昇し、従って膜間圧力も上昇する。膜間圧力が大き
くなると、濾過も速くなる。しかし、ポンプの流ｆｆｉ
　（ｆｌｏｗ　ｒａｔｅ　）を増大すればシステムの流
入口および流出口における流量もまた大きくなる。流入
口および流出口に血液を一時的に蓄積するバッファとし
て働く貯蔵装置が設けられていないと、流通が大きくな
るに従い患者はより速く血液を送り出したり、受け取ら
なければならなくなる。しかし、患者の心臓血管系はあ
る最大眼界速度以上では血液を循環させることができず
、従って、血流速度には眼界がある。血流速度に眼界の
あることは、心臓が弱っていたり、血管が狭くなってい
る患者等にとっては重大な問題である。

さらに重要なことは、血液そのものの性質から言って、
たとえ貯蔵装置が使用できても、流入ポンプで許容でき
る血液流量には眼界がある。つまり、流量が大きすぎる
とく通常的４００　ｃｃ／分以上の血液流量になると）
、大ぎな剪断応力が働き、溶血が起こる。しかし、目的
は血液の処理であって、有用な血球を破壊することでは
ない。従って、たとえ血液貯蔵装置を使用した時でも、
流量は厳密に制限される。不要な成分をより速く除去す
る必要のある時、および／あるいは、膜間浸透性（血流
濾過に対する抵抗）が高い時には、血液流量の制限から
生ずる膜間圧力の眼界は大きなハンディキャップとなる
。すなわち、患者の心臓血管系および血液の血球成分の
性質によって、単にポンプとフィルタから成る装置を用
いて達成できる膜間圧力が最終的に制限される。ポンプ
は、患者の心臓血管系から収集されたり戻されたりする
以上に速く血液を送り出すこともできないし、また赤血
球を破壊することなく血液を濾過する速度よりも速く送
り出すこともできない。

単に流入口フィルタ（ｉｎｌｅｔ　ｆｉｌｔｅｒ）へよ
り速く送り込むかわりに、フィルタの後のチューブを部
分的に塞ぐことによってより高い膜間圧力を得ることが
できる。つまり、チューブの一部分を塞ぐことによって
、中の流れを妨げ、システムに背圧（ｂａｃｋ　ｐｒｅ
ｓｓｕｒｅ　）を加える。背圧によってフィルタの流出
口における圧力が上昇し、その結果膜間圧力も上昇する
。平均膜間圧力と、フィルタの流入口および流出口にお
ける圧力の間の関係は以下のように表わすことができる
〈外部チャンバのゲージ圧＜ａａａｅ　ｐｒｅｓｓｕｒ
ｅ　）はゼロ、つまり大気圧であると仮定する）。

ＴＭＰ＝Ｐｏ　＋　［１／２　ｘ　（Ｐｉ　−Ｐｏ　）
　］ここに、ＴＭＰ＝平均膜間圧力 Ｐｉ−フィルタ流入圧力 ＰＯ−フィルタ流出圧力 である。従って、下流の流路を一部塞ぐことから生ずる
背圧は、流量およびフィルタ流入圧力を変えなくても、
フィルタ流出圧力を増大することによってフィルタ内の
平均ｇ！間圧力を上昇させることがわかる。

しかし、前述のように流出路の一部を塞ぐ方法は、シス
テムの眼界に対する完全な解決とはならないし、事実新
しい問題が発生する。まず、一部を塞ぐことそれ自身に
よって赤血球の溶血が生ずる。血液が部分的に塞がれた
箇所から流出する時に血圧は急激に低下する。結果とし
て生ずる剪断応力によって、大量の血液の血球成分が溶
血される。ポンプローラで起こる溶血は、ローラがチュ
ーブと接触する所に存在する血球成分のみに起こるが、
これに対し流出路を塞ぐ装置では、装置内を流れるこれ
よりもずっと多くの血球成分が大きな剪断応力を受ける
。第２に、フィルタ内の膜間圧力はフィルタの外部で生
ずる変動の影響を受ける。部分子１１Ｍ部（ｐａｒｔｉ
ａｌ　ｏｃｃｌｕｓｉｏｎ　）　（Ｄ上流における圧力
は、下流の圧力に影響する。部分閉塞部の下流における
圧力は、システム構成に応じて多くの要因から影響を受
ける。たとえば血液が直接患者へ戻される場合には、フ
ィルタ内の膜間圧力は、患者の心臓血管系の圧力によっ
て影響される。同様に、血液がフィルタから出て貯蔵装
置のベース（ｂａｓｅ）に入る場合には、蓄積された血
液によって印加される静水圧が膜間圧力に影響する。

従って、膜間圧力を上げるために単にフィルタ流出口を
一部塞ぐだけでは、単一のポンプおよびフィルタから成
る装置における欠点を矯正することはできない。

さらに、膜を通して行われる濾過の速度を正確かつ確実
に予測したり、制御したりすることができない。膜間圧
力は、ポンプ流出口における圧力によって変動する。ま
た、１ｌＩｌｉや微小孔が血液成分によって詰まると、
フィルタの透過性は変動する。最後に、ポンプローラが
チューブを完全に塞がない場合には、ポンプ流出口の圧
力はポンプ流入口の圧力によって若干影響を受ける。従
来、濾過速度を観測し、観測された結果に応じてシステ
ムを調節する方法が幾つか開発されている。たとえば、
取り出された成分を集めてその体積を測定する方法があ
る。あるいは、処理を受ける患者の体重を絶えず測定し
て、測定された体重から濾過成分の体積を決定する方法
もある。どちらの場合でも、濾過の速度を知るためには
、取り出された累積体積を定期的に決定し、除去速度を
計算する必要がある。通常は、オペレータは除去速度を
決定するために、濾過の結果を監視する。濾過速度が所
望の値より遅かったり、あるいは速かったりすると、オ
ペレータはポンプの速度を調節して所望の濾過速度に合
わせる。以上のように、従来の技術によっては所望の濾
過速度を得るために、七二夕を行い装置を調節する直接
的、規則的、正確な方法で提供することができない。結
局、濾過速度を予測することはできず、また装置を操作
する時に、技術者は絶えず注意を払って補助する必要が
ある。

手術の時に使用される心肺装置は、患者の心臓と肺のか
わりに血液を圧送し、酸素を供給する。

既存の酸素供給装置（ｏｘｙｇｅｎａｔｏｒ）は正確な
制御が行えず、また動作効率も良くない。血液は半透性
の中空ｍ１ｌｌ中、あるいは半透性膜の内側に形成され
るチャンネル内を流れる。酸素供給装置と直列に連結さ
れた少なくとも１つのポンプを用いて血液は十分に加圧
され、膜壁に沿った薄膜層の形で流される。こうして、
流域面積は最大限に広げられる。膜壁外側の酸素分圧は
静脈中の血液の赤血球が酸素を吸収するように十分高く
保たれる。

同様に、膜壁外側の二酸化炭素分圧は、静脈血液の赤血
球が二酸化炭素を放出するように十分低く保たれる。膜
外側の酸素は膜を通り抜けて血液に吸収され、二酸化炭
素は血液から放出されて膜壁の外側へ移動する。しかし
、膜間圧力を適切に制御しないと、最初に酸素供給を行
った後、再び血液を流路中で循環させることが必要にな
る。既存の圧力制御装置は、ポンプの速度を調節して、
所望の圧着を調節する間接的かつ不正確な装置である。

膜間圧力に基づいて、酸素供給を真に直接制御すること
はできない。これとは別に、システムから出る血液が適
切に酸素供給されているかどうか、普通は血液の色と圧
力を直接観測することによってこれを確認することがで
きる。こうしたおおざっばな操作方法は、より改良され
た効果的かつ効率のよい血液酸素供給装置が必要なこと
を示している。

単にポンプとフィルタのみから成る装置において課せら
れる動作制限の幾つかに対する部分的な解決策は、フィ
ルタの外部チャンバ内を真空（大気圧に対して）にする
ことである。前に定義したように、膜間圧力は比較的高
い中空８Ｍ内圧力と、比較的低い外部チャンバ内圧力の
差である。赤血球の溶血を防ぐ必要性から、また時には
患者に対する血液流■の最大許容値から、内部圧力の眼
界が設定されるため、外部チャンバに真空を供給する装
置を用いれば、そうでない場合に達成できる以上の膜間
圧力を実現することができる。

真空を採用した濾過装置は、幾つかの適用例においては
有用なことがわかっている。１つの有用な適用例は、手
術中に患者自身の血液を再輸血する“自家輸血装置（ａ
ｕｔｏｔｒａｎｓｆｕｓｉｏｎ　＞　”と呼ばれる装置
に対するものである。いろいろな理由から、患者の血液
は患者に戻される前に濾過を行う必要がある。手術を行
っている部位から集められて蓄積されている血液は、患
者に戻される前に凝固物や他の混入物を除去されなけれ
ばならない。

さらに、心臓切開手術などの幾つかの手術においては、
手術中に患者の心臓と肺の機能を代替する心肺装置が必
要になる。心肺装置は、患者から血液を汲み出す前に、
これを液体すなわち呼び水（ｐｒｉｍｉｎｌＪ　）で満
たすことが必要となる。さもないと、心肺装置は患者の
心臓血管系に空気を送り込み、塞栓症（ｅｍｂｏｌｉｓ
ｍ）を引き起こしてほとんどの場合患者を死に至らしめ
る。呼び水には２リツトルの液体が必要になることがあ
る。血液銀行から入手したバック詰めの血液によって呼
び水を行うのは、たとえこれが可能であっても高価であ
り、また不経済な方法である。含塩物（ｓａｌｉｎｅ）
あるいはグルコース溶液はすぐ入手でき、経済的でもあ
ってよく使用されるが、患者の血液はこれによって薄め
られてしまう。従って、手術の最後には血液を再度濃縮
することが必要になる。

真空を用いた濾過方法では、比較的急速に赤血球や白血
球そして血小板以外の非有形成分からなる液体が過剰に
血流から取り出され、血液が再凝縮される。さらに、手
術中に患者の血圧を下げるための好ましい方法は、患者
の心臓血液系の血液量を減らすことである。血液全体の
但を減らすには、全血を減らすよりも含塩物等の望まし
くない成分を濾過して取り除くことが好ましい。真空を
利用した濾過において得られる膜間圧力によれば、フィ
ルタへ血液を送り込む単一のポンプのみを使用した場合
よりも、大量の血液を処理し汚染物を除去することがで
きる。

真空を利用した濾過がよく用いられる他の例に、従来型
の２別式血液透析（ｔｏｏ−ｎｅｅｄｌｅｈｅｍｏｄｉ
ａｌｙｓｉｓ）あるいは単に透析がある。透析は、腎臓
病を患っている患者の血液から物質代謝によって生ずる
老廃物を濾過する作業である。こうした老廃物は有毒で
あり、もし除去されないと患者を死に至らしめる。

従来型の２針式透析装置においては、患者の血液は針の
中を流れた後に透析回路へ入る。血液は、ローラポンプ
によって、通常中空繊維から成る透析装置に送り込まれ
る。その後、血液は帰還回路を通り、別の針を介して患
者に戻される。フィルタの外部チャンバには２つのポー
ト、つまり流入口と流出口が設けられている。必要な膜
間圧力を得るために、透析流体（ｄｉａｌｙｓｉｓ　ｆ
ｌｕｉｄ）が外部チャンバおよび中空繊１１［のまわり
を真空でポンプ輸送される。透析患者のある者は、透析
流体によっで望ましくない副次効果を被るため、自家輸
血装置に関連して前述した真空を用いた濾過装置のよう
に、透析流体を用いず真空のみが外部チャンバに供給さ
れることがある。

真空を利用した濾過装置によれば、より大きな膜間圧力
を得ることができるが、この濾過装置にもなお大きな問
題が存在する。第１のそして最も大ぎな問題は、真空の
制御が困難かつ不正確なことである。真空度を一定に保
つことは容易ではない。この結果、膜間圧力は不均一に
なり、より複雑な制御装置が必要になる。複雑さが増せ
ば、信頼性は低下する。第２に、有害な成分の濾過速度
を予測したり、正確に制御することが困難になる。

真空ポンプは絶えず外部チャンバから引き抜きを行うた
め、濾過された成分は直ちに吸い込まれる。

従って、従来型の真空ポンプではこうした濾過成分は失
われてしまうか、あるいは少なくともこれを採集してモ
ニタすることが困難となる。最優に、真空ポンプは維持
管理が大変で、従って信頼性が低下する。ローラポンプ
は維持も容易で、また信頼性が高い。しかし、ローラポ
ンプは外部チャンバからの透析流体を引き込むために使
用される時のみ、真空を供給できる。従って、透析流体
が不要な時には、より不正確かつ信頼性に欠ける真空ポ
ンプが必要になる。以上のことから、真空ポンプを用い
た方法は、膜間圧力の問題に対する万能薬とはけっして
なり得ないことがわかる。

従来型の装置の第３のタイプとして、血液を流路へ交互
に出し入れするものがある。この装置は、動脈ポンプ（
上流に設けられたポンプ）と、フィルタと、動脈ポンプ
が駆動している時にフィルタの下流の流れを塞ぐための
閉塞装置とから成る。

この方法によれば、流入量および流出量の眼界に影響さ
れずに、繊維内の圧力をポンプの圧力眼界まで増大させ
ることが可能である。ポンプが駆動し続ける間、血液は
柔軟な貯蔵袋に蓄積される。

１つの圧力センサによって、溜まった血液の圧力が測定
される。繊維内の圧力がある予め決められたレベルに達
すると動脈ポンプは停止し、前述の閉塞装置が開く。次
に、内部圧力（ｃｏｎｔａ　ｉ　ｎｅｄｐｒｅｓｓｕｒ
ｅ　）によって血液は患者の方へ戻されるか、あるいは
また第２のポンプ、つまり静脈ポンプ（フィルタおよび
貯蔵袋の下流に設けられる）を用いてより速く患者へ返
血される。血圧が設定された下限まで低下すると、静脈
ポンプ（設けている場合）は停止し、閉塞装置は再び閉
じる。動脈ポンプは再びボンピングを開始し、次のサイ
クルに入る。圧力の下限によって、血圧は少なくとも周
囲の大気圧以上の最小レベルに保たれる。この結果、血
圧は上限と下限の間を変動、つまり脈動する。

