JPS6231949B2 - - Google Patents

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JPS6231949B2
JPS6231949B2 JP49107859A JP10785974A JPS6231949B2 JP S6231949 B2 JPS6231949 B2 JP S6231949B2 JP 49107859 A JP49107859 A JP 49107859A JP 10785974 A JP10785974 A JP 10785974A JP S6231949 B2 JPS6231949 B2 JP S6231949B2
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JP
Japan
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blood pump
controller
pump
patient
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Ii Ketaringu Donarudo
Ii Jonzu Morisu
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SANDO AG
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Publication date
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Description

【発明の詳細な説明】 本発明は、血液ポンプを制御する制御器に関す
る。更に詳しくは、本発明は、血液透析に使用さ
れるごとき、電源と血液ポンプおよびその制御器
との間に配置される補助制御器に関する。
多くの種類の腎臓病が腎臓の機能を妨げ、腎臓
が血液から老廃物および過剰の水分を取除かなく
なる。老廃物および水分を血液から取除かなくな
る程度に腎臓がそこなわれると、体外血液透析に
よつてそこなわれた腎臓の機能を人工的に代行す
る方法が提供されなかつた場合、患者の生命は保
ち得なくなる。
大抵の血液透析装置は抜出した血液を血液透析
ユニツトに導いて通過させるために更に圧力をそ
の抜出した血液に加える血液ポンプの使用を必要
とする。血液ポンプおよびそれと関連する制御装
置についての大きな問題は、かかる装置は、血液
導管のつぶれを防止しながら透析の時間を最小限
にする必要があるということである。血液は透析
時間を短くなるような速い速度で患者から抜出す
べきである。しかしながら、患者からの血液供給
が血液ポンプに供給するに不十分であるときは、
血液導管および患者の血管がつぶれ、そのために
適当な血流が回復するまで血液透析が中断され
る。連続的に操作される血液ポンプへの不十分な
血液供給の結果生ずる血液導管の“つぶれ
(collapse)”を本明細書においては「ポンプ飢餓
(pump starvation)」と定義する。時間の浪費お
よび時には危険なポンプ飢餓を避けるために、ポ
ンプ速度を、最上速度より適切な低さの、ポンプ
飢餓を避けるため広い“安全余地(safety
margin)”を有するレベルに調節することが必要
である。しかしながら、このことを注意した場合
でさえ、透析の間患者の血流速度は顕著に変動す
るのが普通である。したがつて、付添つている医
者は(a)安全を考慮して、ポンプの速度を可能なか
ぎり最低の血流速度にし、それによつて透析時間
を顕著に伸ばしてしまうか、(b)患者の血流速度が
低下した場合にはポンプ飢餓により血液導管をつ
ぶしす危険を冒すかのいずれかを選択しなければ
ならない。
これまで、患者が透析をうけている間患者から
の“供給可能な血液(available blood)”の量の
変化を補償することができるポンプをつくろうと
いう試みがなされて来た。一つの試みは一段階ず
つの調節装置を使用するものであり、この装置は
一連の別々の工程においてポンプで流れる血液量
を変えるに過ぎずそしてポンプで流れる血液量を
連続的に変えることができないものである。かか
るタイプのポンプおよび制御そしては何らかの応
答作用を受ける前の圧力変化の閾レベルを必要と
