WO2018151084A1 - 圧力センサおよび体外循環装置 - Google Patents

圧力センサおよび体外循環装置 Download PDF

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WO2018151084A1
WO2018151084A1 PCT/JP2018/004857 JP2018004857W WO2018151084A1 WO 2018151084 A1 WO2018151084 A1 WO 2018151084A1 JP 2018004857 W JP2018004857 W JP 2018004857W WO 2018151084 A1 WO2018151084 A1 WO 2018151084A1
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WO
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tube
pressure
liquid
pressure sensor
insertion hole
Prior art date
Application number
PCT/JP2018/004857
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English (en)
French (fr)
Inventor
晃三 久松
新平 古川
洋介 板持
Original Assignee
テルモ株式会社
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Filing date
Publication date
Application filed by テルモ株式会社 filed Critical テルモ株式会社
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/36—Other treatment of blood in a by-pass of the natural circulatory system, e.g. temperature adaptation, irradiation ; Extra-corporeal blood circuits
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01L—MEASURING FORCE, STRESS, TORQUE, WORK, MECHANICAL POWER, MECHANICAL EFFICIENCY, OR FLUID PRESSURE
    • G01L7/00—Measuring the steady or quasi-steady pressure of a fluid or a fluent solid material by mechanical or fluid pressure-sensitive elements
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01L—MEASURING FORCE, STRESS, TORQUE, WORK, MECHANICAL POWER, MECHANICAL EFFICIENCY, OR FLUID PRESSURE
    • G01L9/00—Measuring steady of quasi-steady pressure of fluid or fluent solid material by electric or magnetic pressure-sensitive elements; Transmitting or indicating the displacement of mechanical pressure-sensitive elements, used to measure the steady or quasi-steady pressure of a fluid or fluent solid material, by electric or magnetic means

Definitions

  • the present invention relates to a pressure sensor and an extracorporeal circulation device that are attached to a tube through which a liquid such as blood passes and detect the pressure of the liquid in the tube.
  • an extracorporeal circulation device is used.
  • the pump operates to remove blood from the patient's vein through the tube, and after blood exchange and body temperature adjustment are performed by the artificial lung, the blood is passed through the tube to the patient's artery or vein.
  • Extracorporeal blood circulation, auxiliary circulation, etc. are performed.
  • Patent Document 1 discloses a pressure sensor for an extracorporeal circuit.
  • the pressure sensor shown in FIG. 1 of Patent Document 1 has a liquid chamber 6, a pressure measuring means 7, and a liquid flow path 8.
  • the liquid flow path 8 is formed as a branch portion branched from a part of the tube of the extracorporeal circuit, and is liquid-tightly connected to the liquid inlet 40 of the liquid chamber 6.
  • the liquid passing through the tube is introduced from the liquid flow path 8 into the liquid chamber 6 and flows along the inner periphery of the first connecting surface 11 of the liquid chamber 6.
  • the liquid chamber 6 has a deformation surface 20 that is at least partially deformed by the pressure in the liquid flow path.
  • the pressure measuring means 7 measures the pressure in the liquid chamber 6 by measuring the deformation amount of the deformation surface 20.
  • the liquid chamber 6 described in Patent Document 1 is at least partially deformed by the reference surface 10 that is not deformed by the pressure in the extracorporeal circuit and the pressure in the extracorporeal circuit that is spaced from the reference surface 10. And a deformation surface 20.
  • the liquid chamber 6 connects the reference surface 10 and the deformation surface 20, thereby forming a closed liquid-tight space inside.
  • the load cell 45 or the strain gauge 46 provided as the pressure measuring means 7 detects the pressure of the liquid in the extracorporeal circuit from the deformation of the deformation surface 20.
  • the operator when performing extracorporeal circulation or auxiliary circulation, opens the liquid flow path 8 that is a branch portion in the middle of the tube of the extracorporeal circulation circuit. Form and connect the liquid chamber 6.
  • the operator needs to fill the liquid channel 8 and the liquid chamber 6 with liquid (blood).
  • the operator in order to measure the pressure in the circuit of the liquid (blood) passing through the tube, the operator fills the liquid in the liquid flow path 8 and the liquid chamber 6 in the treatment site or the operation site. Need. Therefore, when performing extracorporeal circulation or auxiliary circulation, it is not easy to measure the pressure in the circuit of the liquid (blood) passing through the tube using a conventional pressure sensor.
  • the operator needs to form the liquid flow path 8 which is a branch part in the middle of a tube as mentioned above. Therefore, in the tube or the liquid flow path 8, there is a possibility that an infarcted portion of blood or a thrombus may occur.
  • a detachable pressure sensor that is detachably mounted in the middle of an elastically deformable tube for transferring a liquid has been studied.
  • a detachable pressure sensor includes, for example, a main body part and a load detection element arranged in the main body part.
  • the main body is detachably mounted in the middle of the tube and elastically deforms the tube to form a flat surface.
  • tip part of a load detection element is applied to the flat surface formed in the tube.
  • the load detection element can measure the internal pressure of the circuit when the liquid is circulated without touching the liquid by measuring the force (repulsive force) by which the tube pushes back the detection tip.
  • the elastically deformable tube comes into contact with the detection tip of the load detection element and continues to be pushed from the detection tip of the load detection element, the elastic force of the tube changes over time. Then, the repulsive force of the tube, which combines the pressure in the circuit of the liquid passing through the tube and the elastic force of the tube, changes with time even though the pressure in the circuit of the liquid passing through the tube is constant. To do. Therefore, it is difficult to determine whether the variation in the measured value of the load sensing element is due to a change in pressure in the circuit of the liquid passing through the tube or a change due to a change in the elastic force of the tube. Sometimes. In this respect, the detachable pressure sensor under investigation has room for improvement.
  • the present invention has been made to solve the above-described problems, and provides a pressure sensor and an extracorporeal circulation device that can more accurately and more stably detect the pressure in a tube of liquid circulating in a circuit.
  • the purpose is to do.
  • the object is a pressure sensor that can be installed in an elastically deformable tube for transferring a liquid and detects the pressure of the liquid in the tube, and can be attached to the tube.
  • a main body part a load detection element provided on the main body part, having a measurement terminal that can contact the outer surface of the tube, and capable of measuring a force applied to the tube, and the measurement terminal.
  • a control unit that performs control to intermittently contact the outer surface of the tube and calculates the pressure of the liquid in the tube based on a measurement value measured by the load detection element. This is solved by the pressure sensor.
  • the load detection element is provided in the main body portion that can be attached to the tube, and has a measurement terminal that can contact the outer surface of the tube.
  • the load detection element can measure the force applied to the tube with a measurement terminal in contact with the outer surface of the tube.
  • a control part performs control which makes the measurement terminal of a load detection element contact intermittently with respect to the outer surface of a tube, and calculates the pressure of the liquid in a tube based on the measured value measured by the load detection element. . That is, the measurement terminal of the load detection element contacts the outer surface of the tube at a predetermined time interval and presses the outer surface of the tube. The pressure of the liquid in the tube is calculated at predetermined time intervals.
  • the pressure sensor of the present invention can detect the pressure in the tube of the liquid circulating in the circuit more accurately and more stably.
  • the load detection element can measure the force applied to the tube without contacting the liquid flowing in the tube.
  • a control part calculates the pressure of the liquid in a tube based on the measured value measured by the load detection element.
  • the pressure sensor of this invention detects the pressure of the liquid in a tube, without contacting the liquid which flows through the inside of a tube. Thereby, it can suppress that the infarction part and thrombus of blood arise in a tube.
  • the main body has a slip stopper that suppresses the portion of the tube attached to the main body from extending in the axial direction of the tube.
  • the anti-slip of the main body part suppresses the portion of the tube attached to the main body part from extending in the axial direction of the tube. Therefore, it is possible to prevent the tube from extending in the axial direction by intermittently contacting the tube with the measurement terminal of the load detection element.
  • the pressure sensor of the present invention can detect the pressure in the tube of the liquid circulating in the circuit more accurately and more stably.
  • the main body portion has an insertion hole into which the tube can be inserted, and a cross-sectional shape of the insertion hole in a direction perpendicular to the axial direction of the insertion hole is a circle. .
  • the cross-sectional shape in the direction perpendicular to the axial direction of the insertion hole of the main body part into which the tube can be inserted is a circle. Therefore, the operator can easily attach the main body portion to the tube, and can easily and immediately measure the pressure of the liquid circulating in the circuit in the tube.
  • the main body portion has an insertion hole into which the tube can be inserted, and a cross-sectional shape of the insertion hole in a direction perpendicular to the axial direction of the insertion hole is shorter than an outer diameter of the tube. It is an ellipse having a minor axis.
  • the cross-sectional shape in the direction perpendicular to the axial direction of the insertion hole of the main body part into which the tube can be inserted is an ellipse having a short axis shorter than the outer diameter of the tube. Therefore, when the tube is inserted into the insertion hole of the main body portion and attached to the main body portion, the tube is crushed along the cross-sectional shape of the insertion hole. That is, before the pressure in the tube of the liquid circulating in the circuit is measured, the tube is previously crushed inside the insertion hole of the main body.
  • the repulsive force of the tube becomes high, and the recovery of the repulsive force of the tube after the tube is pushed by the measurement terminal is accelerated. Therefore, the time interval at which the measurement terminal of the load detection element intermittently contacts the outer surface of the tube can be shortened. This shortens the pressure measurement interval in the tube of liquid circulating in the circuit.
  • the main body portion has an insertion hole into which the tube can be inserted, and the load detection element and the insertion are included in a cross-sectional shape of the insertion hole in a direction perpendicular to the axial direction of the insertion hole.
  • the cross-sectional shape in a portion where the tubes inserted into the holes face each other is a straight line, and the distance between the straight line and the inner surface of the insertion hole facing the straight line is the outer diameter of the tube It is characterized by being shorter.
  • the load detection element and the tube inserted into the insertion hole are opposed to each other.
  • the cross-sectional shape is a straight line. And the distance between the straight line and the inner surface of the insertion hole facing the straight line is shorter than the outer diameter of the tube. Therefore, when the tube is inserted into the insertion hole of the main body portion and attached to the main body portion, the tube is crushed along the straight portion of the cross-sectional shape of the insertion hole. That is, before the pressure in the tube of the liquid circulating in the circuit is measured, the tube is previously crushed inside the insertion hole of the main body.
  • the time interval at which the measurement terminal of the load detection element intermittently contacts the outer surface of the tube can be shortened. This shortens the pressure measurement interval in the tube of liquid circulating in the circuit.
  • a flat surface is formed in the portion of the tube crushed along the straight line of the cross-sectional shape of the insertion hole.
  • the measurement terminal of the load sensing element is applied to a plane formed on the tube. Therefore, the pressure sensor of the present invention can detect the pressure of the liquid circulating in the circuit in the tube more accurately and more stably.
  • the subject is an extracorporeal circulation device used when circulating a liquid extracorporeally, and an elastically deformable tube for transferring the liquid, and the liquid in the tube provided in the tube.
  • an extracorporeal circulation device comprising the pressure sensor according to any one of the above-described pressure detection.