この血流が交互に変化する方法（交互血流法）は、単−
針（ｓｉｎｇｌｅ　ｎｅｅｄｌｅ　）を使用した透析で
用いられる。単−針式透析（ｓｉｎｇｌｅ　ｎｅｅｄｌ
ｅｄｉａｌｙｓｉｓ）は、従来型の２針式透析方法に代
わるものである。単−針式透析装置においては、血液は
この１本の針の中で流れる方向を変え、患者との間を行
き来する。つまり、この単−針式透析では、患者に２本
の針を刺さずに、１本で済ませられる。・針を刺すのが
１箇所で済むということが、単−針式透析が用いられる
主要な理由である。動脈ポンプおよび静脈ポンプは縦列
につながれて動作し、中空繊維内に正の動脈圧力（ｐｕ
ｌｓａｔｉｌｅｐＯ３ｉｔｉＶｅ　ｐｒｅｓｓｕｒｅ）
が発生されることが好ましい。

ポンプのローラは、ポンプが停止したときにはチューブ
を完全に塞ぎ、流れを止めるように設定されている。ま
た、外部チャンバは大気圧に留まる。

交互血流法を用いると、繊維中の脈動する流体圧りによ
って膜間圧力が繰り返し駆動する。膜間圧力が低ければ
、濾過の効率は低下する。比較的安定した膜間圧力を有
する真空ポンプを用いたフィルタに対して、膜間圧力が
変動するこの方法では、同じ流体を濾過するのにもより
時間が掛る。

ある血液は高膜間圧力で濾過され、他の血液は次第に低
い膜間圧力で濾過される。このように、膜間圧力が変化
することによって濾過効率が低下する。平均の膜間圧力
は上限と下限の間にある。ピーク圧力を上げれば平均膜
間圧力も上昇するが、装置への負担が増加し、濾過を通
じて所望の成分を失う可能性が生ずる。このように交互
血流法にも欠点がある。

血流をフィルタ内で交互させる時、一方で動脈ポンプを
停止してフィルタの上流でチューブを塞ぎ、他方で静脈
ポンプによってフィルタから血液を汲み出す時に他の危
険が生ずる。つまり、静脈ポンプをあまり長く動作し過
ぎると、フィルタの内部の圧力が下がり、外部チャンバ
からフィルタ内の血液へ流体が流れ込んでしまう。この
流体が空気や透析流体であろうと、あるいは他のもので
あろうと、結果として血液に異物が混入して患者を危険
に陥し入れる。こうした危険を避けるために、交互血流
法を採用した従来の装置においては、圧力モニタ装置装
置が設けられていて、フィルタ内に真空が発生した場合
にはオペレータに警告を発するようになっている。しか
し、圧力モニタ装置装置は故障を起こしやすい。圧力モ
ニタ装置装置の故障は、患者の血液へ異物が混入しない
ように防止する安全策が単一のモニタのみから成る場合
には致命的である。

濾過効率が悪く、血液への異物混入に対する安全性に眼
界があることから、交互血流法は明らかに好ましくない
。

従来型の種々の装置すべてに共通する他の問題は、装置
を最初に使用する前に呼び水が必要なことである。流路
中に設けられる通常の安全装置は、チューブ内を流れる
血液をモニタし、患者に害を与える空気や他の気体の混
入を検出する気泡検出器から成っている。通常、流路に
は気泡検出器を手で取り外す装置が設けられており、気
泡検出器を外して、あるいはバイパスして装置を動作さ
せることができる。患者へ最初に血液を送る前は、チュ
ーブは空であり、空気の混入を防ぐために適当な流体に
よって呼び水をする必要がある。チューブが空である時
には、オペレータは気泡検出器を取り外すか、あるいは
バイパスし、処理を行う時にはモの前に流路へ呼び水を
し、気泡検出器を再び取り付けなければならない。しか
し、オペレータのミスや不注意から気泡検出器がバイパ
ス状態になったままになっていることがしばしば起こる
。そして、気体が血液に混入し、システム中の血流が検
出されなくて患者に注入されるということが起こり得る
。結果は致命的である。単一釦式透析の場合においては
、血液への異物混入を防止する安全性に眼界があること
を考えると、たとえば交互血流法のような従来の透析装
置は、患者の健康および生命に重大な危険を引き起こし
かねない。

膜間圧力を正確に設定し、維持する問題に対する第４の
解決策として、低い膜間圧力でも効率よく動作する特別
なフィルタの開発がある。このフィルタはポンプを使用
してはいないが、患者自身の心臓血管系から圧力以外何
ら助けを借りずに血液から有害な成分を取り除くことが
できる。患者の動脈血液はフィルタへ直接流され、フィ
ルタ内を通って患者の静脈系へ戻る。しかし、透過性が
高く、なおかつ選択性の良いこうしたフィルタは、比較
的簡単で価格も安いため広く用いられている中空繊維か
ら成る微小孔膜フィルタと比べると、非常に高価なもの
である。前述した方法と同様に、これら特別製フィルタ
も濾過流量を正確にｆｊ制御することはできない。

体外血液循環処理は、医学的処理の広い分野において必
要不可欠なプロセスであることは明らかである。こうし
た対外血液循環処理を行うための既存の装置は、効率の
悪さ、操作上の問題、非安定性、経済性など多くの問題
点を有している。従って、効率が良く、簡単で制御可能
かつ経済的な血液循環処理装置が切に望まれてる。

（発明の概要） 従って、この発明では新しい血液循環処理装置が提供さ
れている。この発明による血液循環処理装置は、血液の
循環装置と処理装置および血液処理の結果や量を決める
ために循環装置を制御する制御装置とから成る。

循ｍ装置は、処理装置との間で血液のやりとりを行う、
循環袋ａは血流を調節する装置を有する。

一般に、循環装置には可撓性を有するプラスチック製の
管などから成るチューブが設けられており、血液はこの
チューブの中を導かれる。循環装置にはざらに、処理装
置の上流および下流における血液の流量および圧力を調
節する装置が設けられている。循環装置は、さらに処理
装置に流入する血液の流量や圧力を制御するための流入
ポンプあるいは動脈ポンプ（ａｒｔｅｒｔａ’ｌ　ｐｕ
ｍｐ　）を有する。循環装置はこの他に、処理装置から
流出する血液の流分や圧力を制御するための流出ポンプ
あるいは静脈ポンプ（ｖｅｎｏｕｓ　ｐｕｎ　）を有す
る。動脈ポンプおよび静脈ポンプは独立に動作して、処
理装置内において所望の血液流口や圧力を達成している
。

処理装置は、医学的処置の要求に従って血液流量を効果
的に変化させる。処理を受ける血液は、処理装置内を流
れる。処理装置には、有害な成分を取り除くためのフィ
ルタが設けられている。フィルタは、微小孔膜から形成
された平板、コイルあるいは中空ｍＭから成っている。

十分に小さな粒子は、微小孔膜壁の孔を通過することが
できる。

フィルタはさらに、微小孔膜の外側にシールされ、かつ
ポートが設けられたチャンバを有する。フィルタによっ
て濾過された成分は膜を横切ってチャンバ内へ流れ、ポ
ートから外へ出る。膜の内部および外部の間の圧力差は
、膜間圧力と呼ばれる。

膜を通して濾過される成分の割合は、膜間圧力に正比例
する。

代わりに、処理流体の圧力および流量によって規定され
る動作特性を有するような任意の流体処理装置を処理装
置に設けることができる。従って、処理流体から成分を
除去したり、吸収したりするためのｍ糸供給装置＜　ｏ
ｘｙｇｅｎａｔｏｒ）あるいは他の装置を処理装置に設
けることもできる。

制御装置は伝送装置（ＣＯｌｌＬｌｎｉＣａｔｉＯｎ　
ｈａｒｄｗａｒｅ）および操作装置（ｏｐｅｒａｔｉｏ
ｎａｌ　ｈａｒｄｗａｒｅ）の両方から成る中央処理装
置を有する。伝送装置は中央処理装置と、血液循環処理
装置を操作する技術者、あるいはオペレータとの間で情
報を伝達する。伝送装置には、表示装置および入力装置
が設けられている。表示装置は、オペレータに入力を促
すと共に、関連の動作パラメータを表示することのでき
る電気的なキャラクタディスプレイから成る。

また、入力装置はキーボードから成り、オペレータは血
液循環処理装置の動作を支配する変昂に対する選択値を
このキーボードによって入力する。

操作装置は、モニタ装置および制御装置から成る。モニ
タ装置は、循環装置あるいは処理装置内の圧力および／
あるいは流量を測定するセンサを有する。こうしたセン
サには、必要に応じて処理装置の流入口および／あるい
は流出口において流体圧力を測定する圧力センサが含ま
れる。またセンサには、処理装置の上流および／あるい
は下流において流体の流量を測定する装置が含まれる。

流体の流量は直接測定することもできるが、動脈ポンプ
および／あるいは静脈ポンプの速度をモニタし、モニタ
しているポンプを通って流れる流体の流１を計算するこ
とによっても測定できる。

制御装置には、処理装置への流入量および流出量を調節
する装置が設けられている。モータコントローラによっ
て、動脈ポンプおよび静脈ポンプの速度を直接に調節す
る。

中央処理装置は、入力データを受け取り血液循環処理装
置の適当な部材を調節することによって、キーボードか
ら入力された所望の結果を達成する。

オペレータは血液循環処理装置の所望の流出量を入力し
、中央処理装置はこれに従って静脈ポンプモータコント
ローラを調節する。オペレータはキーボードへ新しい流
出向を入力することによって、いつでも流出量を変える
ことができる。中央処理装置は、静脈ポンプモータコン
トローラを調節して新たに設定された流出向を達成する
。オペレータはまた、所望の平均膜間圧力を入力する。

この平均膜間圧力は処理装置内において維持され、一方
静脈ポンプは流出量を特定の値に保つ。中央処理装置は
、測定された処理装置の流入圧および流出圧に基づいて
平均膜間圧力を計算する。計算された膜間圧力を調節す
るために、中央処理装置は動脈ポンプモータコント０−
ラに信号を送って動脈ポンプの速度を必要に応じて調節
するが、一方において静脈ポンプは流出量を特定の値に
保つ。

あるいはまた、オペレータは流出量を特定の値に保らつ
つ、フィルタ膜による濾過速度を所望の値に選択するこ
ともできる。中央処理装置は、動脈ポンプおよび静脈ポ
ンプを流れる流量の計算値を比較する。動脈ポンプと静
脈ポンプの流量の差が正味の濾過量になる。中央処理装
置は、静脈ポンプの流量を一定に保ちつつ、動脈ポンプ
の速度を調節して所望の濾過量を維持する。

この発明は、膜間圧力あるいは膜による濾過の制御を直
接に、精度よく、連続的に行う装置および方法をはじめ
て提供している。フィルタの両側に１つずつ、合わせて
２つのセンサが設けられていて、フィルタにおける圧力
をモニタするための簡単ではあるが完全な装置を提供し
ている。フィルタの両側には同様に１つずつ、合わせて
２つのポンプが設けられ、血液循環処理装置のどの部分
における状態とも独立に流出量およびフィルタの流量お
よび圧力を制御することのできる分離した装置を提供し
ている。制御装置は、血液循環処理装置から絶えずフィ
ードバックを行いつつ調節することによって、血液循環
処理装置に対して正確で、予測可能かつ信頼性の＾い調
節を行うことができる。この発明による血液循環処理装
置は、標準的な安価で即座に入手可能なフィルタによっ
て上述の利点を提供づることができる。この発明によれ
ば、装置の信頼性を向上させ、価格を安くし、有用な物
質を浪費せずに済み、疾病に侵される危険を軽減できる
。

この発明の上述した目的、あるいは他の目的および利点
は、以下に説明する実施例や特許請求の範囲および添付
図面によれば、当該技術に熟練した者には即座に明らか
なものとなろう。

（実施例） 以下、この発明による血液循環処理装置の一実施例を図
面に基づいて説明する。

血液循環処理装置は患者から血液を取り出し、適当な処
理を行ってから、また患者へ血液を戻す作業を行う。血
液循環処理装置が行う処理は、血液から有害な成分を取
り除くために全血を適当なフィルタに流すことから成る
。一般的によく用いられるフィルタの１つのタイプでは
、微小孔を有する半透膜が設けられていて上述した有害
な成分を選択的に濾過するようになっている。血液は膜
によって囲まれた内部空間内を加圧状態で流れる。

膜を囲む外部空間は、内部空間とは異なった、通常は内
部空間よりも低い圧力状態にある。これらの圧力の差は
膜間圧力と呼ばれる。膜を通して流れる有害成分の流量
は、膜間圧力の大きざに依存する。従って、膜間圧力を
制御することによって、膜による′１！ｉ過速度を制御
することができる。

まず、第１図には、この発明に基づいて構成された血液
循環処理装置１０が示されている。血液循環処理袋＠１
０は、血液を血液循環処理装置１０を通して循環させる
循環装置１００と、血液が装置を流れる間に血液の処理
を行う処理装置１４０と、装置内の圧力を制御する制御
装置２００とから成る。

循環Ｈ置１００は、デユープ１０２と、動脈ポンプ１０
４と、静脈ポンプ１０６とを有する。動脈ポンプ１０４
と静脈ポンプ１０６は、血液処理システムにおいて広く
使用されている型である標準的な螺動ポンプすなわちロ
ーラポンプである。

使用することができるポンプの１つは、スプリングで付
勢されたローラを用いているモデル・サラ（ＳＡＲ八）
である。モデル・ナラはミシガン州アン・アーバー（八
ｎｎ　Ａｒｂｏｒ、Ｈｉｃｈｇａｎ）のサーンス（ＳＡ
ＲＮＳ　）によって製造されている。チューブ１０２は
、これもまた血液処理￥Ｒ＠において一般に使用されて
いる。可撓性を有するプラスチックチューブで、動脈ポ
ンプ１０４および静脈ポンプ１０６と整合するものを使
用することができる。こうしたデユープ１０２は、使用
条件と流量によって１７８インチ（３，１８１ｍ１）か
ら５７８インチ（１５，９履）の内径のものが一般に使
用される。

