WO2016092913A1 - 体外循環装置 - Google Patents
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Definitions
- the present invention relates to an extracorporeal circulation device capable of measuring the pressure in the extracorporeal circulation circuit.
- the blood pump of the extracorporeal circulation device is operated to remove blood through a blood removal line (blood removal tube) connected to the patient's vein. After performing gas exchange in the blood with an artificial lung placed downstream from the blood pump, this blood is returned to the patient's artery via a blood supply line (blood supply tube). Yes.
- a pressure sensor is connected to the blood removal line closer to the patient's vein side (see, for example, Patent Document 1) ).
- a method is generally used in which a three-way cock is connected to a tube and the pressure sensor is connected to the connector of the three-way cock.
- a pressure sensor is connected to a tube in advance as in Patent Document 2.
- the inside of the tube is in a negative pressure state. For this reason, when connecting a pressure sensor using a three-way stopcock, if the connection with the three-way stopcock is loose, or if you forget to close the stopper when removing the pressure sensor, air will be easily drawn into the tube, and bubbles will be generated. There is a risk that it will occur. In the type in which the pressure sensor is connected to the tube in advance, the risk of air being drawn in is low, but there is a problem that the structure is complicated, the manufacturing cost is high, and sterilization is difficult.
- An object of the present invention is to provide an extracorporeal circulation device that reduces the risk of generating bubbles and easily grasps the state of a patient.
- the above-described problems include a blood removal line through which blood drawn from the body of the subject passes, a centrifugal pump that is connected downstream of the blood removal line, and sends blood by rotational movement, and is connected downstream of the centrifugal pump.
- An oxygenator a blood supply line that is downstream of the oxygenator and returns blood into the body, and a flow rate sensor that detects a blood flow rate in the blood supply line, the centrifugal pump and the artificial lung
- An intermediate pressure sensor that is a pressure sensor for detecting the pressure in the circuit between the lung and the peculiar to the centrifugal pump based on the rotational speed of the centrifugal pump and the blood flow rate detected by the flow sensor; This is solved by an extracorporeal circulation device having a discharge pressure specifying unit for specifying the discharge pressure of the circulatory tube.
- the pressure sensor for measuring the pressure in the circuit is not a blood removal line that is in a negative pressure state, but a high positive pressure between the centrifugal pump and the oxygenator, that is, immediately downstream of the centrifugal pump. Placed in a circuit in a state. For this reason, even if it connects a pressure sensor with a three-way cock, there is little possibility that a bubble will be drawn in from the position of the three-way cock. Therefore, it is possible to effectively prevent air from entering the circulation circuit. In addition, since the tube is short between the centrifugal pump and the oxygenator, the pressure change due to deformation of the tube is small.
- the configuration of the present invention includes a discharge pressure specifying unit that specifies a discharge pressure unique to the centrifugal pump based on the number of rotations of the centrifugal pump and the blood flow rate detected by the flow rate sensor in the blood supply line.
- the pressure measured by the intermediate pressure sensor (the pressure sensor immediately after the centrifugal pump) is an abnormal value that cannot be estimated from the discharge pressure inherent to the centrifugal pump used, (For example, the discharge pressure inherent to the centrifugal pump is 600 mmHg at the set rotational speed of the centrifugal pump, but the pressure measured by the intermediate pressure sensor is as high as 300 mmHg.) If not, it can be imagined that the patient's blood volume is too low because the pressure from the patient's venous side is too low).
- the apparatus further comprises a blood pressure removal calculating unit that subtracts the discharge pressure specified by the discharge pressure specifying unit from the pressure measured by the intermediate pressure sensor to estimate the pressure in the blood removal line.
- a blood pressure removal calculating unit that subtracts the discharge pressure specified by the discharge pressure specifying unit from the pressure measured by the intermediate pressure sensor to estimate the pressure in the blood removal line.