  • the extracorporeal circulation device of the present invention includes an elastically deformable tube for transferring a liquid, and any one of the pressure sensors described above that is provided in the tube and detects the pressure of the liquid in the tube.
  • the load detection element of the pressure sensor is provided on a main body portion attached to the tube, and has a measurement terminal that can contact the outer surface of the tube.
  • the load detection element can measure the force applied to the tube with a measurement terminal in contact with the outer surface of the tube.
  • a control part performs control which makes the measurement terminal of a load detection element contact intermittently with respect to the outer surface of a tube, and calculates the pressure of the liquid in a tube based on the measured value measured by the load detection element.
  • the measurement terminal of the load detection element contacts the outer surface of the tube at a predetermined time interval and presses the outer surface of the tube.
  • the pressure of the liquid in the tube is calculated at predetermined time intervals.
  • the load detection element can measure the force applied to the tube without contacting the liquid flowing in the tube.
  • a control part calculates the pressure of the liquid in a tube based on the measured value measured by the load detection element.
  • the extracorporeal circulation apparatus of this invention detects the pressure of the liquid in a tube, without contacting the liquid which flows through the inside of a tube. Thereby, it can suppress that the infarction part and thrombus of blood arise in a tube.
  • a pressure sensor and an extracorporeal circulation device that can more accurately and more stably detect the pressure in a liquid tube circulating in a circuit.
  • FIG. 3 is a cross-sectional view taken along a cutting plane AA shown in FIG. 2. It is a perspective view showing the main-body part of the pressure sensor which concerns on this embodiment.
  • FIG. 5 is a perspective view showing a cross section taken along a line BB shown in FIG. 4.
  • FIG. 5 is a perspective view showing a cross section taken along a cutting plane CC shown in FIG. 4. An example of electrical connection between the controller and the load detection element and the temperature sensor is shown. An example of the relationship between the circuit internal pressure and the measured value of the load detection element is shown.
  • FIG. 11 is a perspective view showing a cross section along a cut surface DD shown in FIG. 10. It is a perspective view showing the main-body part of the pressure sensor which concerns on the 2nd modification of this embodiment.
  • FIG. 13 is a perspective view showing a cross section along a cutting plane EE shown in FIG. 12.
  • FIG. 1 is a system diagram showing an extracorporeal circulation apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • Extracorporeal circulation performed by the extracorporeal circulation apparatus 1 shown in FIG. 1 includes “extracorporeal circulation operation” and “auxiliary circulation operation”.
  • the extracorporeal circulation device 1 can perform both “extracorporeal circulation operation” and “auxiliary circulation operation”.
  • Extracorporeal circulation operation means blood circulation operation and gas exchange operation (oxygenation and / or carbon dioxide removal) for blood when blood circulation in the heart is temporarily stopped by cardiac surgery, for example. Is performed by the extracorporeal circulation device 1.
  • the “auxiliary circulation operation” means blood circulation in a case where the heart of the patient P to which the extracorporeal circulation device 1 is applied cannot perform a sufficient function or in a state where gas exchange by the lung cannot be performed sufficiently. This means that the operation and the gas exchange operation for blood are also performed by the extracorporeal circulation device 1.
  • the extracorporeal circulation device 1 shown in FIG. 1 performs, for example, when performing cardiac surgery on a patient, operates the pump of the extracorporeal circulation device 1 to remove blood from the patient's vein, and exchanges gas in the blood using an artificial lung. Thus, after oxygenation of blood, extracorporeal blood circulation can be performed to return the oxygenated blood to the artery or vein of the patient again.
  • the extracorporeal circulation device 1 is a device that performs substitution of the heart and lungs.
  • the extracorporeal circulation device 1 has a circulation circuit 1R for circulating blood.
  • the circulation circuit 1R includes an artificial lung 2, a centrifugal pump 3, a drive motor 4 that is a driving means for driving the centrifugal pump 3, a venous catheter (blood removal side catheter) 5, and an artery side catheter (blood feeding). Side catheter) 6 and a controller 10 having a control unit 100.
  • the extracorporeal circulation device 1 includes a pressure sensor 30.
  • the venous catheter (blood removal side catheter) 5 is inserted from the femoral vein, and the distal end of the venous side catheter 5 is placed in the right atrium.
  • An artery side catheter (blood supply side catheter) 6 is inserted from the femoral artery.
  • the venous catheter 5 is connected to the centrifugal pump 3 via a blood removal tube (also called blood removal line) 11.
  • the blood removal tube 11 is a conduit for sending blood.
  • the centrifugal pump 3 When the drive motor 4 starts the operation of the centrifugal pump 3 based on the command SG of the controller 10, the centrifugal pump 3 removes blood from the blood removal tube 11 and passes the blood through the artificial lung 2, and then the blood supply tube 12 ( The blood can be returned to the patient P via the blood supply line).
  • the artificial lung 2 is disposed between the centrifugal pump 3 and the blood feeding tube 12.
  • the oxygenator 2 performs a gas exchange operation (oxygen addition and / or carbon dioxide removal) on blood.
  • the oxygenator 2 is, for example, a membrane oxygenator, and is particularly preferably a hollow fiber membrane oxygenator. Oxygen gas is supplied from the oxygen gas supply unit 13 to the oxygenator 2 through the tube 14.
  • the blood supply tube 12 is a conduit connecting the artificial lung 2 and the artery side catheter 6.
  • a highly transparent and flexible synthetic resin conduit such as vinyl chloride resin or silicone rubber is used.
  • the liquid blood flows in the V direction in the blood removal tube 11 and flows in the W direction in the blood supply tube 12.
  • the ultrasonic bubble detection sensor 20 is disposed outside the blood removal tube 11 in the middle of the blood removal tube 11. Further, the fast clamp 17 is disposed outside the blood feeding tube 12 in the middle of the blood feeding tube 12.
  • the ultrasonic bubble detection sensor 20 detects the presence of bubbles in the blood sent into the blood removal tube 11
  • the ultrasonic bubble detection sensor 20 sends a detection signal for detecting the bubbles to the controller 10. Accordingly, the fast clamp 17 urgently closes the blood supply tube 12 in order to prevent blood from being sent to the patient P side based on a command from the controller 10.
  • the ultrasonic bubble detection sensor 20 detects a mixed bubble when a bubble is mixed in the circuit due to an erroneous operation of the three-way stopcock 18 or a breakage of the tube 19 connected to the three-way stopcock 18 during the blood circulation operation. be able to.
  • the controller 10 in FIG. 1 notifies an alarm by an alarm, lowers the rotation speed of the centrifugal pump 3, stops the centrifugal pump 3, and stops at the fast clamp 17.
  • a command is transmitted and the blood supply tube 12 is immediately closed by the fast clamp 17 to prevent air bubbles from being sent into the body of the patient P.
  • the controller 10 temporarily stops the blood circulation operation in the circulation circuit 1R of the extracorporeal circulation device 1 and prevents bubbles from entering the human body of the patient P.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view illustrating the pressure sensor according to the present embodiment.
  • FIG. 3 is a cross-sectional view taken along line AA shown in FIG.
  • FIG. 4 is a perspective view showing the main body of the pressure sensor according to the present embodiment.
  • FIG. 5 is a perspective view showing a cross section taken along the line BB shown in FIG.
  • FIG. 6 is a perspective view showing a cross section taken along the section CC shown in FIG.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view when viewed along the direction of the axis X1 (see FIG. 3) of the tube to which the pressure sensor is attached.
  • the pressure sensor 30 according to the present embodiment can be attached to any part of the tube 11 (12, 15) of the circulation circuit 1R of the extracorporeal circulation device 1 shown in FIG. As a result, when the extracorporeal circulation device 1 performs extracorporeal circulation operation or auxiliary circulation operation on the patient P, the pressure sensor 30 converts the pressure in the circuit during circulation of the blood passing through the tube 11 (12, 15) to the blood. Measurements can be made without touching.
  • the pressure sensor 30 includes a main body 31 as a housing, a load detection element 40, and a control unit 100 provided in the controller 10.
  • the control unit 100 may be provided in the main body 31 instead of the controller 10.
  • the main body 31 is a solid member having a rectangular parallelepiped shape, for example, and includes an insertion hole 34 and a fixing hole 35.
  • the material of the main body 31 may be a material having rigidity that can hold the blood removal tube 11, the blood feeding tube 12, and the connection tube 15, or can be elastically deformed while being fitted, and in particular. It is not limited.
  • the material of the main body 31 include metal or plastic.
  • the material of the main body 31 includes a metal such as aluminum or stainless steel.
  • the material of the main-body part 31 contains plastics, such as a polyacetal (POM), a polybutylene terephthalate (PBT), and a polyethylene terephthalate (PET).
  • POM polyacetal
  • PBT polybutylene terephthalate
  • PET polyethylene terephthalate
  • the operator determines that the blood removal tube 11, the blood feeding tube 12, and the connection tube 15 are held or fitted in the main body 31. It can be visually confirmed through the main body 31.
  • the tube 11 (12, 15) can be inserted into the insertion hole 34. That is, the insertion hole 34 is a hole for mounting the tube 11 (12, 15).
  • the cross-sectional shape of the insertion hole 34 in the direction perpendicular to the direction of the axis X2 (see FIG. 6) of the insertion hole 34 is a circle.
  • the blood removal tube 11 (the blood supply tube 12 and the connection tube 15) has a circular cross section. As shown in FIG. 2, the inner diameter D2 of the insertion hole 34 is equal to or larger than the outer diameter D1 of the tube 11 (12, 15).
  • the load detection element 40 is inserted into the fixing hole 35. That is, the fixing hole 35 is a hole for fixing the load detection element 40 to the main body 31. As shown in FIGS. 5 and 6, the fixing hole 35 penetrates from the outer surface of the main body portion 31 toward the insertion hole 34.
  • the load detection element 40 is fixed to the main body 31 in a state of being inserted into the insertion hole 34 of the main body 31 and has a measurement terminal 41. As shown in FIGS. 2 and 3, in a state where the load detection element 40 is fixed to the main body 31, at least a part of the measurement terminal 41 of the load detection element 40 is exposed or protrudes inside the insertion hole 34. Placed in position. Thereby, the measurement terminal 41 of the load detection element 40 can be brought into contact with the outer surface of the tube 11 (12, 15) inserted into the insertion hole 34 of the main body 31.
  • the load detection element 40 can measure the force applied to the tube 11 (12, 15) when the measurement terminal 41 contacts the outer surface of the tube 11 (12, 15). That is, the load detection element 40 can measure the force (repulsive force) by which the tube 11 (12, 15) pushes back the measurement terminal 41.
  • the repulsive force of the tube 11 (12, 15) is a force obtained by combining the pressure in the circuit of the liquid passing through the tube 11 (12, 15) and the elastic force of the tube 11 (12, 15). For example, when the pressure in the circuit of the liquid passing through the tube 11 (12, 15) is increased, the tube 11 (12, 15) is stretched and hardened. In this case, the repulsive force of the tube 11 (12, 15) becomes high.