第１図および第４図かられかるように、フィルタ１４２
は複数の微小孔膜もしくは半透膜、たとえば中空繊Ｎ１
５４から成る。中空繊維１５４は、外部チ１？ンバ１４
８によって囲まれる形で延びている。フィルタ１４２は
、通常透析等に使用される型である標準的な中空繊維微
小孔膜タイプであり、たとえば日本のテルモ（Ｔｅｒｕ
ｍｏ　）によって製造されているモデルＴＡＦ１２があ
る。実施例においては中空繊維タイプのフィルタ１４２
が用いられているが、他の適当なフィルタを使用するこ
とも可能である。フィルタ１４２は、その動作特性が少
なくとも流入圧力および流出圧力に一部依存するような
適当な濾過装置、たとえば微小孔膜あるいは半透膜を利
用した平板状およびコイル状のフィルタのような装置で
あればどんなものでもよく、これらに限定はされない。

しかし、価格や使いやすさの面から、替通は透析用の中
空繊維フィルタが好んで使用される。フィルタ流入口１
４４およびフィルタ流出口１４６は、循環装置１００の
デユープ１０２に連結されている。フィルタ流入口１４
４は、チューブ１０２から中空繊維１５４の内部へ通じ
ている。外部チャンバ１４８は、チャンバ流入口１５２
とチＶンバ流出口１５０以外はフィルタ１４２の外側か
らシールされている。

フィルタ１４２をたとえば透析流体が頁空で流れる２針
式透析装置に用いた時、チャンバ流入口１５２およびチ
ャンバ流出口１５０は、外部チャンバ１４８中および中
空域１１１５４のまわりを流れる透析流体に対する流入
口および流出口となる。

技術者あるいは他のオペレータは、制御装置２ＯＯによ
って所望のパラメータを入力し、循環装置１００の動作
を制御することができる。制御装置２００は、２つの装
置、つまり伝送装置および操作装置に接続された中央処
理装置（ｃｅｎｔｒａｌｐｒｏｃｅｓｓｏｒ　）　２１
０を有する。伝送装置は、オペレータと中央処理装置２
１０との間の情報伝達を可能にしている。また、操作装
置は中央処理装置２１０によって血液循環処理装置１０
をモニタ、制御することを可能にしている。中央処理装
置２１０はディログ（ＺｉｌＯＯ）の７８０マイクロコ
ンピユータのようなデジタルマイクロコンピュータから
成るが、このかわりに機械的な、あるいは空気圧コント
ローラのようなアナログ制御装置を使用することもでき
る。

伝送装置は、中央処理装置２１０からオペレータへ情報
を伝達するためのキャラクタディスプレイ（ａｌｐｈａ
ｎｕａ＋ｅｒｉｃ　ｄｉｓｐｌａｙ）　２４０と、オペ
レータから中央処理装置２１０へ情報を伝達するための
キーボード（ｋｅｙ（ｌａｄ）　２５０とを有する。キ
ャラクタディスプレイ２４０は、カリフォルニア州ヘイ
ワード（Ｈａｙｗａｒｄ、Ｃａ１ｉｆｏｒｎｉａ）のデ
ジタル・エレクトロニクス・コーポレーション（Ｄｉｇ
ｉｔａｌＥｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ　Ｃｏｒｐ、　）によ
って製造されテイルモデルＤＥ２８０−１のような、８
０個の文字を２行ずつ表示できる装置から成る。また、
キーボード２５０は、カリフォルニア州のパシフィック
・パＩＪ　サデス（Ｐａｃｉｆｉｃ　Ｐａ１ｉｓａｄｅ
ｓ）のＤＭＣによって製造されているＫＯＯ３５キーボ
ードや、イリノイ州うグランジ（ＬａＧｒａｎりｅ、ｌ
１ｌｉｎＯｉＳ　）のグレイヒル（Ｇｒａｙｈｉ　Ｉ　
ｌ　）によって製造されているモデル８８ＪＢ２−ＥＯ
ｌのような、中央処理装置２１０へ数字およびアルファ
ベット文字を伝送できるキーボードであればどんなもの
でもよい。あるいはまた、陰極線管端末（ＣＲＴＩ末）
、あるいは類似の通信装置を使用してもよい。ざらに中
央処理装置２１０へ情報を伝達する別の装置として専用
の制御部材を設けることが望ましい。

伝送装置は、主に血液循環処理装置１０が処理機能を行
うために必要とする初期パラメータを血液循環処理装置
１０へ与える。オペレータは中央処理［１２１０からキ
ャラクタディスプレイ２４０を介して提出される間合達
に対する入力データをキーボード２５０あるいは他の制
御部材を通して入力する。ざらに、キャラクタディスプ
レイ２４０は種々のクランプやバルブ等の調節をオ゛ベ
レータに催促し、血液循環処理装置１０を正常に動作さ
せる。血液循環処理装置１０が動作している間、キーボ
ード２５０あるいは制御部材を介してオペレータが行う
間合せに応じて、中央処理装置２１０はキャラクタディ
スプレイ２４０上にデータを提供する。最後に、中央処
理装置２１０はキャラクタディスプレイ２４０を介して
必要な場合には警告あるいは診断情報を提供する。

操作装置は２つの基本的なカテゴリ、つまり中央処理装
置２１０へ情報を伝送するトランスデユーサと、中央！
Ｕ理装置２１０からの信号に応じて働くコントローラと
に分けられる。トランスデユーサは動脈圧センサ２２０
と静脈圧センサ２３６とを有する。動脈圧ヒンサ２２０
と静脈圧センナ２３６はフィルタ１４２の両側に設けら
れていで、チューブ１０２中を流れる流体の流入圧力お
よび流出圧力を検出する。実際には、動脈圧センサ２２
０はフィルタ流入口１４４の圧力を検出し、静脈圧セン
サ２３６はフィルタ流出口１４６の圧力を検出する。動
脈および静脈両方の圧力センサとして使用するのに適し
ているのは、イリノイ州フリーボード（Ｆｒｅｅｐｏｒ
ｔ、Ｔｌ１ｉｎｏｉｓ　）のマイクロ−スイッチ−Ａネ
ウエル（Ｍｉｃｒｏ　Ｓｗｉｔｃｈ−Ｈｏｎｅｙｗｅｌ
ｌ）によって製造されているモデルＮｆｌ１４２ＰＣ１
５Ｇである。中央処理装置２１０からの信号を受けとる
コントローラには、動脈モータコントローラ２６０およ
び静脈モータコントローラ２６２とがある。動脈モータ
コントローラ２６０　Ｇ、を動脈ポンプ１０４を制御し
、また静脈モータコントローラ２６２は静脈ポンプ１０
６を′＃１１　ｗＪするモータコントローラとして適し
ているのは、ニューヨーク州ボヘミア（Ｂｏｈｅｍｉａ
、Ｎｅｗ　Ｙｏｒｋ）のパワーＵＰＳ（Ｐｏｗｅｒ　Ｕ
ＰＳ　）によって製造されているモデルＮ０１１０であ
る。中央処理装置ｉ！２１０は動脈モータコントローラ
２６０および静脈モータコントローラ２６２にデジタル
角速度に関するコマンドを送り、これによって動脈ポン
プ１０４および静脈ポンプ１０６の回転速度、従ってポ
ンプ流量を独立に設定する。

図面において同一の番号を有する部材は、同一の部材を
表わしている。従って、前述した部材に関する記述は特
に断わらない限り、他で言及されたり、ＩＷかれたりす
る部材にも当てはまる。

第２図は、この発明による血液循環処理装置２０の他の
実施例を示している。チューブ１０２は、処理装置１４
０を動脈ポンプ１０４および静脈ポンプ１０６へ連結し
ている。キャラクタディスプレイ２４０およびキーボー
ド２５０に接続された中央処理装置２１０は、動脈モー
タコントローラ２６０および静脈モータコントローラ２
６２を介して動脈ポンプ１０４および静脈ポンプ１０６
の速度をモニタ、制御する。第２図に示された血液循環
処理装置２０では、この血液循環処理装置２０の中を流
れる血液の血圧を中央処理装置２１０がモニタするため
の圧力センサが設けられていない。

第３図にはこの発明に基づいた血液循環処理装置３０の
第３の実施例が示されている。血液はチューブ１０２、
動脈ポンプ１０４、処理装置１４０、静脈ポンプ１０６
を通って流れ、血液循環処理装置３０から出る。動脈モ
ータコントローラ２６０および静脈モータコン１〜ロー
ラ２６２は、中央処理装置２１０と、それぞれ動脈ポン
プ１０４および静脈ポンプ１０６との間で信号のやりと
りを行う。キャラクタディスプレイ２４０およびキーボ
ード２５０は、中央処理装置２１０とオペレータの間で
データのやりとりを行う。動脈圧センサ２２０は、動脈
ポンプ１０４と処理装置１４０の間をつなぐチューブ１
０２の中を流れる血液の圧力を検出する。動脈圧センサ
２２０は中央処理装置２１０に接続されていて、中央処
理装Ｖｌｉ２１０へ信号を伝送する。

第４図は、フィルタ１４２、動脈圧センサ２２０、ｌＪ
＋脈圧アイソレータ２２２、静脈圧センサ２３６、静脈
圧アイソレータ２３８のさらに詳細を示している。各圧
力センサおよびアイソレータは他方と類似しているため
、動脈圧センサ２２０および動脈圧アイソレータ２２２
の詳細な記述は、静脈圧センサ２３６および静脈圧アイ
ソレータ２３８にも当てはまる。動脈圧センサ２２０は
、チューブ１０２の中を流れる血液の圧力を、動脈ポン
プ１０４およびフィルタ１４２との間で間接的に、つま
り動脈圧アイソレータ２２２を介して測定する。チュー
ブ１０２内の流体圧は、フローティー（Ｎｏｖｔｅａ　
）　２３０を介して動脈圧アイソレータ２２２に作用す
る。圧力アイソレータとして適しているのは、カリフォ
ルニア州ハンチントン・ビーチ（Ｉｌｕｎｔｉｎｇｔｏ
ｎ　Ｂｅａｃｈ　Ｃａ１ｉｆｏｒｎｉａ　）のトリ・メ
ツド（Ｔｒｉ−Ｈｅｄ　）によって製造されているモデ
ルＮ２４４０である。動脈圧アイソレータ２２２は主に
プラスチックから形成されており、動脈圧センサ２２０
に比べて比較的安価である。フローティー２３０中を流
れる流体圧力は、ダイヤフラム２２４の下側２２６にお
いてダイヤフラム２２４を圧している。ダイヤフラム２
２４は弾力性を有し、ダイヤフラム２２４の下側２２６
に掛かる流体圧力に応じて撓む。このように、ダイヤフ
ラム２２４がダイヤフラム２２４の下側２２６に掛かる
流体圧力に応じて撓むことによって、動脈圧センサ２２
０へ圧力が伝達される。ダイヤフラム２２４はその端部
に沿ってアイソレータ２２２のハウジングによってシー
ルされていて比較的不透性を有するため、ダイヤフラム
２２４の周縁およびダイヤフラム２２４を通して流体が
流れないようになっている。伝達された圧力は動脈圧セ
ンサ２２０によって測定される。しかし、図かられかる
ように、流体は動脈圧センサ２２０と直接接触しない。

使用後は、安価であるアイソレータ２２２は捨てられる
か、あるいは交換される。より高価な電気式の動脈圧セ
ンサ２２０は、処理される流体によって汚染されないの
で、他の患者に対して再使用することができる。

次に、装置の操作について説明する。

一般的に、処理される血液は血液源から動脈ポンプ１０
４の流入口へ入り、処理装置１４０、静脈ポンプ１０６
を通って血液循環処理装置１０の外に出る。中央処理装
置２１０は動脈ポンプ１０４および静脈ポンプ１０６中
の血液の流量を維持し、血液循環処理装置１０を出る血
液を予め決められた流Ｍにする。またこれと同時に、処
理装置１４０がフィルタ１４２のようなフィルタを右す
る場合には、処理装置１４０の内部圧力あるいは膜間圧
力を予め決められた圧力に設定するか、あるいは濾過速
度を予め決められた値に設定する。

オペレータはまず、中央処理装置２１０へ所望の動作パ
ラメータを与えて、流出口における流通や内部圧力もし
くはｗＡ膜間圧力あるいは濾過速度を設定する。中央処
理装置２１０は動作パラメータから動脈ポンプ１０４お
よび静脈ポンプ１０６が必要とする回転速度を決定する
。中央処理装置２１０は絶えず動脈圧および静脈圧そし
てポンプ速度をモニタし、所望の内部圧力もしくは膜間
圧力あるいは濾過速度を確保している。オ・ベレータは
、続けて異なった流出量の所望の値をキーボード２５０
へ入力することができる。中央処理装置２１０は、静脈
ポンプ１０６を設定した流出量に固定しつつ、動脈ポン
プ１０４の回転速度のみを肩面することによって、圧力
や濾過速度が所望の値からずれないようにする。

ざらに詳しく説明すると、フィルタ１４２を有する処理
装置１４０に適用された場合には、膜による成分の濾過
速度ｔよ膜間圧力に比例する。どの点においても、膜間
圧力は膜の内部圧力と外部圧力の差である。簡単に言え
ば、膜の外部は絶えずほぼ大気圧に等しい圧力に留まる
から、膜間圧力は中空繊維１５４の内部圧力のみに依存
する。血液がフィルタ流入口１４４からフィルタ流出口
１４６へ流れるに従って、摩擦によって血圧は絶えず低
下する。Ｉ！！Ｊの内部圧力は常にフィルタ１４２の流
入圧力および流出圧力の間にあり、これら流入圧力およ
び流出圧力の関数である。従って、フィルタの正確な濾
過速度は、フィルタ流入口１４４およびフィルタ流出口
１４６における圧力以外に、使用しているフィルタ１４
２の流れ特性（ｆｌｏｗ　ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｓｔｉ
ｃｓ）に依存する。