する。
他のタイプの制御装置は特別にデザインされた
ポンプを使用するものであり、このポンプは血液
貯蔵器から供給される血液の圧力を増加させるた
めに、つぶすことができる血液貯蔵器に加えられ
る力を機械的に増加させることができるポンプで
ある。
ポンプ飢餓の規制を解決しようとする試みにお
ける大きな欠点は、その解決が全て既存のポンプ
制御器および/または血液ポンプを取換えること
になるということである。本発明以前、既存の慣
用の血液ポンプおよび制御器をそのまま残したま
まで、血液の供給状態に応答して血液ポンプの速
度を連続的に変えることは不可能であつた。
本発明によれば、ポンプ飢餓を避けながら血液
透析の速度が最大になるようにすべく、患者から
の血流の変化に応答して血液透析の血液ポンプの
ポンプ速度を連続的に変える新規装置が提供され
る。更に、本発明によれば、慣用の血液ポンプお
よび制御機構と組合わせて前記の機能を達成する
ことができる装置が提供される。
本発明によれば、電源と供給された電力の大き
さに応じて血液ポンプを作動させる血液ポンプ制
御器との間に配置された補助制御器において、患
者から該血液ポンプに血液を導く導管内の負圧を
電気信号に変えるトランスジユーサと、初期照合
信号を生成する初期照合制御器と、該トランスジ
ユーサからの前記電気信号および前記初期照合信
号を受け取り、これらの信号の合計に比例した振
幅を有する出力パルスを生成するコンパレータ
と、電源と該血液ポンプ制御器との間に接続さ
れ、前記出力パルスを受け取り、前記出力パルス
の振幅に従つた大きさの電力を電源から該血液ポ
ンプ制御器に供給するスイツチとを具備すること
を特徴とする補助制御器が提供される。
この補助制御器は、患者からの血液を血液ポン
プに導くための血液導管に連結されており且つ血
液のポンプへの“供給能力(availability)”を示
す電気信号をうみ出すトランスジユーサを有す
る。
トランスジユーサからの心臓収縮期と心臓拡張
期の血圧に対応した電気信号を平均する平均化手
段を配置することができる。
本発明の血液ポンプ補助制御器は、(a)トランス
ジユーサからの出力信号が予め定めた血圧の負圧
を示すときは中位の電力を供給し、(b)その出力信
号が血圧の負圧の増加によつて表わされる患者の
血流の減少を示すときには電力の供給を減少さ
せ、そして(c)その出力信号が血圧の負圧の減少に
よつて表わされる患者の血流の増加を示している
ときは電力の供給を増加させる。
コンパレータは演算増幅器を有するものであつ
てもよい。
本発明の血液ポンプ制御装置はさらに、血流が
予め定めたレベル以下に減少したときに血液ポン
プの操作を終了させる停止手段を有するものであ
つてもよい。
次に本発明の実施例を、添付図面を参照して説
明する。
第1図は、本発明の好適実施例を説明する構成
図である。
第2図は、第1図のA点で調べた信号の波型を
説明するものであり、この信号の波型は特に、透
析の過程の間患者の血流が増加したときの信号を
示す。
第3図は、第1図のA点で調べた信号の波型を
説明するものであり、この信号の波型は特に、透
析の過程の間患者の血流が減少したときの信号を
示す。
第1図において、全体を20と番号付した補助
制御器が破線内に示されている。本発明の特徴の
一つは既存の血液ポンプおよび付属の血液ポンプ
制御器と共に使用できるということである。説明
を容易にするために、電源35、血液ポンプ37
および血液ポンプ制御器39が第1図において簡
略に示されている。
血液は血液ポンプ37によつて強制的に患者か
ら透析器に連続して送られる。したがつて、血液
ポンプ37の上流の血液導管は負圧となる。患者
の血液の流出が狭窄、凝血、低血圧または何かそ
の他の事情によつて制限された場合、血液ポンプ
の上流の負圧が比例して増加する。逆に、血液が
血液ポンプ37へより多く供給できるときは負圧
は減少する。
本発明の一好適実施例によれば、慣用の圧力ト
ランスジユーサ22によつて、血液ライン24の
負圧が電圧に変換される。血液ライン24は、圧
力トランスジユーサ22を、患者の血管から血液
ポンプ37に血液を運ぶ血液導管(図示されてい
ない)に連結している。圧力トランスジユーサ2
2は、可変抵抗または可変電圧源のいずれかとし
ての電気的特性を示すことができる。どのような
型のトランスジユーサを使用しようとも、また、