  • the load detection element 40 of this embodiment can detect the change in the repulsive force of the tube 11 (12, 15) due to the change in the hardness of the tube 11 (12, 15).
  • Examples of the load detection element 40 include a load cell having a measurement terminal.
  • the load detection element 40 is electrically connected to the control unit 100 via the signal line 42.
  • a signal SS related to the measurement value (repulsive force of the tube 11 (12, 15)) measured by the load detection element 40 is transmitted to the control unit 100 via the signal line 42.
  • the control unit 100 calculates the pressure of the liquid in the tube 11 (12, 15) based on the measurement value measured by the load detection element 40. This will be further described with reference to the drawings.
  • FIG. 7 shows an example of electrical connection between the controller, the load detection element, and the temperature sensor.
  • FIG. 8 shows an example of the relationship between the circuit internal pressure and the measured value of the load detection element.
  • the horizontal axis of the graph shown in FIG. 8 represents the circuit internal pressure (mmHg) during the circulation of blood passing through the tube 11 (12, 15).
  • the vertical axis of the graph shown in FIG. 8 represents the measured value (N) of the load detection element.
  • the load detection element 40 is electrically connected to the control unit 100 of the controller 10 via the signal line 42. Further, the temperature sensor 50 is electrically connected to the control unit 100. The temperature sensor 50 measures a temperature change in the environment where the extracorporeal circulation device 1 shown in FIG. 1 is set, and notifies the control unit 100 of the environmental temperature information TM. Note that the temperature sensor 50 is not necessarily provided.
  • the controller 10 has a display unit 10S such as a liquid crystal display device.
  • the display unit 10S includes a temperature display unit 10T and a circuit internal pressure display unit 10G.
  • a control unit 100 illustrated in FIG. 7 includes a storage unit 101.
  • the storage unit 101 stores a temperature correction table PT and a circuit internal pressure calculation table IPT.
  • the circuit internal pressure calculation table IPT is a table for converting the measurement value measured by the load detection element 40 into the pressure of the liquid in the tube 11 (12, 15). Based on the signal SS related to the measurement value measured by the load detection element 40 and the circuit internal pressure calculation table IPT stored in the storage unit 101, the control unit 100 determines the amount of blood passing through the tube 11 (12, 15). Calculate the circuit pressure during circulation.
  • the storage unit 101 of the control unit 100 stores not a circuit internal pressure calculation table IPT but a mathematical formula for converting the measurement value measured by the load detection element 40 into the liquid pressure in the tube 11 (12, 15). May be. That is, as in the example shown in FIG. 8, the storage unit 101 includes an internal circuit pressure (mmHg) during circulation of blood passing through the tube 11 (12, 15), a measured value (N) of the load detection element, A mathematical formula based on a graph indicating the relationship may be stored. In this case, the control unit 100 passes through the tube 11 (12, 15) based on the signal SS related to the measurement value measured by the load detection element 40 and the mathematical formula stored in the storage unit 101. Calculate the circuit internal pressure during circulation. The graph shown in FIG.
  • the storage unit 101 may store a plurality of tables and a plurality of mathematical formulas according to the material of the tube 11 (12, 15).
  • the temperature correction table PT is a table for correcting an elastic change due to a temperature change of the blood removal tube 11 (blood supply tube 12, connection tube 15) used.
  • the elasticity of the blood removal tube 11 (blood supply tube 12, connection tube 15) changes due to temperature changes in the environment where the blood removal tube 11 (blood supply tube 12, connection tube 15) is placed, extracorporeal circulation operation and auxiliary circulation operation In this case, the internal pressure of the circuit during circulation of blood passing through the blood removal tube 11 (blood supply tube 12, connection tube 15) may slightly change.
  • the control unit 100 performs the blood removal tube 11 (blood supply tube) based on the temperature correction table PT. 12.
  • the control unit 100 performs the blood removal tube 11 (blood supply tube) based on the temperature correction table PT. 12.
  • the temperature of the blood removal tube 11 blood feeding tube 12, connection tube 15
  • the storage unit 101 does not necessarily have to store the temperature correction table PT.
  • the circuit internal pressure is displayed on the circuit internal pressure display section 10G of the controller 10.
  • the temperature of the environment is displayed on the temperature display unit 10T.
  • the pressure sensor 30 includes an attachment position W1 in the middle of the blood removal tube 11 of the circulation circuit 1R, an attachment position W2 in the middle of the blood supply tube 12 of the circulation circuit 1R, and the centrifugal pump 3 and the artificial sensor. It can be attached to at least one of the attachment positions W3 in the middle of the connection tube 15 connecting the lung 2.
  • the pressure sensor 30 When the pressure sensor 30 is attached to the attachment position W1 in the middle of the blood removal tube 11 of the circulation circuit 1R, blood removal during circulation of blood passing through the blood removal tube 11 during an extracorporeal circulation operation or an auxiliary circulation operation is performed.
  • the internal circuit pressure can be measured without touching the blood.
  • the controller 10 can grasp the trend of the change in the blood removal state of the patient P in the blood removal tube 11 (the tendency of the change in pressure) when blood is removed from the patient P through the blood removal tube 11. .
  • the pressure sensor 30 when the pressure sensor 30 is attached to the attachment position W2 in the middle of the blood supply tube 12 of the circulation circuit 1R, the blood passing through the blood supply tube 12 is circulated during the extracorporeal circulation operation or the auxiliary circulation operation. It is possible to measure the blood supply circuit internal pressure without touching the blood. As a result, the controller 10 is supplying blood to the patient P via the blood supply tube 12, and the trend (change in pressure) of the malfunction of the oxygenator 2 or the change in the blood supply state of the patient P in the blood supply tube 12 is detected. Change tendency).
  • the pressure sensor 30 when the pressure sensor 30 is mounted at the mounting position W3 in the middle of the connection tube 15, the blood is being sent by the centrifugal pump 3 through the connection tube 15 during the extracorporeal circulation operation or the auxiliary circulation operation. It is possible to measure the internal pressure of the blood sending circuit during the circulation of the blood passing through the connection tube 15 without touching the blood. Thereby, the controller 10 can detect the trend of the change in the operation of the centrifugal pump 3 in the circulation circuit 1R (the tendency of the change in pressure).
  • the pressure sensor 30 can be mounted at any position such as the mounting positions W1, W2, W3 of the circulation circuit 1R.
  • the control unit 100 of the controller 10 receives the signal SS related to the measurement value measured by the load detection element 40 from the load detection element 40, whereby the blood removal tube 11 (blood supply tube 12, It is possible to detect a trend of change in the pressure of blood in the connection tube 15).
  • the pressure sensor 30 includes, for example, a mounting position W1 in the middle of the blood removal tube 11 of the circulation circuit 1R shown in FIG. 1, a mounting position W2 in the middle of the blood feeding tube 12 of the circulation circuit 1R, and the centrifugal pump 3 It has a structure that can be attached to the tube 11 (12, 15) in the same manner at any position of the attachment position W3 in the middle of the connection tube 15 that connects the oxygenator 2.
  • the blood removal tube 11, blood feed tube 12, and connection tube 15 are made of the same material and have the same outer diameter (outer dimension) D1. As described above, the blood removal tube 11, the blood supply tube 12, and the connection tube 15 are highly transparent and elastically deformable flexible synthetic resin conduits such as vinyl chloride resin and silicone rubber. It is.
  • the elastic force of the tube changes with time.
  • the repulsive force of the tube which combines the pressure in the circuit of the liquid passing through the tube and the elastic force of the tube, changes with time even though the pressure in the circuit of the liquid passing through the tube is constant. To do. Therefore, it is difficult to determine whether the variation in the measured value of the load sensing element is due to a change in pressure in the circuit of the liquid passing through the tube or a change due to a change in the elastic force of the tube.
  • the control unit 100 of the pressure sensor 30 executes control to intermittently contact the measurement terminal 41 of the load detection element 40 with the outer surface of the tube 11 (12, 15), Based on the measurement value measured by the load detection element 40, the pressure of the liquid in the tube 11 (12, 15) is calculated. That is, as indicated by the arrow A1 shown in FIG. 2 and the arrow A2 shown in FIG. 3, the measurement terminal 41 of the load detection element 40 contacts the outer surface of the tube 11 (12, 15) at a predetermined time interval. Push the outer surface of the tube 11 (12, 15). The pressure of the liquid in the tube 11 (12, 15) is calculated at a predetermined time interval.
  • the load detection element 40 is connected to the actuator and moves at a predetermined time interval in the directions of the arrow A1 shown in FIG. 2 and the arrow A2 shown in FIG.
  • the pressure sensor 30 can detect the pressure in the tube 11 (12, 15) of the liquid circulating in the circuit more accurately and stably.
  • the load detection element 40 can measure the force applied to the tube 11 (12, 15) by the measurement terminal 41 in contact with the outer surface of the tube 11 (12, 15). That is, the load detection element 40 can measure the force applied to the tube 11 (12, 15) without contacting the liquid flowing in the tube 11 (12, 15).
  • the control part 100 calculates the pressure of the liquid in the tube 11 (12, 15) based on the measured value measured by the load detection element 40.
  • the pressure sensor 30 according to the present embodiment can detect the pressure of the liquid in the tube 11 (12, 15) without contacting the liquid flowing in the tube 11 (12, 15). Thereby, it can suppress that the infarction part and thrombus of blood arise in the tube 11 (12, 15).
  • the main body 31 of the pressure sensor 30 has a non-slip 37 such as an O-ring made of rubber, for example.
  • the anti-slip 37 is fixed to the inside of the insertion hole 34 of the main body 31, and the portion of the tube 11 (12, 15) attached to the main body 31 extends in the direction of the axis X1 of the tube 11 (12, 15). Suppress.
  • the pressure sensor 30 according to the present embodiment can detect the pressure in the tube 11 (12, 15) of the liquid circulating in the circuit more accurately and more stably.
  • the cross-sectional shape of the insertion hole 34 in the direction perpendicular to the direction of the axis X2 of the insertion hole 34 is a circle, the operator can easily attach the main body 31 to the tube 11 (12, 15). The pressure in the tube 11 (12, 15) of the liquid circulating in the circuit can be measured easily and immediately.
  • FIG. 9 is a table illustrating an example of the results of the study conducted by the inventor.
  • the inventor has examined the measurement value of the load detection element 40 when the measurement terminal 41 of the load detection element 40 is intermittently brought into contact with the outer surface of the tube 11 (12, 15).
  • the material of the tube 11 (12, 15) is a vinyl chloride resin.
  • the circuit internal pressure (mmHg) is 0 (zero).
  • the measurement terminal 41 of the load detection element 40 pushes the outer surface of the tube 11 (12, 15) inward.
  • the moving speed of the measuring terminal 41 at this time is a speed at which the measuring terminal 41 moves by 5 mm in 30 seconds.
  • the measurement terminal 41 of the load detection element 40 pushes the outer surface of the tube 11 (12, 15) by 5 mm over 30 seconds.
  • the inventor measured the measured value (repulsive force of the tube 11 (12, 15)) of the load detecting element 40 at this time.