第１図に示されている血液循環処理装置１０を使用する
場合には、オペレータ必要に応じてキＩ？ラクタディス
プレイ２４０上に表示される支持に応じて所望の流出■
および平均膜間圧力の値を入力する。血液循環処理袋＠
１０は、患者から取り出され、また戻される血液の処理
を行うために連結されている。ある使用条件においては
、動脈ポンプの上流に血液を蓄積する装置が必要とされ
る場合があり、患者の循環系の供給能力以上に動脈ポン
プ速度を上げたり、あるいは装置を動作させるのに十分
になるまで血液を蓄積するために用いられる。流出量は
、静脈ポンプ１０６と患者の間に貯蔵装δがない場合に
患者へ返血される血液を患者が受け取ることができる流
量によって制限される。流出量はまた、赤血球の溶血が
生じない最大の許容流山によっても制限される。平均膜
間圧力は、行われる処理、除去される有害成分、要求さ
れる濾過速度、および使用している特定の処理袋２！１
４０によって要求される他の関連の変数によって決定さ
れる。キーボード２５０は、入力バラメータを中央処理
袋ｆＷ２１０へ送る。中央処理装置２１０は、動脈圧セ
ンサ２２０および静脈圧センサ２３６によって伝送され
る圧力データを絶えず読み込む。

中空繊［１５４中を流れる血液の圧力は、フィルタ流入
口１４４からの距離とともに直線的に変化するため（す
なわち、フィルタ１４２の中を流れる血液は、流れが一
定であれば圧力は一定の割合で低下する）、平均膜間圧
力は動脈圧センサ２２０および静脈圧センサ２３６によ
って測定される２つの圧力の平均になる。従って、中央
処理装置２１０は自動的に平均膜間圧力を計算する。計
算された平均膜間圧力が低ずぎる場合には、中央処理袋
［２１０は動脈モータコントローラ２６０へ動脈ポンプ
１０４の速度を上げるような信号を送る。しかし、静脈
ポンプ１０６の速度は一定に留まり、オペレータが異な
る速度を選択するまで処理装置１４０からの流出量を一
定に保つ。これとは逆に、平均膜間圧力が高すぎる場合
には、中央処理装置２１０は動脈モータコントローラ２
６０によって動脈ポンプ１０４の速度を落し、一方静脈
ポンプ１０６の速度は、オペレータが次の速度を選択す
るまで変化ぼずに留まる。静脈モータコントローラ２６
２は、オペレータが設定した流出パラメータが達成され
るように静脈ポンプ１０６の速度を調節する。このよう
にして、中央処理装置２１０は動脈圧センサ２２０およ
び静脈圧センサ２３６によって検出される流体圧力を定
期的にモニタし、動脈ポンプ１０４を調節して所望の平
均膜間圧力を維持すると共に、流出ｍを所望のレベルに
保持する。

ローラポンプ中の流量と、このローラポンプの回転速度
との間の関係は理論的に以下のように表わされる。つま
り、 流ｆｆ１−３Ｖｘ２ｘＶ ここに、Ｓ■：ストローク体積（ローラの１／２回転に
おいて圧送される体積） ■：ボンブ速度（ＲＰＭ） 流量およびポンプ速度との間のこの関係は、チューブの
弾力性その他がポンプの性能に影響しないような速度に
おいては、完全に塞がれたポンプ（ｆｕｌｌｙ　ｏｃｃ
ｌｕｄｉｎｇ　１）Ｌｌｌｌｌ））に対して正確に成立
する。しかしこの関係は適当に修正すれば、標準的な一
部を塞がれたポンプにも適用が可能である。

この場合、上に掲げた公式は、９００−１０００ｍｍ１
１ｇまでは５％以内の誤差で正確である。

平均膜間圧力はもつと高いレベルにも設定することがで
き、中央処理装置２１０は血液循環処理装Ｖ！１１０を
調節して、患者の血圧、血液流団、あるいは赤血球の溶
血を避ける必要などによって制限されることなく平均膜
間圧力を所望のレベルにほぼ保つ。従ってこの発明は１
つのポンプのみによって達成できる以上に膜間圧力を上
げることができる装置を提供しており、フィルタ１４２
の下流に設【ノられた一部ｒ１１塞装置Ｉ　（１）ａｒ
ｔｉａｌｌｙｏｃｃｌｕｄｉｎｇ　ｄｅｖｉｃｅ）によ
って課せられる欠点もない。静脈ポンプ１０６は、一部
閉塞装置よりも血流中の溶血がずっと少ない。前述した
ように、ポンプローラは幾らかな溶血を生じ、特に完全
に閉塞された場合には著しい。しかし、ローラはチュー
７１０２と接触する点の近辺のみにおいて血球を溶血す
る。ローラが静脈ポンプ１０６中のチューブ１０２を横
切る時、上流の血液はローラの下流の血液と血圧が異な
る。ローラがポンプサイクルを終えると、ローラはチュ
ーブ１０２から外れ、圧力は等しくなる。次に続くロー
ラよりもずっと後方の上流にある血液は、今外れたＯ−
ラの下流にある血液と同じ血圧になる。従って、間圧は
チューブ１０２に沿って次のローラへ向けて上流に変化
する。従って、流路に沿った血圧の勾配は、閉塞された
部分の一点におけるよりも小さい。閉塞部においては、
血圧変化はチューブ１０２の非常に短い区間において生
ずる。溶血を生ずる剪断応力は、この圧力勾配に比例す
る。従って、静脈ポンプ１０６は閉塞装置よりも血液に
与える損傷をずっと少なくして血圧を変化させられる。

また、流路の部分子Ｆ塞装置では下流の圧力が上流の圧
力に影響するが、静脈ポンプ１０６は、特に静脈ポンプ
１０６がチューブ１０２を完全に塞ぐ場合には上流の圧
力と下流の圧力を隔離する。従って静脈ポンプ１０６の
下流の圧力および状態の干渉を受けることなく、膜間圧
力を調節することができる。一部閉塞装置は血圧を下げ
ることしかできないが、静脈ポンプ１０６は血流の圧力
を上げることも下げることも可能である。最後に、膜間
圧力を上げるために真空を利用している装置とちがって
、この発明の装置は真空を利用した装置を使用すること
から生ずる複雑さ、信頼性の悪さ、制御の困難さもなく
、必要な膜間圧力を得ることができる。

次に第２図を説明する。第１図に示した血液循環処理装
置１０における膜間圧ツノの制御に対して、第２図の血
液循環処理装置ａ２０においては、フィルタ１４２の膜
壁を通して行われる流体除去速度を所望の値に直接制御
することができる。オペレータは、流出量および所望の
正味濾過速度の値をキーボード２５０へ入力することに
よって設定されることができる。これらの入力値は中央
処理装置２１０へ伝送される。動脈モータコントローラ
２６０および静脈モータコントローラ２６２は、それぞ
れ動脈ポンプ１０４および静脈ポンプ１０６の速度に関
するデータを伝送する。中央処理装置２１０はポンプ速
度をモニタし、結果として生ずる流量を計算する。

中央処理装置２１０は、動脈ポンプ１０４の流量から静
脈ポンプ１０６のｉｉｌを引く。フィルタ１４２の膜壁
を介しての正味ｉ１１過量は、動脈ポンプ１０４および
静脈ポンプ１０６の流量の差になる。オペレータが所望
の濾過徂を変える場合は、中央処理装置２１０は動脈ポ
ンプ１０４の速度を必要なだけ調節し、一方静脈ポンプ
１０６は特定の流出間に維持する。新たに設定したい濾
過ｍが以前よりも大きい場合には、中央処理装置２１０
は動脈モータコントローラ２６０を介して動脈ポンプ１
０４の速度を上げる。同様に、新たに設定したい濾過聞
が以前の値よりも低い場合には、中央処理装置２１０は
動脈モータコントローラ２６０へ動脈ポンプ１０４の速
度を落させるような信号を送る。

従って、この発明はフィルタ１４２の膜壁を通しての成
分濾過速度を予測、決定、：ｌＳするための信頼性が高
く、精密な装置を提供している。従来の装置では、それ
ほど正確かつ一定に成分濾過速度を絶えずモニタ、制御
する装置を提供することができなかった。この発明は濾
過速度を直接測定し、調節する装置を提供している。こ
うした性能を有することは、自家輸血（ａｌＪｔｏｔｒ
ａｎｓｆｌｌｓｉｏｎ　）、透析、血漿搬出（ｐｌａｓ
ａ＋ａｐｈｅｒｃｓｉｓ）あるいは他の処理方法などか
ら成る種々の医療処置の予測。

監視を行う際に有力な道具を提供することになる。

次に第３図を説明する。第３図に示された血液循環処理
装置３０は、処理装置１４０中を流れる血液の圧力を微
妙に調節することが要求されるような場合に適している
。処理装置１４０内のどの点における血圧も、フィルタ
流入口１４４における流入圧力、処理袋ｒＥ！”＋４０
中を流れる血液の流量、そして処理装置１４０の透過性
に依存する。

一方におけるこうした処理装置１４０内の内部圧力と、
他方における流量および流入圧力との間の関係は、透過
性が既知であるどのような処理装置１４０に対しても決
定することができる。従って、フィルタ流入口１４４に
おける流入圧力を制御することによって、流量が一定で
既知の処理装置１４０に対して内部圧力を間接的に制御
することができる。オペレータは所望の内部圧力および
選択した流出間をキーボード２５０に入力する。キーボ
ード２５０はこれらの入力データを中央処理装置２１０
へ送る。オペレータはまた、処理装置１４０に対する透
過性および性能データを入力することができる。

中央処理装置２１０は求めた内部圧力に対して必要とさ
れる正しい流入圧力を計算する。中央処理装置２１０は
、静脈ポンプ１０６が所望の流出量で動作するように保
つ。中央処理装置２１０は、動脈圧センサ２２０によっ
て測定された圧力をｉｌ算された適正流入圧力と比較す
る。！Ｉ！Ｉｌ脈圧センサ２２０の圧力が適正でない場
合は、中央処理装置２１０は動脈ポンプ１０４の流量を
調節する。動脈圧センサ２２０の圧力を増大させるため
には、動脈ポンプ１０４の速度を増大する。動脈圧セン
サ２２０の圧力が高すぎる場合には、中央処理装置２１
０は動脈ポンプ１０４の速度を下げるような信号を動脈
モータコントローラ２６０へ送る。

静脈ポンプ１０６の流出量は、オペレータがキーボード
２５０へ新たに所望の流出量データを入力するまで、選
択された流出量に常に維持される。

処理を行う血液から有害な成分を取り除く、つまり濾過
することを目的とするこの発明による血液循環処理装置
では、動脈ポンプ１０４は少なくとも静脈ポンプ１０６
と同じ速度で動作し、処理装置１４０の内部に真空が生
じないようになっていなければならない。動脈ポンプ１
０４の流出量が静脈ポンプ１０６の流出量よりも少ない
場合には、動脈ポンプ１０４のみから流れる血液の恐だ
けでは、静脈ポンプ１０６の必要流入量を供給すること
ができない。流入１の不足分を補うために、外部チャン
バ１４８内の液体あるいは気体が膜壁を通して処理装置
１４０の内部、つまり処理される血液、そして静脈ポン
プ１０６へ流れ込む。膜壁を通じてのこのような逆流を
防ぐために、動脈ポンプ１０４の流出間は少なくとも静
脈ポンプ１０６の流出量と同じであることが必要とされ
る。

動脈ポンプ１０４から静脈ポンプ１０６へ血液が流れる
ことによって血圧は着実に低下するため、実際には動脈
ポンプ１０４は静脈ポンプ１０６よりも速く流す必要が
ある。

この発明による装置は、血液に所望の成分を加えること
もできる。装置を動作させると膜間圧力が生じ、膜の外
部にある所望の成分を押し、膜を通して膜内部に閉じ込
められた血液と混合さぼる。

こうした膜間圧力を発生させ、その結果として成分を吸
収させるためには、静脈ポンプ１０６の流出量は動脈ポ
ンプ１０４の流出間よりも少なくないことが必要であり
、処理装置１４０の外部チャンバ内へ流れ込まないよう
になっていなければいけない。血液に成分を吸収させる
場合も、適当にパラメータを修正すれば血液循環処理装
置は前述した方法と同様に動作する。

次に、自家輸血装置について説明する。

手術中に患者が自分自身の血液を自家輸血することは、
いろいろと利点を生む。自家輸血によれば、血液銀行か
ら入手する輸血用血液の使用を最小限に抑えることがで
きる。血液銀行に貯蔵されている血液は、口も少なく、
また高価である。血液受容者の血液型と一致する血液は
不足することがあり得る。また、貯蔵血液を輸血するこ
とは、貯蔵血液中に含まれる検出されない汚染物や欠陥
のために、血液の受容者は未知の病気に対する危険にざ
らされる。従って、手術中に患者の汚れた血液を洗浄に
し、再度患者の循環系へ戻すことは明らかに有用である
。

従来型の自家輸血装置の１つは、真空を利用したフィル
タと単一のポンプを有する。この装置はコンパクトサイ
ズで携帯性に優れ、比較的使用しやすいことから、手術
室で使用するのに適している。しかしながら、この装置
は真空を制御するという欠点を本来持ら合わせている。

また一般的に使用されている従来の装置は手動によって
気泡検出器を取り外すことができるため、安全性に問題
がある。

手術室における使用を目的とした従来型の自家輸血装置
の他のものにおいては、血液中の赤血球を他の成分から
分離するために遠心分離機（ｃｅｎｔｒｔｒｕｇｅ）を
使用している。全血は流入ポンプから遠心分離機のチャ
ンバ内へ流れる。赤血球は、比重が大きいために最外殻
のチャンバの壁に集まる。有害成分は、有益な血漿、血
小板、白血球と共にチャンバ内の内側部分に集まり、捨
てられる。赤血球は、新たに必要な成分が混入されて患
者に戻される。この簡単な遠心分離装置を使用すること
の大きな問題点は、結果的に患者の他の有益な血液成分
を浪費することである。また、外部の血液成分から混入
という問題も存在する。元からの赤血球は患者に戻され
るが、これ以外に外部の血液源から他の成分が混入し、
病気を持ち込む危険がある。従来型の遠心分離装置の他
のものでは、赤血球以外に血液の種々の成分、つまり白
血球、血小板、血漿等を分離、回収することができる。

しかし、この装置は寸法が大きく、複雑で動作も込み入
っている。この装置では、血液が回転する時に遠心分離
機から放出される成分を光学的に検出するようになって
いる。血液成分が蓄積して遠心分ｍｉの中心から成分を
抜き取る時、最も比重の小さい成分が最初に引き抜かれ
、順に比重の大きな成分へと進み、最俊に赤血球が集め
られる。装置は抜き取られた成分の光学的な特性の変化
を検出して、血液を遠心分離機から適当な容器へ移す。