どのような電気的特性を用いようとも、その電気
的性質は、血液ライン24の血圧の負圧として測
定される血流に比例して変わる。負圧は慣用の読
取器23で観察できるのが好ましい。
圧力トランスジユーサ22の電気出力信号は平
均化回路28に供給される。平均化回路28は広
範囲の各種の公知の個別の回路および集積回路の
いずれであつてもよく、そのうちで最も簡単な平
均化回路は単なる、トランスジユーサ22の出力
用導線と並列に接続されたコンデンサであり、ト
ランスジユーサ22からの心臓収縮期および心臓
拡張期の血圧信号の平均化を達成する。
血圧貯臓器を有しそしてチヤンバへの拡張およ
び収縮を機械的に測定する或る種の型の圧力トラ
ンスジユーサの出力信号は機械的に平均化される
ので、この型の圧力トランスジユーサを使用する
場合には、平均化回路を必要としない。
平均化されたトランスジユーサ22の信号は、
ついで、コンパレータ30の一部を形成する慣用
の演算増幅器31の第1の比較入力に導かれる。
初期照合制御器32によつて、照合信号が演算増
幅器31の第2の比較入力に与えられる。初期照
合制御器32は、予め定めた信号レベルを少なく
とも演算増幅器31の2つの入力のうちの1つに
与える固定電圧“デイバイダ(divider)”または
可変電圧デイバイダのいずれであつてもよい。
コンパレータ30の演算増幅器31は“加算方
式(summing mode)”で使用され、そこで2つ
の入力は加えられて、入力の合計に比例する出力
を形成し、電子スイツチ36へ送る。電子スイツ
チ36は、演算増幅器31の出力信号を、演算増
幅器31の出力信号の大きさに比例する持続時間
の交流電力信号に変えることができる慣用の“閾
トリガー回路(threshold trigger circuit)”を有
するのが好ましい。電子スイツチ36の機能を行
なう普通の、容易に入手できる回路は、任意の適
当な型の電流制御電流源であり、たとえばトライ
アツク、およびエミツタ・ベース間にタイミン
グ・コンデンサを有する単接合トランジスタ等で
構成することができる。
コンパレータ30の演算増幅器31への電力供
給器はパルス発生器34であり、このパルス発生
器34は、演算増幅器31の出力を一定の速度で
入れたり、切つたりする一般的な矩形波電圧信号
をうみ出す、演算増幅器31を動かすだけの十分
な電圧出力を有する適当な慣用のパルス発生器な
らばいずれも使用できる。
演算増幅器31からの出力信号は、初期照合信
号と平均化されたトランスジユーサの信号との合
計に比例する振幅を有する周期的パルスである。
コンパレータ30からの出力信号が高ければ高い
程、電子スイツチ36が入つている時間が大きく
なり、そして逆にコンパレータ30からの信号が
低ければ低い程、電子スイツチ36が入つている
時間が短くなる。
第1図に示されているように、慣用の血液ポン
プ37および血液ポンプ制御器39への電力供給
は電子スイツチ36を経て行なわれている。第2
図および第3図に示されている波型は第1図のA
点でとつたものであり、標準的商業電力の出力で
入手できるような交流電力供給源を想定したもの
である。波型の濃い部分は電子スイツチ36を切
つた間の部分を表わす。電子スイツチ36がオン
になると、交流サイクルがゼロになるまでオンを
維持される。第3図の交流サイクルの殆どを通し
て電子スイツチ36が開く、すなわち切れるので
電源35から血液ポンプ制御器39へ伝えられた
電力は比較的小さい。かくして、血液ポンプ37
はゆつくりと作動する。逆に、交流サイクルのほ
とんどを通して電子スイツチ36が入るとき(第
2図を参照)、血液ポンプ制御器39に伝えられ
た電力は比較的大きく、血液ポンプ37は比較的
速く作動する。
既存の血液ポンプ制御器39は血液ポンプ37
の速度の上限をセツトする目的でそのまま使用す
る。しかしながら、本発明によると、患者の血流
の変化に応答して血液ポンプ37の速度を即時的
且つ連続的に補償する手段が提供される。血流が
減少すると、コンパレータ30の出力が減少し、
それ故に電子スイツチ36は、より小さい電力を
血液ポンプ37に伝える(第3図を参照)。ま
た、患者の血流が透析の過程の間で増加した場
合、血液ポンプ37へ供給される電力が増加し、
それによつて血液ポンプ37の速度が増大する
(第2図を参照)。血管ポンプ37が利用できる血