  • the measurement terminal 41 of the load detection element 40 moves to a position (original position) away from the outer surface of the tube 11 (12, 15), and again takes 30 seconds at a predetermined time interval. Press the outer surface of 11 (12, 15) by 5 mm.
  • the inventor measured the measured value of the load sensing element 40 at this time.
  • An example of the measurement result is as shown in FIG.
  • the measurement value “38.660919 (N)” of the measurement number (1) is the load detection element 40 when the measurement terminal 41 of the load detection element 40 pushes the outer surface of the tube 11 (12, 15) for the first time. Is the measured value.
  • the measured value “38.58868 (N)” of the measurement number (2) is the value of the tube 11 (12, 15) after 5 minutes have elapsed since the measurement terminal 41 of the load detection element 40 moved to the original position. It is a measured value of the load sensing element 40 when the outer surface is pushed again (second time).
  • the measured value “38.58868 (N)” of the measurement number (3) is the value of the tube 11 (12, 15) after 5 minutes have elapsed since the measurement terminal 41 of the load detection element 40 moved to the original position. This is a measured value of the load sensing element 40 when the outer surface is pushed again (third time).
  • the elastic force of the tube 11 (12, 15) used in this study is recovered when a time interval of 5 minutes or more is provided. Therefore, when the tube 11 (12, 15) of this examination is used for the extracorporeal circulation device 1, the control unit 100 connects the measurement terminal 41 of the load detection element 40 to the outer surface of the tube 11 (12, 15). Control is performed to make contact at a time interval of 5 minutes or more. Thereby, the pressure sensor 30 can detect the pressure in the tube 11 (12, 15) of the liquid circulating in the circuit more accurately and more stably.
  • FIG. 10 is a perspective view illustrating a main body of a pressure sensor according to a first modification of the present embodiment.
  • FIG. 11 is a perspective view showing a cross section taken along the line DD shown in FIG.
  • the main body 31A of the pressure sensor according to the first modification has an insertion hole 34A and a fixing hole 35.
  • the fixing hole 35 is as described above with reference to FIGS.
  • the cross-sectional shape of the insertion hole 34A in the direction perpendicular to the direction of the axis X3 of the insertion hole 34A is an ellipse.
  • the elliptical short axis X4 of the cross-sectional shape of the insertion hole 34A is shorter than the outer diameter D1 (see FIG. 2) of the tube 11 (12, 15).
  • the length D3 of the ellipse in the minor axis X4 direction is shorter than the outer diameter D1 of the tube 11 (12, 15).
  • the main body 31A of the present modification is different from the main body 31 described above with reference to FIGS.
  • the tube 11 (12, 15) when the tube 11 (12, 15) is inserted into the insertion hole 34A of the main body portion 31A and attached to the main body portion 31A, it is crushed along the cross-sectional shape of the insertion hole 34A. That is, before the pressure in the tube 11 (12, 15) of the liquid circulating in the circuit is measured, the tube 11 (12, 15) is previously crushed inside the insertion hole 34A of the main body 31A. . Therefore, compared with the case where the tube is not crushed, the repulsive force of the tube 11 (12, 15) is increased, and the tube after the tube 11 (12, 15) is pushed away from the measurement terminal 41 by the measurement terminal 41. Recovery of 11 (12, 15) repulsive force is accelerated. Therefore, the time interval at which the measurement terminal 41 of the load detection element 40 intermittently contacts the outer surface of the tube 11 (12, 15) can be shortened. This shortens the pressure measurement interval in the liquid tube 11 (12, 15) circulating in the circuit.
  • FIG. 12 is a perspective view illustrating a main body of a pressure sensor according to a second modification of the present embodiment.
  • FIG. 13 is a perspective view showing a cross section taken along the section EE shown in FIG.
  • the main body 31B of the pressure sensor according to the second modification has an insertion hole 34B and a fixing hole 35.
  • the fixing hole 35 is as described above with reference to FIGS.
  • the load detection element 40 and the tube 11 (12, 12) inserted into the insertion hole 34B. 15 is a straight line 36 in a cross-sectional shape at a portion (a portion of the fixing hole 35) facing each other.
  • a distance D4 between the straight line 36 and the inner surface of the insertion hole 34B facing the straight line 36 is shorter than the outer diameter D1 (see FIG.
  • the main body 31A of the present modification is different from the main body 31 described above with reference to FIGS.
  • the shape of the portion other than the straight line 36 is not particularly limited, and may be a circle or an ellipse.
  • the tube 11 (12, 15) when the tube 11 (12, 15) is inserted into the insertion hole 34B of the main body portion 31B and attached to the main body portion 31B, the tube 11 (12, 15) is crushed along the straight line 36 portion of the cross-sectional shape of the insertion hole 34B. It is. That is, before the pressure in the tube 11 (12, 15) of the liquid circulating in the circuit is measured, the tube 11 (12, 15) is previously crushed inside the insertion hole 34B of the main body 31B. . Therefore, compared with the case where the tube 11 is not crushed, the repulsive force of the tube 11 (12, 15) is increased, and the tube 11 (12, 15) is pushed by the measurement terminal 41 and separated from the measurement terminal 41.