しかし、この遠心分離装置を構成している装置は寸法が
大きく、複雑であるため、手術室で用いるには全く不適
当である。上述した２つのタイプの遠心分離装置は共に
、特別に訓練されたオペレータを必要とする。これらの
装置し取扱いに労力を要し、また高価である。従って、
時間、場所、特殊技能者がすべて不足している多くの緊
急室（Ｏｌｅｒ（］ｅｎＣＹ　ｒｏｏＩｉ）において使
用するには全く不適当である。

第５図は、この発明の血液循環処理装置を自家輸血装置
４０に適用した例を示している。自家輸血装置４０の循
環装置１００は、手術を行っている患部から最初に全面
８０を採取するための吸引管（ｓｕｃｔｉｏｎ　ｗａｎ
ｄ）　１０８を有する。吸引管１０８として使用するの
に適しているのは、カリフォルニア州のベントレイ（Ｂ
ｅｎｔｌｃｙ、Ｃａ１ｉｆｏｒｎｉａ）によってＩＦＪ
造されているモデルＢＤＳ−１００である。吸引管１０
８の先端は間口端、を形成しており、中空の吸引管１０
８へ通ずる吸引端部１１０を形成している。吸引管１０
８は、手術中に外科医が操作可能であるような寸法およ
び形状を有する。

以下で詳述する採取用ポンプ１１６を用いて、吸引管１
０８の内部は部分的な真空にされる。吸引管１０８の内
部を真空にすることによって、外科医は手術中に全面８
０を吸引端部１１０を通して吸引管１０８の内部へ採取
することができる。吸引管１０８にはさらに、細径の凝
血防止管１１２は、第５図に示すように吸引管１０８の
内側に設けられているか、あるいは開口端部を吸引管１
０８の外側で吸引端部１１０に隣接させた形で設けられ
ている。どちらの場合においても、凝血防止剤ｉ！ｉ！
（図示されていない）から流れる凝血防止剤が真空によ
って吸引管１０８の内部へ引き込まれ、全面８０と混合
して自家輸血装Ｍ４０の中へ流れ込むような状態になっ
ていなければならない。凝血防止剤を使用することによ
って、血液の凝固を軽減することができる。自家輸血装
置４ｏの凝血防止剤として使用するのに適しているのは
、ミシガン州の７ツプジヨン（Ｕｐｊｏｈｎ）によって
製造されているヘパリン（Ｈｅｐａｒｉｎ　）である。

さらに、第５図においては凝血防止管１１２はダブル・
ルーメン（ｄｏｕｂｌｅ　ｌｕｍｅｎ）型の吸引管１０
８の一部として示されているが、もつと下流において凝
血防止剤を全面８０と混合することもできる。

吸引管１０８に連結されたチューブ１０２は、採取用ポ
ンプ１１６へ通じている。、採取用ポンプ１１６は、動
脈ポンプ１０４および静脈ポンプ１０６と同様のローラ
ポンプである。採取用ポンプ１１６は絶えず動作してい
てもよいし、オペレータが全血８０を吸引管１０８によ
って採取したい場合のみ動作するようにしてもよい。チ
ューブ１０２は、採取用ポンプ１１６から流人血液貯蔵
容器（１ｎｐｕｔ　ａｃｃｕｍｕｌａｔｏｒ　）　２１
８の流入口２１２に通じている。流人血液貯蔵容器２１
８は折り畳み可能なバッグで形成されており、中に含ま
れる液体の珊がわかるように目盛が付されている。

流人血液貯蔵容器２１８の流出口２１４は、最初はシー
ルされている。全血８０を自家輸血装置４０に流す場合
は、流出口２１４に穴があけられ、チューブ１０２が連
結される。チューブ１０２ｔより一ディオトミ（ｃａｒ
ｄｉｏｔｏｉ＋ｙ）　１１８の流入口１２０へ連結され
、ざらにカーディオトミ１１８の内部へ通じている。カ
ーディオトミ１１８には簡単なフィルタが設けられてお
り、大きな混入物を取り除く。カーディオトミ１１８は
、ローラポンプから成る採取用ポンプ１１６および折り
岩み可能な流人血液貯蔵容ｒＡ２１８と共に使用する場
合には、折り昏み可能なバッグでよい。ローラポンプか
ら成る採取用ポンプ１１６と共に使用する場合は、カー
ディオトミ１１８には大気と通じた通気口１２４が設け
られており、捕えられた空気を逃がすようになっている
。あるいはこのかわりに、真空源（図示されていない）
をカーディオトミ１１８の真空ポート１２６に連結する
こともできる。

こうした真空源は吸引力によって吸引管１０８から全血
８０を採取することができ、採取用ポンプ１１６に取っ
てかわることができる。血液を採取するために真空源を
利用する場合には、カーディオトミ１１８は形が崩れな
いように堅い容器で形成されている必要がある。同様に
、流人血液貯蔵容器２１８も堅固な容器で形成されてい
るか、あるいはこれを使用しないことが必要である。使
用することのできる堅固なカーディオトミ１１８は、カ
リフォルニア州のベントレイ（Ｂｃｎｔｌｅｙ）によっ
て製造されているモデルＢＣＲ−３０００である。

真空源を使用する場合は、カーディオトミ１１８の通気
口１２４や大気に通じているすべての開口部はシールさ
れていなければならない。

カーディオＩ−ミ１１８の流出口１２２からはさらにチ
ューブ１０２が延びていて、動脈ポンプ１０４の流入口
へ通じている。動脈ポンプ１０４は、チューブ１０２に
よってシールされた動脈コンプライアンスチャンバ１８
２に連結されている。動脈コンプライアンスチャンバ１
８２は、動脈ポンプ１０４とフィルタ１４２の間に設け
られている。

動脈コンプライアンスチャンバ１８２のベースは、動脈
コンブライアンスヂャンバ１８２の流入口１８６および
流出口１８８とを有する。手術中は、全面８０によって
動脈コンプライアンスチャンバ１８２の下部は満たされ
、全面８０の上方にはエアークッション１９２が維持さ
れる。動脈コンプライアンスチャンバ１８２の最上部に
設けられた圧力通気口（ｐｒｅｓｓｕｒｅ　ｖｅｎｔ　
）　１９４によって、エアークッション１９２内の圧力
は動脈圧アイソレータ２２２を介して動脈圧センサ２２
０へ伝達される。動脈コンプライアンスチャンバ１８２
は第１に脱泡袋＠　（ｄｅｂｕｂｂｌｅｒ　）として働
く、つまり空気吸収部材（ｒｅｃｅｐｔａｃｌｅ　ｆｏ
ｒ　ａｉｒ）を設けることにより流れている全面８０か
らエアークッション１９２内へ泡を出してしまう。第２
に、動脈コンプライアンスチャンバ１８２を設けること
によって、動脈圧センサ２２０および静脈圧センサ２３
６によって測定される圧力の時間的な特性が滑らかにな
る。ローラポンプは、ローラがまずチューブ１０２に接
触する時に、そしてこのローラが外れる時にも高圧力お
よび低圧力のスパイクを発生する。エアークッション１
９２はこれらの圧力スパイクをある程度まで吸収し、そ
の結果中央処理装置２１０にはもつと滑らかな信号が送
られる。信号を平滑化することによって、中央処理装置
２１０が圧力データを解釈し、これを使用することが容
易となる。動脈コンプライアンスチャンバ１８２として
使用できる型は、ミネソタ州ミネアポリス（Ｈｉｎｎｅ
ａｐｏｌｉｓ、Ｈｉｎｎｅｓｏｔａ　）のレナル・シス
テムズ（Ｒｅｎａｌ　５ｙｓｔｅａ＋ｓ　）によって提
供されている標準の透析装置で使用されているものであ
る。

動脈コンブライアンメチ１！ンバ１８２の流出口１８８
からフィルタ流入口１４４へ、またフィルタ流出口１４
６から静脈コンプライアンスチャンバ１８４へはチュー
ブ１０２が延びている。動脈コンプライアンスチャンバ
１８２に関する記述は同様に静脈コンプライアンスチャ
ンバ１８４にも当てはまる。静脈コンプライアンスチャ
ンバ１８４の流出口から静脈ポンプ１０６の間は、チュ
ーブ１０２によって連結されている。前述したように、
動脈ポンプ１０４および静脈ポンプ１０６はローラポン
プであり、フィルタ１４２は中空ｒａ維機微小孔膜ら成
るフィルタである。ヂャンバ流入口１５２はプラグ１６
２によってシールされている。フィルタ１４２のヂャン
バ流出口１５０には採取用バッグ１６０が連結されてい
る。採取用バッグ１６０は、フィルタ１４２中を流れる
血液から取り除かれた液体を蓄積するのに適したもので
あればどのようなバッグでもよい。

静脈ポンプ１０６の流出口には、再注入バッグすなわち
リインフュージョンバッグ（ｒｅｉｎｆｕｓｉｏｎｂａ
（＋）１７０に連結されたチューブ１０２がつながれる
。採取用ポンプ１１６によって全面８０を採取するのに
必要な真空が供給される場合には、リインフュージョン
バッグ１７０はカーディオトミ１１８に使用されている
ものと類似の一般的な折り畳み可能なバッグでよい。リ
インフユージョンバッグ１７０のまわりを圧力カフ（ｐ
ｒｅｓｓｕｒｅｃｕｆｆ）　１８０が囲っており、リイ
ンフュージョンバッグ１７０に圧力を印加している。圧
力力７１８０は膨らますことが可能なバッグから成り、
ドーナッツ状に他の物体のまわりを包み込むことができ
る。圧力力７１８０を膨らますと、圧力力７１８０によ
って取り囲まれた物体、今の場合にはりインフュージョ
ンバッグ１７０に圧力が加わり、一方圧力カ７１８０を
萎ませると印加圧力が緩和される。圧力カフ１８０は手
動操作にも、あるいは動力を用いて自動操作にもできる
。

チューブ１０２の最終部分は、リインフュージョンバッ
グ１７０を患者への帰還回路と連結している。帰還回路
中の流出口フィルタ１９０は、濾過血液９０から最終的
に不純物を取り除く。流出口フィルタ１９０として使用
できる１つの装置は、イリノイ州のトラベノル（Ｔｒａ
ｖｅｎｏｌＪＩＩｉｎｏｉｓ　）によって製造されてい
るモデル４Ｃ２４２３である。リインフュージョンバッ
グ１７０の流入部および流出部のチューブ１０２には、
リインフュージョン流入クランプ（ｒｅｉｎｆｕｓｉｏ
ｎ　１ｎｌｅｔ　ｃｌａｍｐ）１７６Ｊ３よびリインフ
ュージョン流出クランプ（ｒｅｉｎｆｕｓｉｏｎ　ｏｕ
ｔｌｅｔ　ｃｌａａ＋ｐ　）　１７８が取り付けられて
いる。リインフュージョン流入クランプ１７６おにびリ
インフュージョン流出クランプ１７８は、リインフュー
ジョンバッグ１７０がオペレータによって直接操作され
る場合には、標準的な手動式のローラバルブを使用する
ことができる。

このローラバルブはチューブに取り付けられ、チューブ
を絞って流れを塞いだり、開いて流れを全開にしたりで
きるローラを有している。自動的に操作を行うために、
電気的に′１Ａｌｌｌされるバルブによってリインフュ
ージョンバッグ１７０への流れを開開することもできる
。自動ローラバルブに適しているのは、オハイオ州パン
ダリア（Ｖａｎｄａｌ　ｉａ、０ｈｉＯ）のレデックス
（Ｌｅｄｅｘ　）によって製造されているモデル５８２
１０−３１である。

自家輸血装置４０の１ＩＪＩＩ！装置２００は、前述し
たように中央処理装置２１０、動脈圧センサ２２０、静
脈圧センサ２３６、動脈モータコントローラ２６０、静
脈モータコントローラ２６２、ギーボード２５０、キャ
ラクタディスプレイ２４０から成る。制御装置２００は
また、カーディオトミのレベル検出器２３２も有する。

カーディオトミのレベル検出器２３２を用いて、カーデ
ィオトミ１１８内に予め設定されたレベルまで全血８０
が存在するか否かをモニタできる。レベル検出器２３２
の検出機構としては、機械的、光学的、静電的、超音波
的あるいは他の適当な方式を用いることができるが、光
学的な方式が信頼性と経済性の面で好ましい。レベル検
出器２３２は、検出する液体が存在するか否かを示すデ
ジタル電気信号を与える。レベル検出器２３２として適
しているのは、ニューヨーク州エルブリッジ（Ｅｌｂｒ
ｉｄｇＱ。

Ｎｅｗ　Ｙｏｒｋ）のスカシ・ニー・マチイック（５ｋ
ａｎ−Ａ−Ｈａｔ　ｉｃ　）によって製造されているモ
デル８２２１０４である。

制御装置２００は、さらに気泡検出器２４２を有する。

気泡検出器２４２は、静脈ポンプ１０６からリインフュ
ージョンバッグ１７０へ流れる濾過血液９０に含まれる
空気あるいは伯の気体を超音波あるいは他の適当な方式
によって検出する。

気泡を検出すると、気泡検出器２４２は中央処理装置２
１０へ適当なデジタル信号を送る。気泡検出器２４２と
して使用できるのは、ミネソタ州ミネアポリス（Ｈｉｎ
ｎＯａｐＯＩｉＳ、ＨｉｎｎＱＳＯｔａ　）のレナル・
システムズ（Ｒｅｎａｌ　Ｓｙｓｔｅｍｓ　）によって
ｔＪ　３ｅ−されているモデルＲ８３３００である。

気泡検出器２４２は手ｅｔ−バイパスされたり、取り外
したりできないようになっている。自家輸血装置４０が
動作する竹は、気泡検出器２４２は取り外された状態に
ある。従って、オペレータは気泡検出器２４２をバイパ
スさせることなく、自家輸血装置４０をスタートさせる
ことはできない。