液の供給に適応する最大速度でのみ働くので、真
空で誘発される血液導管および血管のつぶれは避
けられる。
本発明を使用する場合、患者に透析器を通常の
方法で連結する。血液ライン24は通常、血液ポ
ンプ37の上流にて血液導管に連結されている。
好適な実施態様では、電源35から血液ポンプ制
御器39に伝えられた電力に影響をおよぼさない
ように、最初、補助制御器20はスイツチを切つ
ておく。別法としては補助制御器20は作動状態
にしておくことができる。但し、血液ポンプ制御
器39での所望の最大流速の選択を妨害しないよ
うに初期照合制御器32は最大に合わせておく。
続いて、血液ポンプ37を動かし、血液ポンプ
制御器39を所望の最大血流に合わせることによ
り血液ポンプ37の速度を速くする。所望の最大
血流は、読取器23を観察しそして負圧が付添う
医者が処方したレベルに達するまで血液ポンプ3
7の速度を速めることによつて、確かめることが
できる。代わりに、最大所望血流は、血液導管ま
たは付属の貯臓器がつぶれるまでポンプ速度を増
大させ、次いで最大の血流が得られる少し手前ま
で血液ポンプ制御器39で血液ポンプ37の速度
を減少させることによつて得ることができる。
一旦、所望の最大流速が血液ポンプ37で達せ
られると、血液ポンプ制御器39によつてセツト
された本質的に所望の最大流速にあるように、補
助制御器20が血液を監視しているということが
少なくとも読取器23に現われるまで初期照合制
御器32を調節することによつて、補助制御器2
0は作動されることになる。所望の血流速度を表
わす特定の負圧の読みに初期照合制御器32をセ
ツトすることがしばしば望ましいことがわかつ
た。
初期照合制御器32がセツトされると、補助制
御器20は負圧の読みを現在のレベルに維持する
ように血液ポンプ37の速度を連続的に変える。
かくして、患者の血流が減少すると、補助制御器
20は血液ポンプ37の速度を減少させその結果
負圧の読みはひどくは変わらないことになる。逆
に、患者の血流が増加すると、補助制御器20は
血液ポンプの速度を速くしそして負圧のレベルが
ひどく変わるのを防ぐようになる。
本発明のために最も有利なハウジングは、慣用
の血液ポンプおよび制御器の電気供給プラグのた
めのコンセント、負圧を表わすメーター、ならび
に初期照合制御器をセツトするためのダイヤル板
およびダイヤルを備えたエンクロジヤー(図示せ
ず)であることがわかる。勿論、各種電力スイツ
チ、パイロツトライト、または他の表示器も回路
操作の状態を監視するために使用することができ
る。
【図面の簡単な説明】
第1図は、本発明の好適実施例の構成を示す
図。第2図は、第1図のA点で調べた、患者の血
流が増加したときの信号の波型を説明する図。第
3図は、第1図のA点で調べた、患者の血流が減
少したときの信号の波型を説明する図。 20…補助制御器、22…トランスジユーサ、
28…平均化回路、30…コンパレータ、31…
演算増幅器、32…初期照合制御器、35…電
源、36…電子スイツチ、37…血液ポンプ、3
9…血液ポンプ制御器。

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 1 電源35と供給された電力の大きさに応じて
    血液ポンプ37を作動させる血液ポンプ制御器3
    9との間に配置される補助制御器20において、 患者から該血液ポンプ37に血液を導く導管内
    の負圧を電気信号に変えるトランスジユーサ22
    と、 初期照合信号を生成する初期照合制御器32
    と、 該トランスジユーサ22からの前記電気信号お
    よび前記初期照合信号を受け取り、これらの信号
    の合計に比例した振幅を有する出力パルスを生成
    するコンパレータ30と、 電源と該血液ポンプ制御器39との間に接続さ
    れ、前記出力パルスを受け取り、前記出力パルス
    の振幅に従つた大きさの電力を電源から該血液ポ
    ンプ制御器39に供給するスイツチ36とを具備
    することを特徴とする補助制御器。
JP49107859A 1973-09-24 1974-09-20 Expired JPS6231949B2 (ja)

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