  • the time interval at which the measurement terminal 41 of the load detection element 40 intermittently contacts the outer surface of the tube 11 (12, 15) can be shortened. This shortens the pressure measurement interval in the liquid tube 11 (12, 15) circulating in the circuit.
  • a plane is formed in the portion of the tube 11 (12, 15) crushed along the straight line 36 having a cross-sectional shape of the insertion hole 34B.
  • the measurement terminal 41 of the load detection element 40 is applied to a plane formed on the tube 11 (12, 15). Therefore, the pressure sensor having the main body 31B of the present modification can detect the pressure in the liquid tube 11 (12, 15) circulating in the circuit more accurately and more stably.
  • control unit 100 of the pressure sensor 30 performs control to intermittently contact the measurement terminal 41 of the load detection element 40 with the outer surface of the tube 11 (12, 15). Based on the measurement value measured by the load detection element 40, the pressure of the liquid in the tube 11 (12, 15) is calculated. Thereby, although the pressure of the liquid in the tube 11 (12, 15) is constant compared with the case where a tube contacts the measurement terminal of a load detection element and continues being pushed from the measurement terminal of a load detection element. It can suppress that the elastic force of the tube 11 (12, 15) changes with time passage.
  • the pressure sensor 30 can detect the pressure in the tube 11 (12, 15) of the liquid circulating in the circuit more accurately and stably.
  • the extracorporeal circulation apparatus 1 includes an elastically deformable tube 11 (12, 15) for transferring a liquid, and a liquid provided in the tube 11 (12, 15) in the tube 11 (12, 15). And a pressure sensor 30 for detecting the pressure. Thereby, the effect similar to the effect mentioned above regarding the pressure sensor 30 concerning this embodiment is acquired.

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Abstract

【課題】回路を循環中の液体のチューブ内における圧力をより正確に、より安定的に検知することができる圧力センサおよび体外循環装置を提供すること。 【解決手段】圧力センサ３０は、液体を移送する弾性変形可能なチューブ１１、１２、１５に設置可能とされチューブ１１、１２、１５内における液体の圧力を検知する圧力センサであって、チューブ１１、１２、１５に装着可能とされた本体部３１と、本体部３１に設けられた荷重検知素子４０であってチューブ１１、１２、１５の外面に接触可能な測定端子４１を有しチューブ１１、１２、１５に加わる力を測定可能な荷重検知素子４０と、測定端子４１をチューブ１１、１２、１５の外面に対して間欠的に接触させる制御を実行し、荷重検知素子４０により測定された測定値に基づいてチューブ１１、１２、１５内における液体の圧力を算出する制御部１００と、を備える。

Description

圧力センサおよび体外循環装置
　本発明は、血液等の液体を通すチューブに装着され、チューブ内における液体の圧力を検知する圧力センサおよび体外循環装置に関する。
　例えば患者の心臓外科手術が行われる場合には、体外循環装置が使用される。体外循環装置では、ポンプが作動して患者の静脈よりチューブを介して脱血し、人工肺により血液中のガス交換や体温調整が行われた後に、患者の動脈もしくは静脈にチューブを介して血液を再び戻す体外血液循環や補助循環等が行われる。体外血液循環や補助循環が適切に行われるために、圧力センサを用いて体外循環装置のチューブの回路内の圧力を測定することが必要である。
　特許文献１には、体外循環回路の圧力センサが開示されている。特許文献１の図１に示されている圧力センサは、液体室６と、圧力測定手段７と、液体流路８と、を有する。液体流路８は、体外循環回路のチューブの一部から分岐した分岐部として形成され、液体室６の液体流入口４０に液密に接続されている。チューブ内を通る液体が、液体流路８から液体室６内に導入され、液体室６の第１の接続面１１の側面内周に沿って流入する。液体室６は、液体流路内圧力によって少なくとも一部が変形する変形面２０を有している。圧力測定手段７は、変形面２０の変形量を測定することで、液体室６内の圧力を測定する。
　特許文献１に記載された液体室６は、体外循環回路内の圧力によっては変形しない基準面１０と、基準面１０に対して離隔配置されて体外循環回路内の圧力によって少なくとも一部が変形する変形面２０と、を有する。液体室６は、基準面１０と変形面２０とを連結していることで、内部には閉鎖された液密な空間を形成している。これにより、液体室６内に液体が流入すると、圧力測定手段７として設けられたロードセル４５またはひずみゲージ４６は、変形面２０の変形より、体外循環回路内の液体の圧力を検知する。
国際公開第２００７／１２３１５６号
　ところが、特許文献１に記載の体外循環回路の圧力センサでは、操作者は、体外循環や補助循環を行っている際に、体外循環回路のチューブの途中において、分岐部である液体流路８を形成して液体室６を接続する。そして、操作者は、液体流路８内と液体室６内とに、液体（血液）を充填する作業が必要である。このように、チューブを通る液体（血液）の回路内の圧力を測定するには、操作者は、治療現場や手術現場において、液体流路８内と液体室６内とに液体を充填する作業を必要とする。そのため、体外循環や補助循環を行っている際に、チューブを通る液体（血液）の回路内の圧力を従来の圧力センサを用いて測定する作業は、容易ではない。また、操作者は、上述したように分岐部である液体流路８をチューブの途中に形成する必要がある。そのため、チューブや液体流路８において、血液の梗塞部分や血栓が生ずるおそれがある。
　これに対して、液体を移送する弾性変形可能なチューブの途中に着脱可能に装着される着脱式圧力センサが検討されている。このような着脱式圧力センサは、例えば、本体部と、本体部に配置された荷重検知素子と、を備える。本体部は、チューブの途中に着脱可能に装着され、チューブを弾性変形させて平坦な面を形成する。荷重検知素子の検知先端部は、チューブに形成された平坦な面に当てられる。これにより、荷重検知素子は、チューブが検知先端部を押し返す力（反発力）を測定することで、液体が循環される際の回路内圧を液体に触れることなく測定することができる。
　しかし、弾性変形可能なチューブが荷重検知素子の検知先端部に接触し荷重検知素子の検知先端部から押され続けると、チューブの弾性力が時間経過とともに変化する。そうすると、チューブを通る液体の回路内の圧力と、チューブの弾性力と、が合成されたチューブの反発力は、チューブを通る液体の回路内の圧力が一定であるにもかかわらず時間経過とともに変化する。そのため、荷重検知素子の測定値の変動が、チューブを通る液体の回路内の圧力の変化による変動であるか、あるいはチューブの弾性力の変化による変動であるか、を判別することが困難になることがある。この点において、検討中の着脱式圧力センサは改善の余地がある。
　本発明は、前記課題を解決するためになされたものであり、回路を循環中の液体のチューブ内における圧力をより正確に、より安定的に検知することができる圧力センサおよび体外循環装置を提供することを目的とする。
　前記課題は、本発明によれば、液体を移送する弾性変形可能なチューブに設置可能とされ前記チューブ内における前記液体の圧力を検知するための圧力センサであって、前記チューブに装着可能とされた本体部と、前記本体部に設けられた荷重検知素子であって前記チューブの外面に接触可能な測定端子を有し前記チューブに加わる力を測定可能な荷重検知素子と、前記測定端子を前記チューブの外面に対して間欠的に接触させる制御を実行し、前記荷重検知素子により測定された測定値に基づいて前記チューブ内における前記液体の圧力を算出する制御部と、を備えたことを特徴とする圧力センサにより解決される。
　前記構成によれば、荷重検知素子は、チューブに装着可能とされた本体部に設けられ、チューブの外面に接触可能な測定端子を有する。荷重検知素子は、チューブに加わる力をチューブの外面に接触した測定端子により測定可能である。そして、制御部は、荷重検知素子の測定端子をチューブの外面に対して間欠的に接触させる制御を実行し、荷重検知素子により測定された測定値に基づいてチューブ内における液体の圧力を算出する。つまり、荷重検知素子の測定端子は、所定の時間的間隔をおいてチューブの外面に接触しチューブの外面を押す。そして、チューブ内における液体の圧力は、所定の時間的間隔をおいて算出される。これにより、チューブが荷重検知素子の測定端子に接触し荷重検知素子の測定端子から押され続ける場合と比較して、チューブ内における液体の圧力が一定であるにもかかわらずチューブの弾性力が時間経過とともに変化することを抑えることができる。そのため、チューブ内における液体の圧力が一定であるにもかかわらずチューブが荷重検知素子の測定端子を押し返す力（反発力）が時間経過とともに変化することを抑えることができる。これにより、本発明の圧力センサは、回路を循環中の液体のチューブ内における圧力をより正確に、より安定的に検知することができる。
　また、荷重検知素子は、チューブ内を流れる液体に接触することなくチューブに加わる力を測定可能である。そして、制御部は、荷重検知素子により測定された測定値に基づいてチューブ内における液体の圧力を算出する。これにより、本発明の圧力センサは、チューブ内を流れる液体に接触することなくチューブ内における液体の圧力を検知する。これにより、血液の梗塞部分や血栓がチューブ内に生ずることを抑えることができる。
　好ましくは、前記本体部は、前記本体部に装着された前記チューブの部分が前記チューブの軸方向に伸びることを抑制する滑り止めを有することを特徴とする。
　前記構成によれば、本体部が有する滑り止めは、本体部に装着されたチューブの部分がチューブの軸方向に伸びることを抑制する。そのため、荷重検知素子の測定端子がチューブを間欠的に接触することでチューブが軸方向に伸びることが抑えられる。これにより、本発明の圧力センサは、回路を循環中の液体のチューブ内における圧力をさらに正確に、さらに安定的に検知することができる。