呼び水としての流体、あるいは濾過血液９０が最初に気
泡検出器２４２を通り過ぎると、気泡検出器２４２は流
体の存在を示す信号を中央処理装置２１０に送る。そし
て、中央処理装置２１０（ま自動的に気泡検出器２４２
を装着（ａｒｍ）する。気泡検出器２４２はひとたび装
着されると、瀘過血液９０中に含まれる気泡を検出した
場合すぐに中央処理装置２１０へ信号を送ることができ
るようになる。気泡検出器２４２を取り外すことはでき
ないことから、この発明によれば患者に気体が混入され
るのを防止するためにかなりの安全性を確保づることか
できる。気泡検出器２４２はオペレータが注意していな
くても自動的に装着されるため、こうした安全性の高さ
は人間の操作に依存しない。

自家輸血装置４０において患者から直接に全血８０を扱
き取る、あるいは採取したり、またリインフュージョン
バッグ１７０から患者へ自動的に濾過血液９０を送るよ
うに設計することも可能である。採取された全血８０が
十分に清浄であり、濾過する必要のない場合にはカーデ
ィオトミ１１８を無くしたり、バイパスすることができ
る。さらに自動制御システムはりインフュージョンバッ
グ１７０内のレベルをモニタするレベル検出器（図示さ
れていない）や、静脈ポンプ１０６とりインフュージョ
ンバッグ１７０との間を流れる濾過血液９０の圧力を測
定する圧力センナ（図示されていない）を設けることも
できる。リインフュージョンバッグ１７０のレベル検出
器としてはカーディオ１・ミ１１８のレベル検出器２３
２と類似なものを使用することができ、またリインフュ
ージョンバッグ１７０の圧力センサは、動脈圧センサ２
２０や静脈圧センサ２３６と同様のものを使用すること
ができる。

次に、自家輸血装置４０の動作を説明する。

第５図においてはオペレータは、吸引管１０８を使用し
て全血８０を自家輸血装置４０内へ流入させる。全血８
０は流人血液貯蔵容器２１８に集まる。全血８０が十分
に集められた後に、流人血液貯蔵容器２１８の流出口２
１４がカーディオトミ１１８に通ずるチューブ１０２に
つながれる。

動脈ポンプ１０４によって、全血８０はカーディオトミ
１１８からフィルタ１４２の中空繊維１５４内部へ送ら
れる。制御装置２００は、この発明の原理に従って自家
輸血装置４０の動作を調節して、出力流を制御すると共
に膜による濾過を最適化する。ざらに第４図を参照する
と、分離された成分はチャンバ流出口１５０を通じて外
部チャンバ１４８を出て採取用バッグ１６０内へ入る。

静脈ポンプ１０６は、残った濾過血液９０をリインフュ
ージョンバッグ１７０内へ送り、−・方リインフュージ
ョン流出クランプ１７８は閉じられる。

濾過血液９０が十分に貯まった侵、リインフュージョン
流人クランプ１７６は閉じ、リインフュージョン流出ク
ランプ１７８は開く。リインフュージョンバッグ１７０
のまわりの圧力力７１８０が膨らんでリインフュージョ
ンバッグ１７０に圧力を印加し、濾過血液９０を許容速
度で患者へ戻す。

リインフュージョンバッグ１７０が空になった後、リイ
ンフュージョン流出クランプ１７８が開じ、圧力カフ１
８０は萎み、リインフュージョン流人クランプ１７６が
開いて濾過血液９０はまたリインフュージョンバッグ１
７０に蓄積可能となる。

第５図をさらに詳しく参照すると、オペレータは必要な
ら吸引管１０８を用いて手術患部から全面８０を採取す
る。全面８０は吸引端部１１０へ入り、凝血防止剤と混
合して自家輸血装置４０のチューブ１０２内へ流れ込む
。全面８０は、チューブ１０２中を流れて流人血液貯蔵
容器２１８を満たす。流人血液貯蔵容器２１８の流出口
２１４は最初シールされているため、全血８０は自家輸
血装置４０の他の部分とはまだ接触、あるいは混合しな
い。全面８０が再輸血を保証するのに不適当である場合
には、オペレータは仝血８０および流人血液貯蔵容器２
１８を捨てることができる。

この場合には、自家輸血装置４０の吸引端部１１０から
流人血液貯蔵容器２１８の流出口２１４に至るまでの部
材のみが汚染されるだけである。一旦、オペレータが全
面８０の処理を行うことに決めたら、流人血液貯蔵容器
２１８の流出口２１４に穴をあけ、カーディオトミ１１
８の流入口１２０に通じているチューブ１０２を連結す
る。こうすれば仝血８０はカーディオトミ１１８内、お
よび自家輸血装置４０の他の部分へ流れ込むことが可能
となる。

力−ディオトミ１１８内に溜まっている全面８０の中に
含まれている空気は気泡となって通気口１２４から大気
中へ逃げることができる。そして、全面８０はカーディ
オトミ１１８からカーディオトミ１１８の流出口１２２
を通じて、チューブ１０２内へ流れる。動脈ポンプ１０
４の流入口における全血８０は、実際上は大気圧になっ
ている。

全血８０は、動脈ポンプ１０４によってチューブ１０２
を通してフィルタ１４２内へ送られる。動脈ポンプ１０
４は、ポンプ作用によって血圧を上昇させる。ざらに第
４図を参照すると、外部チャンバ１４８は大気圧に留ま
ることがわかる。従って、中空域Ｈ１５４内部の流体圧
力は、外側、つまり外部チャンバ１４８内の大気圧より
大きくなる。こうして生じる膜間圧力によって、微小孔
膜内の孔よりも小さい流体や成分は外側の外部チャンバ
１４８内へ流れ込む。こうして取り除かれた成分は、外
部チャンバ１４８のチャンバ流出口１５０を通して外部
チャンバ１４８から採取用バッグ１６０内へ流れる。残
りの血液成分、つまり血球、大きなタンパク質、および
流体は中空繊維１５４を出て、フィルタ流出口１４６を
通してデユープ１０２に戻る。濾過血液９０は、フィル
タ１４２から静脈ポンプ１０６へ流れる。静脈ポンプ１
０６は、リインフュージョンバッグ１７０の流入口１７
２を通して濾過血液９０をリインフュージョンバッグ１
７０内へ送り込む。リインフュージョンバッグ１７０内
が血液で一杯になると、濾過血液９０は患者へ戻される
。濾過血液９０を戻すために、循環装置１００は閉じら
れ、さらにリインフュージョン流入クランプ１７６は閉
じ、リインフュージョン流出クランプ１７８が開かれる
。

圧力力７１８０が膨らんでリインフュージョンバッグ１
７０に圧力を印加し、濾過血液９０の返血を促進する。

リインフュージョンバッグ１７０を出た後、濾過血液９
０は流出フィルタ１９０を通って最終的な不純物の除去
が行われた後患者に戻される。圧力力７１８０、リイン
フュージョン流入クランプ１７６、リインフュージョン
流出クランプ１７８は手動によって操作することができ
る。

リインフュージョン流入クランプ１７６、ワインフュー
ジョン流出クランプ１７８および圧力カフ１８０を自動
的に操作するために、レベルセンサあるいはりインフュ
ージョン圧力センサを設【ノることもできる。レベルセ
ンサを用いる場合、リインフュージョンバッグ１７０内
の血液レベルはレベルセンサによって検出されるまで上
昇し続ける。

レベルセンサは血液レベルを検出すると血液を患者の方
へ戻す。また、リインフュージョン圧力センサを使用し
た場合も°同様であり、静脈ポンプ１０６の下流の圧力
が予め設定された最大値に達すると、リインフュ圧力ョ
ン圧カセンサは血液を帰還させる。

通常オペレータは必要に応じて自家輸血装置４０を手動
によって周期的にオン・オフさせる。このかわりに、カ
ーディオトミ１１８内において検出されるレベルに応じ
て自動的に自家輸血装置４０を周期的にオン・オフさせ
ることもできる。自家輸血装置４０には、偶然に患者の
心臓ＩＩｈ管系へ空気が送り込まれるような危険を最小
限に抑えるための安全装置が設けられている。カーディ
オトミ１１８内のレベル検出１２３２によって最初の安
全装置が設定される。カーディオトミ１１８内の全血８
０のレベルが安全レベル以下に落ちると、レベル検出器
２３２は中央処理装置２１０へ信号を送る。中央処理装
ｆｉ２１０は直ぐに動脈モータコントローラ２６０およ
び静脈モータコントローラ２６２へ、動脈ポンプ１０４
および静脈ポンプ１０６を閑じる信号を送る。気泡検出
器２４２によって他の安全装置が設定される。流体の呼
び水あるいは濾過血液９０が自家輸血装置４０内を流れ
る前は、気泡検出器２４２は自家輸血装置４０を通常に
動作させている。気泡検出器２４２は、最初に流体を検
知するとすぐに中央処理装置２１０へ信号を送る。これ
によって、中央処理装置２１０は気泡検出器２４２の“
装着″を行う。自家輸血装置４０を動作し続けるために
は、気泡検出器２４２を流れる気泡を取り去る必要があ
る。チューブ１０２の中をリインフュージョンバッグ１
７０へ向けて流れる濾過血液９０は、気泡検出器２４２
によってモニタされる。どんな気体でも、これがリイン
フュージョンバッグ１７０の中に溜まると、患者の体の
中に注入される危険が生ずる。

気泡検出器２４２は空気や他の気体を検出した場合には
、中央処理装置２１０へ信号を送る。中央処理装置２１
０は直ちに再度動脈ポンプ１０４および静脈ポンプ１０
６を止めて、リインフュージョンバッグ１７０内へ気体
が送り込まれるのを防止する。

通常の場合には、血液を即座にかつ直接に、患者へ自家
輸血することが望ましい。遅れを無くずために、血液貯
蔵装置、つまり流人血液貯蔵容器２１８、カーディオト
ミ１１８、リインフュージョンバッグ１７０および協働
するりインフュージョン流入クランプ１７６とりインフ
ュージョン流出クランプ１７８を自家幅面装置４０から
取り除くこともできる。全血８０は、採取されて動脈ポ
ンプ１０４に通ずるチューブ１０２へ直接導かれる。ま
た、濾過血液９ｏは静脈ポンプ１０６から、チューブ１
０２、気泡検出器２４２、流出口フィルタ１９０を通っ
て直接患者に戻される。こうした配管（ｈｏｏｋ−ｕｌ
）　）によりシステムは簡単になり、返血を速くできる
。これによって速度を増すことはできるが、気泡検出器
２４２が患者へ戻される濾過血液９０の中に含まれる気
体を検出した時、中央処理装置２１０が動脈ポンプ１０
４および静脈ポンプ１０６を止めるために利用できる応
答時間は若干少なくなる。

次に、２針式透析装置について説明する。

第６図にはこの発明の血液循環処理装置を２針式透析装
置５０に適用した例が示されている。２針式透析装置５
０においては、血液は患者から出て流入口２７０を介し
て透析回路に入って処理され、透析流入口バッグ１３０
内に溜まる。そして、動脈ポンプ１０４、フィルタ１４
２および静脈ポンプ１０６の中を流れて、流出口２７２
を介して戻される。血液循環処理装置１０，２０．３０
や自家輸血装置４０に対して説明した方法と同様にして
、中央処理装置２１０は動脈ポンプ１０４、静脈ポンプ
１０６、動脈圧センサ２２０、静脈圧センサ２３６（装
備されている場合にかぎる）および気泡検出器２４２を
モニタして調節しており、静脈ポンプ１０６か６患者へ
直接返血される濾過血液９０の特定の流量に対して、膜
間圧力あるいは胤体除去速度を所望の値に保っている。

また場合によっては２針式透析装置５０を全１１ｈ８０
を蓄積するための透析流入口バッグ１３０を設けずに構
成することもできる。透析流入口バッグ１３０を設ける
ことによって、動脈ポンプ１０４には正確な量の全血８
０が供給され、より速いポンプ圧送が可能となる。この
結果こうした全血８０の供給を無駄にせずに、ｌｉＡ維
１５４内部の圧力を増大させることができる。しかし、
患者が直接正確な血流を提供することができる場合には
２針式透析装置５０から透析流入口バッグ１３０を取り
除くこともできる。透析流入口バッグ１３０を取り除け
ば、患者の体外に蓄積される血液の分を少なくすること
ができるため、これが可能な場合には望ましいことであ
る。

従来型の透析装置に対して前述したように、透析流体は
外部チャンバのチャンバ流入口１５２を介して外部チャ
ンバ１４８に入り、チャンバ流出口１５０を介して外部
チャンバ１４８から出る。

しかし、従来型の透析装置と異なって、透析流体のある
なしにかかわらず、真空は必要としない。

つまり、中空繊維１５４内部の圧力を上昇させて制御す
る能力があるため、外部チャンバ１４８内に真空は必要
とされない。真空を必要としないことから、透析プロセ
スの調節は従来型の装置に比べて簡単かつ信頼性の高い
ものになっている。

次に、単−針式透析装置について説明する。

第７図には、この発明の血液循環処理装置を単一　１１
式透析装置６０へ適用した例が示されている。

患者から取り出された全面８０および患者へ戻される濾
過血液９０は、流入および流出用の針２７４を交互に流
れる。患者から取り出された全面８０は透析装置の透析
流入口バッグ１３０内に蓄積する。中央処理装置２１０
は、必要に応じて動脈ポンプ１０４および静脈ポンプ１
０６の速度を調節し、フィルタ１４２に流入する全面８
０の有害な成分を取り除く。濾過血液９０は静脈ポンプ
１Ｏ６から出て気泡検出器を通ってレインフュージョン
バッグ１７０に至り、その後患者に戻される。

場合によっては、血液を患者へ送り戻すための独立した
返血用ポンプ（図示されていない）を設けることもでき
る。従来型の単−斜式透析装置におけるのと同様に、濾
過血液は患者に戻される前に蓄積され、流入および流出
用の単一の！＋　２７４には患者から取り出された血液
および患者へ戻す血液が交互に流れる。透析装置の透析
流入口バッグ１３０は、動脈ポンプ１０４を適切に動作
させるための全血８０の源となる。２針式透析装置に関
して上述したように、動脈ポンプ１０６に要求される血
液流口を満足するのに十分な速さで、患者が血液を送り
出すことができる場合には、透析流入口バッグ１３０を
取り除くこともできる。しかし、血液は同じ針を交互に
流れるために、単−斜式透析装置６０においては何らか
の血液貯蔵装置を設ける必要がある。ある場合において
は、動脈コンプライアンスチャンバ１８２、静脈コンプ
ライアンスチャンバ１８４（第５図の自家輸血装置４０
に示されているようなちの）の容積や、あるいはフィル
タ１４２の可撓性を有する中空繊維１４日が伸長するこ
とで、単−針式透析装置６０の血液サイクルの間血液を
蓄積することも可能である。