- a blood removal state determination unit that determines whether or not the pressure calculated by the blood removal pressure calculation unit exceeds or falls below a threshold value that is necessary for determining blood removal failure. And having a notifying means for notifying that the blood removal state determining unit has determined that the threshold value has been exceeded or fallen below the threshold value. Therefore, the user can determine the blood removal failure by notifying the notification means, and examine the decrease in the blood volume of the subject, improper insertion of the cannula, etc. causing the blood removal failure. Can do.
- the blood removal state determination unit does not perform the determination within a time required until the discharge pressure of the centrifugal pump is stabilized after the rotational speed of the centrifugal pump is set. . Therefore, after starting the operation of the centrifugal pump or changing the rotation speed in the middle, and setting the rotation speed of the centrifugal pump, the discharge pressure of the centrifugal pump is not stable. Even if the calculated pressure value falls below a required threshold value, it is possible to prevent a situation in which the calculated pressure value is not darkly notified.
- the blood removal state determination unit determines whether the average value of the pressure calculated by the blood removal pressure calculation unit exceeds or falls below the threshold, or the pressure calculated by the blood removal pressure calculation unit It is characterized in that it is determined whether or not the threshold value has continuously exceeded the threshold value. Therefore, even when the pressure calculated by the blood pressure removal calculation unit falls below the required threshold instantaneously during the time period when the discharge pressure of the centrifugal pump should be stable, a situation in which it is silently notified Can be effectively prevented.
- the discharge pressure is specified by taking into account a hematocrit value and / or blood temperature. Then, since the hematocrit value and the blood temperature change the viscosity of the blood to change the discharge pressure, for example, the blood removal calculation unit can estimate the pressure in the blood removal line with higher accuracy.
- an extracorporeal circulation device that can reduce the risk of generating bubbles and can easily grasp the patient's condition.
- the systematic diagram which shows preferable embodiment of the extracorporeal circulation apparatus of this invention The schematic block block diagram which shows the characteristic structure of the extracorporeal circulation apparatus of FIG.
- the extracorporeal circulation device of this embodiment is used in the case of “auxiliary circulation operation” or “extracorporeal circulation operation”, for example.
- the “extracorporeal circulation operation” means, for example, when blood circulation in the heart is temporarily stopped by a surgical operation, blood circulation operation and gas exchange operation (oxygenation and / or carbon dioxide) with respect to this blood by an extracorporeal circulation device. Removal).
- the “auxiliary circulation operation” is to assist blood circulation operation by the extracorporeal circulation device in a state where the patient's heart cannot perform a sufficient function or in a state where gas exchange by the lung cannot be sufficiently performed. Some devices have a function of performing a gas exchange operation on blood.
- FIG. 1 is a system diagram of an extracorporeal circulation device 1 according to an embodiment of the present invention.
- the figure enclosed with a dashed-dotted line is an enlarged view of the connection tube 3 periphery which connects the centrifugal pump 4 and the artificial lung 2.
- FIG. The extracorporeal circulation apparatus 1 shown in this figure has a blood circuit ("blood circulation circuit") having a blood line that allows blood to be returned to the patient's artery after blood removal from the vein of the patient (subject) P. 1R).
- blood circulation circuit blood line that allows blood to be returned to the patient's artery after blood removal from the vein of the patient (subject) P. 1R).
- the blood circuit 1R includes a blood removal cannula 5, a blood removal line (blood removal tube) 11, a centrifugal pump 4 that sends blood, and an artificial lung that performs a gas exchange operation on the blood until blood is returned to the body of the patient P. 2.
- a blood supply line (blood supply tube) 12 and a blood supply side cannula 6 are configured in this order, and perform substitution of the heart and the lung.
- the blood removal side cannula 5 is inserted into the vein of the patient P and is connected to the blood removal line 11 by the connector CN. Further, the blood supply side cannula 6 is inserted into the artery of the patient P, and is connected to the blood supply line 12 by the connector CM.