　好ましくは、前記本体部は、前記チューブが挿入可能とされた挿入孔を有し、前記挿入孔の軸方向に対して垂直方向における前記挿入孔の断面形状は、円であることを特徴とする。
　前記構成によれば、チューブが挿入可能とされた本体部の挿入孔の軸方向に対して垂直方向における断面形状は、円である。そのため、操作者は、チューブに本体部を容易に装着することができ、回路を循環中の液体のチューブ内における圧力を簡単かつ即座に測定することができる。
　好ましくは、前記本体部は、前記チューブが挿入可能とされた挿入孔を有し、前記挿入孔の軸方向に対して垂直方向における前記挿入孔の断面形状は、前記チューブの外径よりも短い短軸を有する楕円であることを特徴とする。
　前記構成によれば、チューブが挿入可能とされた本体部の挿入孔の軸方向に対して垂直方向における断面形状は、チューブの外径よりも短い短軸を有する楕円である。そのため、チューブは、本体部の挿入孔に挿入され本体部に装着されると、挿入孔の断面形状に沿って潰される。つまり、回路を循環中の液体のチューブ内における圧力が測定される前に、チューブは、本体部の挿入孔の内部において予め潰されている。そのため、チューブが潰されていない場合と比較すると、チューブの反発力が高くなり、チューブが測定端子に押された後におけるチューブの反発力の回復が早くなる。そのため、荷重検知素子の測定端子がチューブの外面に対して間欠的に接触する時間的間隔を短くすることができる。これにより、回路を循環中の液体のチューブ内における圧力の測定間隔が短くなる。
　好ましくは、前記本体部は、前記チューブが挿入可能とされた挿入孔を有し、前記挿入孔の軸方向に対して垂直方向における前記挿入孔の断面形状のうちで前記荷重検知素子と前記挿入孔に挿入された前記チューブとが互いに対向する部分における前記断面形状は、直線であり、前記直線と、前記直線に対向する前記挿入孔の内面と、の間の距離は、前記チューブの外径よりも短いことを特徴とする。
　前記構成によれば、チューブが挿入可能とされた本体部の挿入孔の軸方向に対して垂直方向における断面形状のうちで荷重検知素子と挿入孔に挿入されたチューブとが互いに対向する部分における断面形状は、直線である。そして、その直線と、直線に対向する挿入孔の内面と、の間の距離は、チューブの外径よりも短い。そのため、チューブは、本体部の挿入孔に挿入され本体部に装着されると、挿入孔の断面形状の直線部分に沿って潰される。つまり、回路を循環中の液体のチューブ内における圧力が測定される前に、チューブは、本体部の挿入孔の内部において予め潰されている。そのため、チューブが潰されていない場合と比較すると、チューブの反発力が高くなり、チューブが測定端子に押された後におけるチューブの反発力の回復が早くなる。そのため、荷重検知素子の測定端子がチューブの外面に対して間欠的に接触する時間的間隔を短くすることができる。これにより、回路を循環中の液体のチューブ内における圧力の測定間隔が短くなる。また、挿入孔の断面形状の直線に沿って潰されたチューブの部分には、平面が形成される。荷重検知素子の測定端子は、チューブに形成された平面に当てられる。そのため、本発明の圧力センサは、回路を循環中の液体のチューブ内における圧力をさらに正確に、さらに安定的に検知することができる。
　前記課題は、本発明によれば、液体を体外循環させる際に用いられる体外循環装置であって、前記液体を移送する弾性変形可能なチューブと、前記チューブに設けられ前記チューブ内における前記液体の圧力を検知する上記のいずれか１つに記載の圧力センサと、を備えたことを特徴とする体外循環装置により解決される。
　前記構成によれば、本発明の体外循環装置は、液体を移送する弾性変形可能なチューブと、チューブに設けられチューブ内における液体の圧力を検知する上記のいずれかの圧力センサと、を備える。圧力センサの荷重検知素子は、チューブに装着される本体部に設けられ、チューブの外面に接触可能な測定端子を有する。荷重検知素子は、チューブに加わる力をチューブの外面に接触した測定端子により測定可能である。そして、制御部は、荷重検知素子の測定端子をチューブの外面に対して間欠的に接触させる制御を実行し、荷重検知素子により測定された測定値に基づいてチューブ内における液体の圧力を算出する。つまり、荷重検知素子の測定端子は、所定の時間的間隔をおいてチューブの外面に接触しチューブの外面を押す。そして、チューブ内における液体の圧力は、所定の時間的間隔をおいて算出される。これにより、チューブが荷重検知素子の測定端子に接触し荷重検知素子の測定端子から押され続ける場合と比較して、チューブ内における液体の圧力が一定であるにもかかわらずチューブの弾性力が時間経過とともに変化することを抑えることができる。そのため、チューブ内における液体の圧力が一定であるにもかかわらずチューブが荷重検知素子の測定端子を押し返す力（反発力）が時間経過とともに変化することを抑えることができる。これにより、本発明の体外循環装置は、回路を循環中の液体のチューブ内における圧力をより正確に、より安定的に検知することができる。
　また、荷重検知素子は、チューブ内を流れる液体に接触することなくチューブに加わる力を測定可能である。そして、制御部は、荷重検知素子により測定された測定値に基づいてチューブ内における液体の圧力を算出する。これにより、本発明の体外循環装置は、チューブ内を流れる液体に接触することなくチューブ内における液体の圧力を検知する。これにより、血液の梗塞部分や血栓がチューブ内に生ずることを抑えることができる。
　本発明によれば、回路を循環中の液体のチューブ内における圧力をより正確に、より安定的に検知することができる圧力センサおよび体外循環装置を提供することができる。
本発明の実施形態に係る体外循環装置を表す系統図である。 本実施形態に係る圧力センサを表す断面図である。 図２に表した切断面Ａ－Ａにおける断面図である。 本実施形態に係る圧力センサの本体部を表す斜視図である。 図４に表した切断面Ｂ－Ｂにおける断面を表示した斜視図である。 図４に表した切断面Ｃ－Ｃにおける断面を表示した斜視図である。 コントローラと、荷重検知素子および温度センサと、の電気的な接続の一例を示している。 回路内圧と、荷重検知素子の測定値と、の関係の一例を示している。 本発明者が実施した検討の結果の一例を例示する表である。 本実施形態の第１変形例に係る圧力センサの本体部を表す斜視図である。 図１０に表した切断面Ｄ－Ｄにおける断面を表示した斜視図である。 本実施形態の第２変形例に係る圧力センサの本体部を表す斜視図である。 図１２に表した切断面Ｅ－Ｅにおける断面を表示した斜視図である。
　以下に、本発明の好ましい実施形態を、図面を参照して詳しく説明する。
　なお、以下に説明する実施形態は、本発明の好適な具体例であるから、技術的に好ましい種々の限定が付されているが、本発明の範囲は、以下の説明において特に本発明を限定する旨の記載がない限り、これらの態様に限られるものではない。また、各図面中、同様の構成要素には同一の符号を付して詳細な説明は適宜省略する。
　図１は、本発明の実施形態に係る体外循環装置を表す系統図である。
　図１に示す体外循環装置１が行う「体外循環」には、「体外循環動作」と、「補助循環動作」と、が含まれる。体外循環装置１は、「体外循環動作」と「補助循環動作」とのいずれも行うことができる。
　「体外循環動作」とは、例えば心臓外科手術によって一時的に心臓における血液循環が停止されるような場合に、血液の循環動作と、血液に対するガス交換動作（酸素付加および／または二酸化炭素除去）と、が体外循環装置１により行われることをいう。
　また、「補助循環動作」とは、体外循環装置１の適用対象である患者Ｐの心臓が十分な機能を果たせない場合や、肺によるガス交換が十分に行えないような状態において、血液の循環動作と、血液に対するガス交換動作と、が体外循環装置１によっても行われることをいう。
　図１に示す体外循環装置１は、例えば患者の心臓外科手術を行う場合において、体外循環装置１のポンプを作動して患者の静脈から脱血して、人工肺により血液中のガス交換を行って血液の酸素化を行った後に、酸素化が行われた血液を再び患者の動脈もしくは静脈に戻す人工肺体外血液循環を行うことができる。体外循環装置１は、心臓と肺の代行を行う装置である。
　図１に示すように、体外循環装置１は、血液を循環させる循環回路１Ｒを有している。循環回路１Ｒは、人工肺２と、遠心ポンプ３と、遠心ポンプ３を駆動するための駆動手段であるドライブモータ４と、静脈側カテーテル（脱血側カテーテル）５と、動脈側カテーテル（送血側カテーテル）６と、制御部１００を有するコントローラ１０と、を有している。また、体外循環装置１は、圧力センサ３０を備える。
　図１に示すように、静脈側カテーテル（脱血側カテーテル）５は、大腿静脈より挿入され、静脈側カテーテル５の先端が右心房に留置される。動脈側カテーテル（送血側カテーテル）６は、大腿動脈より挿入される。静脈側カテーテル５は、脱血チューブ（脱血ラインともいう）１１を介して遠心ポンプ３に接続されている。脱血チューブ１１は、血液を送る管路である。
　ドライブモータ４がコントローラ１０の指令ＳＧに基づいて遠心ポンプ３の動作を開始すると、遠心ポンプ３は、脱血チューブ１１から脱血して血液を人工肺２に通した後に、送血チューブ１２（送血ラインともいう）を介して患者Ｐに血液を戻すことができる。
　人工肺２は、遠心ポンプ３と送血チューブ１２との間に配置されている。人工肺２は、血液に対するガス交換動作（酸素付加および／または二酸化炭素除去）を行う。人工肺２は、例えば膜型人工肺であるが、特に好ましくは中空糸膜型人工肺である。人工肺２には、酸素ガスが酸素ガス供給部１３からチューブ１４を通じて供給される。送血チューブ１２は、人工肺２と動脈側カテーテル６とを接続している管路である。脱血チューブ１１および送血チューブ１２としては、例えば塩化ビニル樹脂やシリコーンゴム等の透明性の高い、弾性変形可能な可撓性を有する合成樹脂製の管路が使用される。液体である血液は、脱血チューブ１１内ではＶ方向に流れ、送血チューブ１２内ではＷ方向に流れる。
　図１に示す循環回路１Ｒの例では、超音波気泡検出センサ２０が、脱血チューブ１１の途中において脱血チューブ１１の外側に配置されている。また、ファストクランプ１７が、送血チューブ１２の途中において送血チューブ１２の外側に配置されている。超音波気泡検出センサ２０は、脱血チューブ１１内に送られている血液中に気泡が存在することを検出した場合には、コントローラ１０に気泡を検出した検出信号を送る。これにより、ファストクランプ１７は、コントローラ１０の指令に基づいて、血液が患者Ｐ側に送られることを阻止するために送血チューブ１２を緊急に閉塞する。
　超音波気泡検出センサ２０は、血液循環動作中に三方活栓１８の誤操作や三方活栓１８に接続されたチューブ１９の破損等により回路内に気泡が混入された場合に、混入された気泡を検出することができる。超音波気泡検出センサ２０が気泡を検出すると、図１のコントローラ１０は、アラームによる警報を報知したり、遠心ポンプ３の回転数を低くしたり、あるいは遠心ポンプ３を停止するとともにファストクランプ１７に指令を送信しファストクランプ１７により送血チューブ１２を直ちに閉塞したりして、気泡が患者Ｐの体内に送られることを阻止する。これにより、コントローラ１０は、体外循環装置１の循環回路１Ｒにおける血液の循環動作の一時停止を行って、気泡が患者Ｐの人体に混入することを防止する。
　図２は、本実施形態に係る圧力センサを表す断面図である。
　図３は、図２に表した切断面Ａ－Ａにおける断面図である。
　図４は、本実施形態に係る圧力センサの本体部を表す斜視図である。
　図５は、図４に表した切断面Ｂ－Ｂにおける断面を表示した斜視図である。
　図６は、図４に表した切断面Ｃ－Ｃにおける断面を表示した斜視図である。
　なお、図２は、圧力センサが装着されたチューブの軸Ｘ１（図３参照）方向に沿ってみたときの断面図である。
　本実施形態に係る圧力センサ３０は、図１に示す体外循環装置１の循環回路１Ｒのチューブ１１（１２，１５）の任意の箇所に装着可能とされている。これにより、体外循環装置１が患者Ｐに対して体外循環動作や補助循環動作を行う際に、圧力センサ３０は、チューブ１１（１２，１５）内を通る血液の循環中の回路内圧を血液に触れることなく測定することができる。
　具体的に説明すると、本実施形態に係る圧力センサ３０は、ハウジングとしての本体部３１と、荷重検知素子４０と、コントローラ１０に設けられた制御部１００と、を有する。なお、制御部１００は、コントローラ１０ではなく本体部３１に設けられていてもよい。
　図４～図６に表したように、本体部３１は、例えば直方体の中実部材であり、挿入孔３４と、固定孔３５と、を有する。本体部３１の材料は、脱血チューブ１１、送血チューブ１２、および接続チューブ１５を保持したり、嵌め込んだ状態で弾性変形させたりすることができる剛性を有する材料であればよく、特には限定されない。本体部３１の材料としては、例えば金属あるいはプラスチックなどが挙げられる。具体的には、本体部３１の材料は、例えばアルミニウムやステンレス等の金属を含む。あるいは、本体部３１の材料は、ポリアセタール（ＰＯＭ）や、ポリブチレンテレフタレート（ＰＢＴ）や、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）等のプラスチックを含む。なお、本体部３１の材料が透明なプラスチックである場合には、脱血チューブ１１、送血チューブ１２、および接続チューブ１５が本体部３１に保持された状態あるいは嵌め込まれた状態を、操作者は、本体部３１を通して目視で確認できる。