この発明によれば、血液は従来型の単−斜式透析装置に
おけるように、フィルタ１４２を流れる時に周期的に変
動する膜間圧力を受けず、一定の膜間圧力を受ける。従
って、こうした膜間圧力の周期的変動から生ずる効率の
低下を避けることができる。従来型の装置と同じ平均膜
間圧力を得る場合、内部圧力のピーク値をより低くする
ことが可能である。従って、この発明によれば単−客１
式透析装置および関連の機器にかかる応力や歪みを軽減
することができる。

また、この発明においては、外部チャンバ１５４からフ
ィルタ１４２内部の血液へ流体や液体あるいは気体が混
入する危険に対して高い安全性が確保されている。こう
した逆流を生じさせないためには、フィルタ１４２内部
に真空が発生しないようにすることが必要である。最初
の安全段階として、中央処理装置２１０は動脈圧センサ
２２０および静脈圧センサ２３６からの信号をモニタし
ている。フィルタ流出口１４６における圧力が、フィル
タ流入口１４４における圧力よりも大きい場合には、フ
ィルタ１４２内部には外部チャンバ１５４に対して低圧
部が生ずる。安全性確保のための第２段階として、中央
処理装置２１０は動脈ポンプ１０４および静脈ポンプ１
０６の流量をモニタしている。静脈ポンプ１０６のポン
プ流量が動脈ポンプ１０６の流量を越える場合にもまた
、外部チャンバ１５４内の流体はフィルタ１４２の内部
に流れ込む。フィルタ１４２内部に有害な真空が発生し
ないようにするために、中央処理装置２１０は、様々の
部材をモニタしている。従来型の装置においては１段階
の安全策しかとっていないところを、この発明において
は２段階の安全策を講じることによって患者の血液が汚
染されることを防止している。

最後に、酸素供給装置について説明する。

第８図には、この発明の血液循環処理装置を酸素供給装
置７０に適用した例が示されている。酸素の欠乏した血
液が、流入口１３４を介して酸素供給装置７０内に流入
する。Ｍ素を豊富に含んだ血液は流出１’１１１３６を
介して患者に戻される。チャンバ流入口１５２には酸素
源２７６が連結され、チャンバ流出口１５０は大気に通
気されている。

酸素は、酸素源２７６から外部チャンバ１４８内に流れ
込む。二酸化炭素および使用されなかった酸素は、チャ
ンバ流出口１５０から出る。中央処理装置２１０が、酸
素源２７６の流出口において酸素流コントローラ２７８
と連結されている。酸Ｓ流コントローラ２７８ｔよ、中
央処理装置２１０からの信号に応じて酸素源２７６から
の酸素流の流量を調節する。中央処理装置２１０は、静
脈ポンプ１０６の下流において酸素率指示器２８０によ
って、処理血液の酸素含有量をモニタしている。

酸素率指示器２８０は周知の従来型のタイプであり、赤
外吸収等の方法を用いて、血液中に含まれている酸素の
率を決定している。酸素率指示器２８０として適してい
るのは、カリフォルニア州のベントレイ（Ｂｅｎｔｌｅ
ｙ　）によって販売されている示差酸素分析器（口ｔｒ
ｒｅｒｅｎｔｔａ＋　ＯＸＩ／（ｌｅｎ　ＡｎａｌｙＺ
Ｏｒ）モデル１４５−８である。中央処理装置２１０は
検出された酸素率と予め決められた所望の酸素レベルと
を比較する。血液中の酸素含有率が低すぎる場合には、
中央処理装置２１０は酸素流コントローラ２７８を介し
て酸素流を増大させる。中央処理装置２１０はまた動脈
ポンプ１０４の速度も調節し、外部チャンバ１４８内の
既知の酸素圧力あるいは測定された酸素圧力に基づいて
膜間圧力を所望の値に維持する。このように維持された
膜間圧力によって血流は膜の内側に沿って薄い膜を形成
する。血流がａｍを形成し表面積が大きくなることから
、血液の酸素供給には最適な状態となる。ポンプ速度お
よび酸素流の流量を最適化することによって、酸素およ
び二酸化炭素は最も効率良く膜を透過しそれぞれ赤血球
によって吸収あるいは放出される。この発明においては
、膜間圧力および流量を制御し、血液に酸素供給を行う
正確かつ予測可能な装置を提供することによって、心肺
装置を非常に効率が良く、また効果的なものにしている
。

発明の精神から逸脱することなく、この発明を変形する
ことが可能であり、複数の処理装置１４０を直列あるい
は並列に配置し、循環装置１００および制御装置２００
と協働させることもできる。

たとえば、処理装置を直列に連結する場合、流体は流入
ポンプから処理装置へ流入し、さらに処理装置の流出口
から第２の処理装置の流入口へ入る。

第２の処理装置の流出口は流出ポンプに通じている。２
つの処理装置の間には、圧力センサや閉塞装置あるいは
ポンプを設けることらできる。制御装置は流入ポンプ、
流出ポンプと共に、２つの処理装置の間に設けられた閉
塞装置あるいはポンプを調節して、所望の動作パラメー
タ、たとえば一方あるいは両方の処理装置内の設定内部
圧力を得ている。

複数の処理装置を並列に連結した場合、第１の処理装置
の外部チャンバの流出口は、第２の処理装置の流入口に
通ずるチューブに連結されている。

こうした構成では、第１の処理装置から出た濾過液は、
第２の処理装置を通して再び濾過される。

このように繰り返し濾過を行うことは、たとえば異なる
濾過係数を有し、かつあるいは異なる微小孔径を有する
別々のタイプの処理装置を利用する時に非常に有用であ
ることがわかる。第１の処理装置の濾過液には、大きす
ぎて第２の処理装置を通過できない粒子も含まれている
。こうした構成によれば、設ける処理装置の数と特性で
決まる成分数に、血液を段階的に分離することができる
。

さらに、この発明に基づいて制御装置２００が、濾過液
の物理的な特性をモニタ、検出するように変形すること
もできる。血液の各成分は異なった特性を有するため、
制御装２２００は濾過液として所望の成分を得ることが
できるように循環装置１００を調節することができる。

制御装置ｆｆ　２００は、圧力をモニタするかわりにた
とえば、濾過液の光学的あるいは電気的特性を測定する
こともできる。たとえば、血漿は血液の血球とは異なる
特有の光学的特性を有するため、血漿のみを分離する必
要がある場合には、制御装置２００に濾過液をモニタす
る光学式センサを設けることができる。

こうした光学式センサには光源および光検出器が設けら
れている。光源から供給される光は、血球成分のみによ
って吸収され血漿には吸収されないような波長を有する
。光源はたとえば白色光源と適当な光学フィルタを右す
る。選択された波長を有する光は、濾過液を透過して光
検出器によってモニタされる。濾過液に血球成分が含ま
れている場合には、選択された波長の光を吸収する。こ
の時、光検出器はもはや光を受光しく’Ｋ　＜なり、血
漿ではなく、血球成分の存在を検出する。そして光学式
センサは制御装置２００へ信号を送る。血液循環処理装
置１０に関して述べたように、次に制御装置２００が循
環装置１００の流量を調節し、血漿に対し所望の濾過を
行って血球成分を取り除く。

光学式センサおよび関連の制御は、たとえば前述したよ
うな並列に連結された処理装置を利用して、段階的に成
分分離を行う装置において非常に有用であることがわか
る。光学式センυは、種々の処理装置間を流れる流体の
性質を検出する。制御装置２００は、種々の処理装置の
上流、下流あるいはその間に設けられたポンプおよび／
あるいは開基装置を適当に調節して、処理装置間に血液
成分を導く。

上述した実施例は単にこの発明を説明するためのもので
あり、発明を制限するものではない。従って、この発明
は発明の精神および範囲から逸脱することなくいかなる
形によっても実現することが可能である。

【図面の簡単な説明】

図面はこの発明による血液循環処理装置の実施例を示し
ており、第１図は血液循還処理装置の略図、第２図は血
液循環処理装置の他の実施例に対づる略図、第３図は血
液循環処理ＨＷ１のさらに別の実施例に対する略図、第
４図は第１図ないし第３図に示した血液循環処理装置の
フィルタおよび圧力検出部材を示す部分拡大図、第５図
は血液循環処理装置を使用した自家輸血装置の略図、第
６図は従来型の２針式透析装置に血液循環処理装置を使
用した場合の２針式透析装置の略図、第７図は単一２１
式透析装置に血液循環処理装置を使用した場合の単−針
式透析装置の略図、第８図は血液循環処理装置を使用し
た血液の酸素供給装置の略図である。 １０．２０．３０・・・血液ｉ環処理装置１００・・・
循環装置１０２・・・チューブ１０４・・・動脈ポンプ
　　１０６・・・静脈ポンプ１０８・・・吸引管　　　
　１１２・・・凝血防止管１１６・・・採取用ポンプ　
１１８・・・カーディオトミ１２４・・・通気口　　　
　１２６・・・真空ポート１４０・・・処理装置　　　
１４２・・・フィルタ１４４・・・フィルタ流入口　１
４６・・・フィルタ流出口１４８・・・外部チャンバ　
１５４・・・中空！ｌ雑１９０・・・流出口フィルタ２
００・・・υＪＩｉｌ装置２１０・・・中央処理装置　
２２０・・・動脈圧センサ２２２・・・動脈圧アイソレ
ータ ２３２・・・レベル検出器　２３６・・・静脈圧センナ
２３８・・・静脈圧アイソレータ ２４０・・・キャラクタディスプレイ ２４２・・・気泡検出器　　２５０・・・キーボード２
６０・・・動脈モータコントローラ ２６２・・・静脈モータコントローラ ２１４・・・針 出願人　ウェルトン・ニス・ゲスト ボール・アイ・ワイス 代理人　弁理士　岡田英彦（外３名） 図面゛その１ １４゜／　　ＦＩＧ、２ 図面その２ ＦＩＧ、　４ 図面その８ 四 ＦＩＧ、　６ 図面その４

Claims (53)

【特許請求の範囲】
1. （１）患者から血液を受け取り、この血液を処理して患
   者に戻すための血液循環処理装置であって、患者の血液
   を処理する処理装置１４０と、チューブ１０２と、チュ
   ーブ１０２に連結された動脈ポンプ１０４と、チューブ
   １０２に連結された静脈ポンプ１０６と、制御装置２０
   ０とから成り、チューブ１０２が患者から取り出される
   血液を受け取ってこれを処理装置１４０へ循環し、処理
   された血液を患者へ戻し、動脈ポンプ１０４が血液を処
   理装置１４０へ送り込み、静脈ポンプ１０６が動脈ポン
   プ１０４と独立していて、処理された血液を患者へ返血
   し、制御装置２００が動脈ポンプ１０４を第１の流量に
   制御し、また静脈ポンプ１０６を第２の流量に制御する
   ことによって、処理装置１４０による血液の処理と処理
   血液の患者への返血を独立に調節することを特徴とする
   血液循環処理装置。
2. （２）前記処理装置１４０が、血液からの濾過液を濾過
   し、さらにこの濾過液をモニタして制御装置２００へ信
   号を送るセンサを有していて、動脈ポンプ１０４の速度
   、従って血液の流量を調節することによって処理装置１
   ４０による濾過速度を予め決められた値に維持すること
   を特徴とする特許請求の範囲第１項記載の血液循環処理
   装置。
3. （３）患者から血液を受け取り、この血液を処理して患
   者に戻すための血液循環処理装置であって、患者の血液
   を受け取る受容装置と、処理装置１４０と、返血装置と
   、動脈ポンプ１０４と、第１の圧力モニタ装置２２０と
   、静脈ポンプ１０６と、第２の圧力モニタ装置２３６と
   、チューブ１０２と、制御装置２００とから成り、処理
   装置１４０が、予め決められた圧力によって処理装置１
   ４０の中を流れる血液の処理を行い、前記返血装置が処
   理された血液を患者に戻し、動脈ポンプ１０４が血液を
   前記受容装置から処理装置１４０へ送るために必要な速
   度で動作し、第１の圧力モニタ装置２２０が動脈ポンプ
   １０４と処理装置１４０の流入口との間にある血液の流
   入圧力をモニタし、静脈ポンプ１０６が処理された血液
   を処理装置１４０から前記返血装置まで一定の流量で送
   り、第２の圧力モニタ装置２３６が、静脈ポンプ１０６
   と処理装置１４０との間にある血液の流出圧力をモニタ
   し、チューブ１０２が前記受容装置と、処理装置１４０
   と、動脈ポンプ１０４と、静脈ポンプ１０６と、前記返
   血装置の間で血液を循環し、制御装置２００が第１およ
   び第２の圧力モニタ装置２２０、２３６の流入圧力およ
   び流出圧力を読み込んで動脈ポンプ１０４の速度を調節
   し、処理装置１４０の圧力を予め決められた値に維持す
   ることを特徴とする血液循環処理装置。
4. （４）前記受容装置へ血液が送り込まれる前に、血液を
   貯蔵するための貯蔵装置が設けられていることを特徴と
   する特許請求の範囲第３項記載の血液循環処理装置。
5. （５）前記受容装置が患者の循環系から血液を取り出す
   ための針２７４を有することを特徴とする特許請求の範
   囲第３項記載の血液循環処理装置。
6. （６）前記受容装置が患者の血液を集めて、この血液の
   中に含まれて運ばれている空気を放出させるカーディオ
   トミ１１８を有することを特徴とする特許請求の範囲第
   ３項記載の血液循環処理装置。
7. （７）前記カーディオトミ１１８が、血液を濾過するた
   めの目の粗いフィルタを有することを特徴とする特許請
   求の範囲第６項記載の血液循環処理装置。
8. （８）前記カーディオトミ１１８がそのカーディオトミ
   １１８内に蓄えられた血液のレベルを検出するためのレ
   ベル検出器２３２を有することを特徴とする特許請求の
   範囲第７項記載の血液循環処理装置。
9. （９）前記カーディオトミ１１８が、空気を放出するた
   めの通気口１２４を有することを特徴とする特許請求の
   範囲第６項記載の血液循環処理装置。
10. （１０）前記受容装置が患者の血管の外側から患者の血
    液を採取するための吸引管１０８を有することを特徴と
    する特許請求の範囲第３項記載の血液循環処理装置。
11. （１１）前記吸引管１０８が、吸引管１０８によって集
    められた血液に凝血防止剤を添加するための凝血防止管
    １１２を有することを特徴とする特許請求の範囲第１０
    項記載の血液循環処理装置。
12. （１２）前記吸引管１０８において、吸引を行うための
    採取用ポンプ１１６が設けられていることを特徴とする
    特許請求の範囲第１１項記載の血液循環処理装置。
13. （１３）前記カーディオトミ１１８が、真空源へ連結す
    るための真空ポート１２６を有し、これによって吸引管
    １０８の吸引を行うことを特徴とする特許請求の範囲第
    １１項記載の血液循環処理装置。
14. （１４）前記処理装置１４０が、チャンバ１４８によっ
    て囲まれた微小孔膜から成るフィルタ１４２を有するこ
    とを特徴とする特許請求の範囲第３項記載の血液循環処
    理装置。
15. （１５）前記微小孔膜が、中空繊維１５４の形に形成さ
    れていることを特徴とする特許請求の範囲第１４項記載
    の血液循環処理装置。
16. （１６）前記微小孔膜が、平板状に形成されていること
    を特徴とする特許請求の範囲第１４項記載の血液循環処
    理装置。
17. （１７）前記微小孔膜が、コイル状に形成されているこ
    とを特徴とする特許請求の範囲第１４項記載の血液循環
    処理装置。
18. （１８）血液が前記微小孔膜を前記予め決められた圧力
    によって通過することを特徴とする特許請求の範囲第１
    ４項記載の血液循環処理装置。
19. （１９）前記チャンバ１４８が、前記微小孔膜の外側の
    外部圧力を前記予め決められた圧力よりも低く維持し、
    これによって前記外部圧力と前記予め決められた圧力と
    の差に等しい膜間圧力が発生し、血液が前記微小孔膜を
    通過する時に、この膜間圧力によって血液中の有害な流
    体成分および血球が前記微小孔膜の壁を通過し、この結
    果、血液からは有害な流体成分および血球が取り除かれ
    、一方処理された血液は処理装置１４０から患者へ戻す
    ことができることを特徴とする特許請求の範囲第１８項
    記載の血液循環処理装置。
20. （２０）前記外部圧力がほぼ大気圧に等しいことを特徴
    とする特許請求の範囲第１９項記載の血液循環処理装置
    。
21. （２１）前記チャンバ１４８に流入ポート１４４および
    流出ポート１４６が設けられていて、この流入ポート１
    ４４および流出ポート１４６には圧力装置が取り付けら
    れてチャンバ１４８内を予め決められた外部圧力に維持
    し、膜間圧力を予め決められた値に維持することを特徴
    とする特許請求の範囲第１９項記載の血液循環処理装置
    。
22. （２２）前記チャンバ１４８の前記流出ポート１４６を
    介して有害な流体成分および血球が流出することを特徴
    とする特許請求の範囲第２１項記載の血液循環処理装置
    。
23. （２３）前記チャンバ１４８の内部が、前記微小孔膜の
    外側において前記予め決められた圧力よりも大きな外部
    圧力に維持され、チャンバ１４８が、前記微小孔膜を通
    って血液に吸収される予め選択された流体成分を内包す
    ることを特徴とする特許請求の範囲第１８項記載の血液
    循環処理装置。
24. （２４）前記処理装置１４０が、患者の血液に酸素を供
    給するための酸素供給装置を有することを特徴とする特
    許請求の範囲第３項記載の血液循環処理装置。
25. （２５）前記処理装置１４０が、直列に連結された複数
    のフィルタを有し、このフィルタが異なる濾過率を有し
    ていて血液から段階的な成分分離を行うことができるこ
    とを特徴とする特許請求の範囲第３項記載の血液循環処
    理装置。
26. （２６）前記動脈ポンプ１０４がローラポンプから成り
    、ローラポンプのローラが回転してチューブ１０２を押
    し、チューブ１０２の中へ血液を流し込むことを特徴と
    する特許請求の範囲第２５項記載の血液循環処理装置。
27. （２７）前記ローラが、チューブ１０２をほぼ完全に塞
    いでしまうことを特徴とする特許請求の範囲第２６項記
    載の血液循環処理装置。
28. （２８）前記ローラが、チューブ１０２を完全には塞い
    でしまわないことを特徴とする特許請求の範囲第２６項
    記載の血液循環処理装置。
29. （２９）前記第１および第２の圧力モニタ装置２２０、
    ２３６をチューブ１０２内の血液から隔離するための取
    り替え可能なアイソレータ２２２、２３８が設けられて
    いることを特徴とする特許請求の範囲第３項記載の血液
    循環処理装置。
30. （３０）前記処理装置１４０が、前記流入圧力および流
    出圧力によって変化するような動作特性を有する処理装
    置を有することを特徴とする特許請求の範囲第３項記載
    の血液循環処理装置。
31. （３１）血液を受容して、血液の圧力を均等にするため
    のチャンバ装置が設けられていることを特徴とする特許
    請求の範囲第３項記載の血液循環処理装置。
32. （３２）前記制御装置２００がポンプコントローラ２６
    ０、２６２および中央処理装置２１０を有し、ポンプコ
    ントローラ２６０、２６２が動脈ポンプ１０４および静
    脈ポンプ１０６の速度を調節し、中央処理装置２１０が
    第１および第２の圧力モニタ装置２２０、２３６から前
    記流入圧力および流出圧力を読み込み、処理装置１４０
    内の前記予め決められた圧力からの圧力のずれを決定し
    てポンプコントローラ２６０、２６２へ信号を送り、前
    記圧力のずれを修正するために動脈ポンプ１０４の速度
    を調節して前記予め決められた圧力を維持することを特
    徴とする特許請求の範囲第３項記載の血液循環処理装置
    。
33. （３３）前記動脈ポンプ１０４および静脈ポンプ１０６
    が、制御装置２００によって独立に調節されることを特
    徴とする特許請求の範囲第３２項記載の血液循環処理装
    置。
34. （３４）前記制御装置２００がポンプコントローラ２６
    ０、２６２の１つを介して動脈ポンプ１０４の速度を調
    節することによって、前記予め決められた圧力を維持す
    ることを特徴とする特許請求の範囲第３２項記載の血液
    循環処理装置。
35. （３５）前記第１および第２の圧力モニタ装置２２０、
    ２３６が、圧力読み取り値を絶えず中央処理装置２１０
    へ伝送していることを特徴とする特許請求の範囲第３２
    項記載の血液循環処理装置。
36. （３６）前記中央処理装置２１０に、予め決められた動
    作パラメータを入力するための入力装置が接続されてい
    ることを特徴とする特許請求の範囲第３２項記載の血液
    循環処理装置。
37. （３７）動作パラメータを表示するための表示装置が設
    けられていることを特徴とする特許請求の範囲第３６項
    記載の血液循環処理装置。
38. （３８）前記入力装置が電気的なキーボード２５０であ
    ることを特徴とする特許請求の範囲第３７項記載の血液
    循環処理装置。
39. （３９）前記表示装置がキャラクタディスプレイ２４０
    であることを特徴とする特許請求の範囲第３８項記載の
    血液循環処理装置。
40. （４０）前記静脈ポンプの下流における血圧が予め決め
    られた眼界に達した時、前記返血装置の流出口を開け、
    また前記返血装置への流入口を閉じるための圧力センサ
    が設けられていることを特徴とする特許請求の範囲第３
    ２項記載の血液循環処理装置。
41. （４１）前記チューブ１０２内の血液に含まれる気泡を
    検出し、気泡を検出した時に制御装置２００へ信号を送
    るための気泡検出器２４２が設けられていることを特徴
    とする特許請求の範囲第３２項記載の血液循環処理装置
    。
42. （４２）前記気泡検出器２４２が気泡を検出すると中央
    処理装置２１０へ信号を送り、また気泡検出器２４２か
    ら前記信号を受け取ると前記制御装置２００が、動脈ポ
    ンプ１０４および静脈ポンプ１０６の動作を止めさせる
    ことを特徴とする特許請求の範囲第４１項記載の血液循
    環処理装置。
43. （４３）処理された血液を貯蔵するための貯蔵装置設け
    られていることを特徴とする特許請求の範囲第３項記載
    の血液循環処理装置。
44. （４４）前記貯蔵装置内に蓄えられた血液のレベルを検
    出するためのレベルセンサが設けられていることを特徴
    とする特許請求の範囲第４３項記載の血液循環処理装置
    。
45. （４５）前記貯蔵装置の流入口および流出口を交互に開
    いたり、閉じたりするための装置が設けられていること
    を特徴とする特許請求の範囲第４３項記載の血液循環処
    理装置。
46. （４６）前記気泡検出器２４２は、流体が最初に気泡検
    出器２４２を通過する前は動脈ポンプ１０４および静脈
    ポンプ１０６によって流体を圧送させ、前記気泡検出器
    ２４２が前記流体を検出した後に気泡検出器２４２が装
    着されて気泡を検出すると制御装置２００へ信号を送る
    ことを特徴とする特許請求の範囲第４２項記載の血液循
    環処理装置。
47. （４７）処理された血液を患者に戻す前に、この処理さ
    れた血液を濾過するための流出口フィルタ１９０が設け
    られていることを特徴とする特許請求の範囲第３項記載
    の血液循環処理装置。
48. （４８）患者の血液を患者の循環系へ返すための針２７
    ４が設けられていることを特徴とする特許請求の範囲第
    ３項記載の血液循環処理装置。
49. （４９）患者から血液を受け取り、この血液を処理して
    患者にもどすための血液循環処理装置であって、患者の
    血液を蓄えるための貯蔵装置と、この貯蔵装置から患者
    の血液を受け取る受容装置と、処理装置１４０と、返血
    装置と、動脈ポンプ１０４と、第１の圧力モニタ装置２
    ２０と、静脈ポンプ１０６と、第２の圧力モニタ装置２
    ３６と、チューブ１０２と、制御装置２００と、表示装
    置とから成り、前記受容装置が患者の血液を集め、この
    血液から空気を放出するためのカーディオトミ１１８を
    有し、処理装置１４０が、血液が予め決められた圧力に
    よって処理装置１４０を通過する時にこの血液を処理し
    、前記返血装置が処理された血液を患者に戻し、動脈ポ
    ンプ１０４が血液を受容装置から処理装置１４０へ送る
    ために必要な速度で動作し、第１の圧力モニタ装置２２
    ０が動脈ポンプ１０４と処理装置１４０の流入口との間
    にある血液の流入圧力をモニタし、静脈ポンプ１０６が
    処理された血液を処理装置１４０から前記返血装置まで
    一定の流量で送り、第２の圧力モニタ装置２３６が静脈
    ポンプ１０６と処理装置１４０との間にある血液の流出
    圧力をモニタし、チューブ１０２が受容装置と、処理装
    置１４０と、動脈ポンプ１０４と、静脈ポンプ１０６と
    、前記返血装置の間で血液を循還させ、制御装置２００
    がポンプコントローラ２６０、２６２および中央処理装
    置２１０を有し、ポンプコントローラ２６０、２６２が
    動脈ポンプ１０４および静脈ポンプ１０６の速度を独立
    に調節し、中央処理装置２１０が第１および第２の圧力
    モニタ装置２２０、２３６から前記流入圧力および流出
    圧力を読み込み、動脈ポンプ１０４の速度を調節して処
    理装置１４０の予め決められた圧力を維持し、前記制御
    装置２００がさらに予め決められた動作パラメータを入
    力するために中央処理装置２１０に接続された入力装置
    を有し、表示装置が動作パラメータをを表示するために
    中央処理装置２１０に接続されていることを特徴とする
    血液循環処理装置。
50. （５０）予め決められた処理速度で血液の処理を行うフ
    ィルタ１４２と、第１の流量でフィルタ１４２へ血液を
    送るために必要な速度で動作する第１のポンプと、第２
    の流量でフィルタ１４２から血液を送る第２のポンプと
    、前記第１および第２の流量をモニタし前記速度を調節
    する装置とから成り、前記装置が第１の流量と第２の流
    量の差を一定に保ち、これによって予め決められた処理
    速度を維持することを特徴とする血液処理装置。
51. （５１）フィルタ１４２と、第１のポンプと、第１の圧
    力モニタ装置２２０と、流量調節装置と、第２の圧力モ
    ニタ装置２３６と、制御装置２００とから成り、フィル
    タ１４２がフィルタ内部を予め決められた内部圧力で流
    れる血液の処理を行い、第１のポンプが血液をフィルタ
    の内部において第１の流量で流すために必要な速度で動
    作し、第１の圧力モニタ装置２２０がフィルタ１４２の
    流入口において血液の第１の圧力を検出し、流量調節装
    置がフィルタ１４２の流出口から流出する血液の流量を
    調節し、第２の圧力モニタ装置２３６がフィルタ１４２
    の流出口において血液の第２の圧力を検出し、制御装置
    ２００が前記第１および第２の圧力を読み込んで内部圧
    力を決定し、第１のポンプの速度を調節してフィルタ１
    ４２の予め決められた内部圧力を維持することを特徴と
    する血液処理装置。
52. （５２）前記流量調節装置が第２のポンプを有すること
    を特徴とする特許請求の範囲第５１項記載の血液処理装
    置。
53. （５３）フィルタ１４２と、第１のポンプと、圧力モニ
    タ装置と、第２のポンプと、制御装置２００とから成り
    、フィルタが所与のフィルタ透過率を有していて、フィ
    ルタ１４２の内部を予め決められた内部圧力で流れる血
    液の処理を行い、第１のポンプが血液をフィルタの内部
    において第１の流量で流すための速度で動作し、圧力モ
    ニタ装置がフィルタの流入口において血液の流入圧力を
    検出し、第２のポンプが第２の流量によってフィルタの
    流出口から血液を圧送し、制御装置２００が第１および
    第２の流量を読み込んで前記所与のフィルタ透過率から
    前記内部圧力を決定し、第１のポンプの速度を調節して
    前記予め決められた内部圧力を維持することを特徴とす
    る血液処理装置。