　挿入孔３４には、チューブ１１（１２，１５）が挿入可能とされている。つまり、挿入孔３４は、チューブ１１（１２，１５）を装着するための孔である。挿入孔３４の軸Ｘ２（図６参照）方向に対して垂直方向における挿入孔３４の断面形状は、円である。一方で、脱血チューブ１１（送血チューブ１２、接続チューブ１５）は、円形の断面を有している。図２に表したように、挿入孔３４の内径Ｄ２は、チューブ１１（１２，１５）の外径Ｄ１以上である。
　固定孔３５には、荷重検知素子４０が挿入される。つまり、固定孔３５は、荷重検知素子４０を本体部３１に固定するための孔である。図５および図６に表したように、固定孔３５は、本体部３１の外面から挿入孔３４に向かって貫通している。
　荷重検知素子４０は、本体部３１の挿入孔３４に挿入された状態で本体部３１に固定されており、測定端子４１を有する。図２および図３に表したように、荷重検知素子４０が本体部３１に固定された状態において、荷重検知素子４０の測定端子４１の少なくとも一部は、挿入孔３４の内部に露出あるいは突出した位置に配置されている。これにより、荷重検知素子４０の測定端子４１は、本体部３１の挿入孔３４に挿入されたチューブ１１（１２，１５）の外面に接触可能とされている。
　荷重検知素子４０は、測定端子４１がチューブ１１（１２，１５）の外面に接触することにより、チューブ１１（１２，１５）に加わる力を測定可能である。すなわち、荷重検知素子４０は、チューブ１１（１２，１５）が測定端子４１を押し返す力（反発力）を測定可能である。チューブ１１（１２，１５）の反発力は、チューブ１１（１２，１５）を通る液体の回路内の圧力と、チューブ１１（１２，１５）の弾性力と、が合成された力である。例えば、チューブ１１（１２，１５）を通る液体の回路内の圧力が高くなると、チューブ１１（１２，１５）が伸びて硬くなる。この場合には、チューブ１１（１２，１５）反発力は高くなる。一方で、チューブ１１（１２，１５）を通る液体の回路内の圧力が低くなると、チューブ１１（１２，１５）が縮んで柔らかくなる。この場合には、チューブ１１（１２，１５）の反発力は低くなる。本実施形態の荷重検知素子４０は、このようなチューブ１１（１２，１５）の硬さの変化によるチューブ１１（１２，１５）のの反発力の変化を検知することができる。荷重検知素子４０としては、測定端子を有するロードセルなどが挙げられる。
　荷重検知素子４０は、信号線４２を介して制御部１００に電気的に接続されている。荷重検知素子４０が測定した測定値（チューブ１１（１２，１５）の反発力）に関する信号ＳＳは、信号線４２を介して制御部１００に送信される。制御部１００は、荷重検知素子４０により測定された測定値に基づいてチューブ１１（１２，１５）内における液体の圧力を算出する。これについて、図面を参照してさらに説明する。
　図７は、コントローラと、荷重検知素子および温度センサと、の電気的な接続の一例を示している。
　図８は、回路内圧と、荷重検知素子の測定値と、の関係の一例を示している。
　なお、図８に表したグラフの横軸は、チューブ１１（１２，１５）内を通る血液の循環中の回路内圧（ｍｍＨｇ）を表す。図８に表したグラフの縦軸は、荷重検知素子の測定値（Ｎ）を表す。
　図７に示すように、荷重検知素子４０は、信号線４２を介してコントローラ１０の制御部１００に電気的に接続されている。また、温度センサ５０が、制御部１００に電気的に接続されている。温度センサ５０は、図１に示す体外循環装置１が設定されている環境の温度変化を測定して、環境温度情報ＴＭを制御部１００に通知する。なお、温度センサ５０は、必ずしも設けられていなくともよい。
　図７に示すように、コントローラ１０は、液晶表示装置等の表示部１０Ｓを有する。表示部１０Ｓは、温度表示部１０Ｔと、回路内圧表示部１０Ｇと、を有している。図７に示す制御部１００は、記憶部１０１を有する。記憶部１０１は、温度補正テーブルＰＴと、回路内圧算出テーブルＩＰＴと、を記憶している。回路内圧算出テーブルＩＰＴは、荷重検知素子４０により測定された測定値をチューブ１１（１２，１５）内における液体の圧力に変換するためのテーブルである。制御部１００は、荷重検知素子４０により測定された測定値に関する信号ＳＳと、記憶部１０１に記憶された回路内圧算出テーブルＩＰＴと、に基づいて、チューブ１１（１２，１５）内を通る血液の循環中の回路内圧を算出する。
　制御部１００の記憶部１０１は、回路内圧算出テーブルＩＰＴではなく、荷重検知素子４０により測定された測定値をチューブ１１（１２，１５）内における液体の圧力に変換するための数式を記憶していてもよい。すなわち、図８に示した一例のように、記憶部１０１は、チューブ１１（１２，１５）内を通る血液の循環中の回路内圧（ｍｍＨｇ）と、荷重検知素子の測定値（Ｎ）と、の関係を示すグラフに基づいた数式を記憶していてもよい。この場合には、制御部１００は、荷重検知素子４０により測定された測定値に関する信号ＳＳと、記憶部１０１に記憶された数式と、に基づいて、チューブ１１（１２，１５）内を通る血液の循環中の回路内圧を算出する。なお、図８に示したグラフは、回路内圧と荷重検知素子の測定値との関係の一例である。回路内圧と荷重検知素子の測定値との関係は、これだけには限定されない。例えば、回路内圧と荷重検知素子の測定値との関係は、チューブ１１（１２，１５）の材料等に依存する。そのため、記憶部１０１は、チューブ１１（１２，１５）の材料等に応じた複数のテーブルや複数の数式を記憶していてもよい。
　温度補正テーブルＰＴは、使用している脱血チューブ１１（送血チューブ１２、接続チューブ１５）の温度変化による弾性変化を補正するためのテーブルである。脱血チューブ１１（送血チューブ１２、接続チューブ１５）が置かれた環境の温度変化により脱血チューブ１１（送血チューブ１２、接続チューブ１５）の弾性が変化すると、体外循環動作や補助循環動作の際に、脱血チューブ１１（送血チューブ１２、接続チューブ１５）内を通る血液の循環中の回路内圧が微妙に変化することがある。
　そこで、制御部１００は、脱血チューブ１１（送血チューブ１２、接続チューブ１５）が置かれた環境の温度が変化しても、温度補正テーブルＰＴに基づいて、脱血チューブ１１（送血チューブ１２、接続チューブ１５）における血液の循環中の回路内圧の値を補正することで、より正確な回路内圧を得ることができる。なお、体外循環動作や補助循環動作が長時間あるいは長期間にわたって行われる場合には、脱血チューブ１１（送血チューブ１２、接続チューブ１５）の温度は、略一定に維持される。そのため、温度センサ５０は必ずしも設けられていなくともよく、記憶部１０１は温度補正テーブルＰＴを必ずしも記憶していなくともよい。
　回路内圧は、コントローラ１０の回路内圧表示部１０Ｇに表示される。また、環境の温度は、温度表示部１０Ｔに表示される。
　本実施形態に係る圧力センサ３０が装着される循環回路１Ｒのチューブの任意の箇所は、例えば次の通りである。
　図１に例示するように、圧力センサ３０は、循環回路１Ｒの脱血チューブ１１の途中における装着位置Ｗ１、循環回路１Ｒの送血チューブ１２の途中における装着位置Ｗ２、および、遠心ポンプ３と人工肺２とを接続する接続チューブ１５の途中における装着位置Ｗ３の少なくともいずれかに装着可能とされている。
　圧力センサ３０は、循環回路１Ｒの脱血チューブ１１の途中における装着位置Ｗ１に装着されると、体外循環動作や補助循環動作の際に、脱血チューブ１１内を通る血液の循環中の脱血回路内圧を血液に触れることなく測定可能である。これにより、コントローラ１０は、脱血チューブ１１を介して患者Ｐから脱血している際に、脱血チューブ１１における患者Ｐの脱血状態の変化のトレンド（圧力の変化の傾向）を把握できる。
　また、圧力センサ３０は、循環回路１Ｒの送血チューブ１２の途中における装着位置Ｗ２に装着されると、体外循環動作や補助循環動作の際に、送血チューブ１２内を通る血液の循環中の送血回路内圧を血液に触れることなく測定可能である。これにより、コントローラ１０は、送血チューブ１２を介して患者Ｐへ送血している際に、人工肺２の不調や、送血チューブ１２における患者Ｐの送血状態の変化のトレンド（圧力の変化の傾向）を把握できる。
　さらに、圧力センサ３０は、接続チューブ１５の途中における装着位置Ｗ３に装着されると、体外循環動作や補助循環動作の際に、接続チューブ１５を介して遠心ポンプ３により送血されているときの接続チューブ１５内を通る血液の循環中の送血回路内圧を血液に触れることなく測定可能である。これにより、コントローラ１０は、循環回路１Ｒにおける遠心ポンプ３の動作の変化のトレンド（圧力の変化の傾向）を検知することができる。
　このように、圧力センサ３０は、循環回路１Ｒの装着位置Ｗ１、Ｗ２，Ｗ３等の任意の位置に対して装着可能とされている。コントローラ１０の制御部１００は、荷重検知素子４０により測定された測定値に関する信号ＳＳを荷重検知素子４０から受信することにより、循環回路１Ｒを構成している脱血チューブ１１（送血チューブ１２、接続チューブ１５）における血液の回路内圧力の変化のトレンド（圧力の変化の傾向）を検知できる。
　本実施形態に係る圧力センサ３０は、例えば図１に示す循環回路１Ｒの脱血チューブ１１の途中における装着位置Ｗ１、循環回路１Ｒの送血チューブ１２の途中における装着位置Ｗ２、および遠心ポンプ３と人工肺２とを接続する接続チューブ１５の途中における装着位置Ｗ３のいずれの位置においても、同じ要領でチューブ１１（１２，１５）に装着可能な構造を有する。
　脱血チューブ１１、送血チューブ１２、および接続チューブ１５は、互いに同じ材料により形成され、互いに同じ外径（外形寸法）Ｄ１を有している。脱血チューブ１１、送血チューブ１２、および接続チューブ１５は、上述したように、例えば塩化ビニル樹脂やシリコーンゴム等の透明性の高い、弾性変形可能な可撓性を有する合成樹脂製の管路である。
　ここで、弾性変形可能なチューブが荷重検知素子の測定端子に接触し荷重検知素子の測定端子から押され続けると、チューブの弾性力が時間経過とともに変化する。そうすると、チューブを通る液体の回路内の圧力と、チューブの弾性力と、が合成されたチューブの反発力は、チューブを通る液体の回路内の圧力が一定であるにもかかわらず時間経過とともに変化する。そのため、荷重検知素子の測定値の変動が、チューブを通る液体の回路内の圧力の変化による変動であるか、あるいはチューブの弾性力の変化による変動であるか、を判別することが困難になることがある。
　これに対して、本実施形態に係る圧力センサ３０の制御部１００は、荷重検知素子４０の測定端子４１をチューブ１１（１２，１５）の外面に対して間欠的に接触させる制御を実行し、荷重検知素子４０により測定された測定値に基づいてチューブ１１（１２，１５）内における液体の圧力を算出する。つまり、図２に表した矢印Ａ１および図３に表した矢印Ａ２のように、荷重検知素子４０の測定端子４１は、所定の時間的間隔をおいてチューブ１１（１２，１５）の外面に接触しチューブ１１（１２，１５）の外面を押す。そして、チューブ１１（１２，１５）内における液体の圧力は、所定の時間的間隔をおいて算出される。例えば、荷重検知素子４０は、アクチュエータに接続されており、図２に表した矢印Ａ１および図３に表した矢印Ａ２の方向に所定の時間的間隔をおいて移動する。
　これにより、チューブが荷重検知素子の測定端子に接触し荷重検知素子の測定端子から押され続ける場合と比較して、チューブ１１（１２，１５）内における液体の圧力が一定であるにもかかわらずチューブ１１（１２，１５）の弾性力が時間経過とともに変化することを抑えることができる。そのため、チューブ１１（１２，１５）内における液体の圧力が一定であるにもかかわらずチューブ１１（１２，１５）が荷重検知素子４０の測定端子４１を押し返す力（反発力）が時間経過とともに変化することを抑えることができる。これにより、本実施形態に係る圧力センサ３０は、回路を循環中の液体のチューブ１１（１２，１５）内における圧力をより正確に、より安定的に検知することができる。
　また、荷重検知素子４０は、チューブ１１（１２，１５）に加わる力をチューブ１１（１２，１５）の外面に接触した測定端子４１により測定可能である。つまり、荷重検知素子４０は、チューブ１１（１２，１５）内を流れる液体に接触することなくチューブ１１（１２，１５）に加わる力を測定可能である。そして、制御部１００は、荷重検知素子４０により測定された測定値に基づいてチューブ１１（１２，１５）内における液体の圧力を算出する。これにより、本実施形態に係る圧力センサ３０は、チューブ１１（１２，１５）内を流れる液体に接触することなくチューブ１１（１２，１５）内における液体の圧力を検知可能である。これにより、血液の梗塞部分や血栓がチューブ１１（１２，１５）内に生ずることを抑えることができる。
　また、図３に表したように、圧力センサ３０の本体部３１は、例えばゴムにより形成されたＯリングなどの滑り止め３７を有する。滑り止め３７は、本体部３１の挿入孔３４の内側に固定され、本体部３１に装着されたチューブ１１（１２，１５）の部分がチューブ１１（１２，１５）の軸Ｘ１方向に伸びることを抑制する。これにより、本実施形態に係るの圧力センサ３０は、回路を循環中の液体のチューブ１１（１２，１５）内における圧力をさらに正確に、さらに安定的に検知することができる。
　また、挿入孔３４の軸Ｘ２方向に対して垂直方向における挿入孔３４の断面形状が円であるため、操作者は、チューブ１１（１２，１５）に本体部３１を容易に装着することができ、回路を循環中の液体のチューブ１１（１２，１５）内における圧力を簡単かつ即座に測定することができる。
　図９は、本発明者が実施した検討の結果の一例を例示する表である。
　本発明者は、荷重検知素子４０の測定端子４１をチューブ１１（１２，１５）の外面に対して間欠的に接触させたときの荷重検知素子４０の測定値について検討を行った。本検討において、チューブ１１（１２，１５）の材料は、塩化ビニル樹脂である。回路内圧（ｍｍＨｇ）は、０（ゼロ）である。荷重検知素子４０の測定端子４１は、チューブ１１（１２，１５）の外面を内側に向かって押す。このときの測定端子４１の移動速度は、測定端子４１が３０秒間に５ｍｍだけ移動する速度である。つまり、荷重検知素子４０の測定端子４１は、３０秒間かけて、チューブ１１（１２，１５）の外面を５ｍｍだけ押す。本発明者は、このときの荷重検知素子４０の測定値（チューブ１１（１２，１５）の反発力）を測定した。その後、荷重検知素子４０の測定端子４１は、チューブ１１（１２，１５）の外面から離れた位置（元の位置）に移動し、所定の時間的間隔をおいて、再び３０秒間かけて、チューブ１１（１２，１５）の外面を５ｍｍだけ押す。本発明者は、このときの荷重検知素子４０の測定値を測定した。測定結果の一例は、図９に表した通りである。　
　すなわち、測定番号（１）の測定値「３８．６０９１９（Ｎ）」は、荷重検知素子４０の測定端子４１がチューブ１１（１２，１５）の外面を１回目に押したときの荷重検知素子４０の測定値である。測定番号（２）の測定値「３８．５８８６８（Ｎ）」は、荷重検知素子４０の測定端子４１が元の位置に移動してから５分間が経過した後に、チューブ１１（１２，１５）の外面を再び（２回目に）押したときの荷重検知素子４０の測定値である。測定番号（３）の測定値「３８．５８８６８（Ｎ）」は、荷重検知素子４０の測定端子４１が元の位置に移動してから５分間が経過した後に、チューブ１１（１２，１５）の外面を再び（３回目に）押したときの荷重検知素子４０の測定値である。
　これによれば、本検討に用いられたチューブ１１（１２，１５）の弾性力は、５分間以上の時間的間隔を設けると回復する。そのため、本検討のチューブ１１（１２，１５）が体外循環装置１に用いられる場合には、制御部１００は、荷重検知素子４０の測定端子４１をチューブ１１（１２，１５）の外面に対して５分間以上の時間的間隔をおいて接触させる制御を実行する。これにより、圧力センサ３０は、回路を循環中の液体のチューブ１１（１２，１５）内における圧力をより正確に、より安定的に検知することができる。
　次に、本実施形態の変形例に係る圧力センサの本体部を、図面を参照して説明する。
　なお、変形例に係る圧力センサの本体部の構成要素が、図１～図９に関して前述した圧力センサ３０の本体部３１の構成要素と同様である場合には、重複する説明は適宜省略し、以下、相違点を中心に説明する。
　図１０は、本実施形態の第１変形例に係る圧力センサの本体部を表す斜視図である。
　図１１は、図１０に表した切断面Ｄ－Ｄにおける断面を表示した斜視図である。
　第１変形例に係る圧力センサの本体部３１Ａは、挿入孔３４Ａと、固定孔３５と、を有する。固定孔３５は、図４～図６に関して前述した通りである。本変形例の本体部３１Ａでは、挿入孔３４Ａの軸Ｘ３方向に対して垂直方向における挿入孔３４Ａの断面形状は、楕円である。また、挿入孔３４Ａの断面形状の楕円の短軸Ｘ４は、チューブ１１（１２，１５）の外径Ｄ１（図２参照）よりも短い。言い換えれば、楕円の短軸Ｘ４方向の長さＤ３は、チューブ１１（１２，１５）の外径Ｄ１よりも短い。この点において、本変形例の本体部３１Ａは、図４～図６に関して前述した本体部３１とは異なる。
　本変形例によれば、チューブ１１（１２，１５）は、本体部３１Ａの挿入孔３４Ａに挿入され本体部３１Ａに装着されると、挿入孔３４Ａの断面形状に沿って潰される。つまり、回路を循環中の液体のチューブ１１（１２，１５）内における圧力が測定される前に、チューブ１１（１２，１５）は、本体部３１Ａの挿入孔３４Ａの内部において予め潰されている。そのため、チューブが潰されていない場合と比較すると、チューブ１１（１２，１５）の反発力が高くなり、チューブ１１（１２，１５）が測定端子４１に押され測定端子４１から離れた後におけるチューブ１１（１２，１５）の反発力の回復が早くなる。そのため、荷重検知素子４０の測定端子４１がチューブ１１（１２，１５）の外面に対して間欠的に接触する時間的間隔を短くすることができる。これにより、回路を循環中の液体のチューブ１１（１２，１５）内における圧力の測定間隔が短くなる。
　図１２は、本実施形態の第２変形例に係る圧力センサの本体部を表す斜視図である。
　図１３は、図１２に表した切断面Ｅ－Ｅにおける断面を表示した斜視図である。
　第２変形例に係る圧力センサの本体部３１Ｂは、挿入孔３４Ｂと、固定孔３５と、を有する。固定孔３５は、図４～図６に関して前述した通りである。本変形例の本体部３１Ｂでは、挿入孔３４Ｂの軸Ｘ５方向に対して垂直方向における挿入孔３４Ｂの断面形状のうちで、荷重検知素子４０と、挿入孔３４Ｂに挿入されたチューブ１１（１２，１５）と、が互いに対向する部分（固定孔３５の部分）における断面形状は、直線３６である。また、直線３６と、直線３６に対向する挿入孔３４Ｂの内面と、の間の距離Ｄ４は、チューブ１１（１２，１５）の外径Ｄ１（図２参照）よりも短い。この点において、本変形例の本体部３１Ａは、図４～図６に関して前述した本体部３１とは異なる。なお、挿入孔３４Ｂの断面形状のうちで直線３６以外の部分の形状は、特には限定されず、円であってもよく楕円であってもよい。
　本変形例によれば、チューブ１１（１２，１５）は、本体部３１Ｂの挿入孔３４Ｂに挿入され本体部３１Ｂに装着されると、挿入孔３４Ｂの断面形状の直線３６の部分に沿って潰される。つまり、回路を循環中の液体のチューブ１１（１２，１５）内における圧力が測定される前に、チューブ１１（１２，１５）は、本体部３１Ｂの挿入孔３４Ｂの内部において予め潰されている。そのため、チューブ１１が潰されていない場合と比較すると、チューブ１１（１２，１５）の反発力が高くなり、チューブ１１（１２，１５）が測定端子４１に押され測定端子４１から離れた後におけるチューブ１１（１２，１５）の反発力の回復が早くなる。そのため、荷重検知素子４０の測定端子４１がチューブ１１（１２，１５）の外面に対して間欠的に接触する時間的間隔を短くすることができる。これにより、回路を循環中の液体のチューブ１１（１２，１５）内における圧力の測定間隔が短くなる。また、挿入孔３４Ｂの断面形状の直線３６に沿って潰されたチューブ１１（１２，１５）の部分には、平面が形成される。荷重検知素子４０の測定端子４１は、チューブ１１（１２，１５）に形成された平面に当てられる。そのため、本変形例の本体部３１Ｂを有する圧力センサは、回路を循環中の液体のチューブ１１（１２，１５）内における圧力をさらに正確に、さらに安定的に検知することができる。
　以上説明したように、本実施形態に係る圧力センサ３０の制御部１００は、荷重検知素子４０の測定端子４１をチューブ１１（１２，１５）の外面に対して間欠的に接触させる制御を実行し、荷重検知素子４０により測定された測定値に基づいてチューブ１１（１２，１５）内における液体の圧力を算出する。これにより、チューブが荷重検知素子の測定端子に接触し荷重検知素子の測定端子から押され続ける場合と比較して、チューブ１１（１２，１５）内における液体の圧力が一定であるにもかかわらずチューブ１１（１２，１５）の弾性力が時間経過とともに変化することを抑えることができる。そのため、チューブ１１（１２，１５）内における液体の圧力が一定であるにもかかわらずチューブ１１（１２，１５）が荷重検知素子４０の測定端子４１を押し返す力（反発力）が時間経過とともに変化することを抑えることができる。これにより、本実施形態に係る圧力センサ３０は、回路を循環中の液体のチューブ１１（１２，１５）内における圧力をより正確に、より安定的に検知することができる。
　また、本実施形態に係る体外循環装置１は、液体を移送する弾性変形可能なチューブ１１（１２，１５）と、チューブ１１（１２，１５）に設けられチューブ１１（１２，１５）内における液体の圧力を検知する圧力センサ３０と、を備える。これにより、本実施形態に係る圧力センサ３０に関して前述した効果と同様の効果が得られる。
　以上、本発明の実施形態について説明した。しかし、本発明は、上記実施形態に限定されず、特許請求の範囲を逸脱しない範囲で種々の変更を行うことができる。上記実施形態の構成は、その一部を省略したり、上記とは異なるように任意に組み合わせたりすることができる。
　１・・・体外循環装置、　１Ｒ・・・循環回路、　２・・・人工肺、　３・・・遠心ポンプ、　４・・・ドライブモータ、　５・・・静脈側カテーテル、　６・・・動脈側カテーテル、　１０・・・コントローラ、　１０Ｇ・・・回路内圧表示部、　１０Ｓ・・・表示部、　１０Ｔ・・・温度表示部、　１１・・・脱血チューブ、　１２・・・送血チューブ、　１３・・・酸素ガス供給部、　１４・・・チューブ、　１５・・・接続チューブ、
　１７・・・ファストクランプ、　１８・・・三方活栓、　１９・・・チューブ、　２０・・・超音波気泡検出センサ、　３０・・・圧力センサ、　３１、３１Ａ、３１Ｂ・・・本体部、　３４、３４Ａ、３４Ｂ・・・挿入孔、　３５・・・固定孔、　３６・・・直線、　３７・・・滑り止め、　４０・・・荷重検知素子、　４１・・・測定端子、　４２・・・信号線、　５０・・・温度センサ、　１００・・・制御部、　１０１・・・記憶部、
　Ｄ１・・・外径、　Ｄ２・・・内径、　Ｄ３・・・長さ、　Ｄ４・・・距離、　ＩＰＴ・・・回路内圧算出テーブル、　Ｐ・・・患者、　ＰＴ・・・温度補正テーブル、　ＳＧ・・・指令、　ＳＳ・・・信号、　ＴＭ・・・環境温度情報、　Ｗ１、Ｗ２、Ｗ３・・・装着位置、　Ｘ１、Ｘ２、Ｘ３・・・軸、　Ｘ４・・・短軸、　Ｘ５・・・軸
 

Claims (6)

  1. 　液体を移送する弾性変形可能なチューブに設置可能とされ前記チューブ内における前記液体の圧力を検知するための圧力センサであって、
    　前記チューブに装着可能とされた本体部と、
    　前記本体部に設けられた荷重検知素子であって前記チューブの外面に接触可能な測定端子を有し前記チューブに加わる力を測定可能な荷重検知素子と、
    　前記測定端子を前記チューブの外面に対して間欠的に接触させる制御を実行し、前記荷重検知素子により測定された測定値に基づいて前記チューブ内における前記液体の圧力を算出する制御部と、
    　を備えたことを特徴とする圧力センサ。
  2. 　前記本体部は、前記本体部に装着された前記チューブの部分が前記チューブの軸方向に伸びることを抑制する滑り止めを有することを特徴とする請求項１に記載の圧力センサ。
  3. 　前記本体部は、前記チューブが挿入可能とされた挿入孔を有し、
    　前記挿入孔の軸方向に対して垂直方向における前記挿入孔の断面形状は、円であることを特徴とする請求項１または２に記載の圧力センサ。
  4. 　前記本体部は、前記チューブが挿入可能とされた挿入孔を有し、
    　前記挿入孔の軸方向に対して垂直方向における前記挿入孔の断面形状は、前記チューブの外径よりも短い短軸を有する楕円であることを特徴とする請求項１または２に記載の圧力センサ。
  5. 　前記本体部は、前記チューブが挿入可能とされた挿入孔を有し、
    　前記挿入孔の軸方向に対して垂直方向における前記挿入孔の断面形状のうちで前記荷重検知素子と前記挿入孔に挿入された前記チューブとが互いに対向する部分における前記断面形状は、直線であり、
    　前記直線と、前記直線に対向する前記挿入孔の内面と、の間の距離は、前記チューブの外径よりも短いことを特徴とする請求項１または２に記載の圧力センサ。
  6. 　液体を体外循環させる際に用いられる体外循環装置であって、
    　前記液体を移送する弾性変形可能なチューブと、
    　前記チューブに設けられ前記チューブ内における前記液体の圧力を検知する請求項１～５のいずれか１項に記載の圧力センサと、
    　を備えたことを特徴とする体外循環装置。
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