- the blood removal line 11 and the blood supply line 12 serve as conduits outside the body.
- a highly transparent synthetic resin tube such as vinyl chloride resin or silicone rubber can be used.
- blood flows in the V direction (centrifugal pump 4 side), and in the blood supply line 12, blood flows in the W direction (patient P side).
- the centrifugal pump 4 is connected to the downstream end of the blood removal line 11, and when operated according to a command from the controller 10, blood is drawn out from the vein of the patient P via the blood removal tube 11.
- the blood that has been removed from blood passes through the oxygenator 2 and can be sent to the artery of the patient P via the blood supply tube 12.
- the centrifugal pump 4 includes, for example, a pump head 4b having a rotor (not shown) in which magnets are embedded, and a drive motor (drive source) 4a having a magnet attached to the pump head 4b. When rotated, the rotor is rotated by the magnetic force.
- the rotational speed of the drive motor 4a is set by the operation unit 50 including a rotary knob or the like of the controller 10, and can be rotated, for example, at 1000 to 5000 rpm (in the present embodiment, a maximum of 3000 rpm).
- the centrifugal pump 4 of the present embodiment has a rotation speed measuring instrument 42 such as an optical rotary encoder in the housing of the drive motor 4a, and the rotation speed R of the drive motor 4a is detected.
- the detected rotation speed R is converted into an electric signal and transmitted to the controller 10, and the rotation speed of the centrifugal pump 4 can be grasped in real time.
- a known temperature sensor (not shown) is provided in the casing of the pump head 4b, and the detection result of this temperature sensor is transmitted to the controller 10 so that the blood temperature can be measured.
- a change in the current of the drive motor 4a is also transmitted to the controller 10, whereby the controller 10 calculates a blood viscosity and measures a hematocrit value (see, for example, JP-A-11-76394).
- the means for measuring the rotational speed R, blood temperature, and hematocrit value of the centrifugal pump 4 is not limited to the above-described embodiment, and other known means can be used.
- the centrifugal pump 4 displays a bar code BC for specifying the type, and the bar code BC is read by a bar code reader 81 connected to the controller 10, whereby the centrifugal pump 4 to be used is read.
- the type of the pump 4 can be specified.
- the oxygenator 2 is a known membrane oxygenator disposed between the centrifugal pump 4 and the blood delivery tube 12, preferably a hollow fiber oxygenator, more preferably an external reflux oxygenator.
- the oxygenated lung 2 of this embodiment is supplied with a mixed gas whose oxygen concentration has been adjusted from the gas port 78 through the tube 14, and the mixed gas that has entered the gas port 78 has a plurality of porous membranes in a straw shape.
- the hollow fiber high fiber type gas exchange membrane
- blood flowing from the centrifugal pump 4 is introduced into the artificial lung 2 through a blood inflow port 79 different from the gas port 78, and the blood that has entered through the blood inflow port 79 passes between a plurality of hollow fibers.
- the artificial lung 2 displays a bar code BC for specifying the type, similar to the centrifugal pump 4, which can be read by the bar code reader 81 to specify the type.
- the oxygenator 2 of the present invention is not limited to such an external reflux type, and may be an internal reflux type or a membrane oxygenator different from the hollow fiber type. .
- a blood supply side pressure sensor 38 for detecting the pressure inside the blood supply line 12 and a flow rate sensor 52 for detecting the blood flow rate in the blood supply line 12 are arranged. It is installed. The detection results of the blood supply side pressure sensor 38 and the flow rate sensor 52 are converted into electrical signals and transmitted to the controller 10.
- the blood-feeding pressure sensor 38 is preferably arranged in the vicinity of the outflow port 53 of the oxygenator 2, detects the pressure immediately after flowing out of the oxygenator 2 as much as possible, and the post-artificial lung pressure described later Has a role to measure.
- a known pressure gauge can be used as the blood-feeding pressure sensor 38. For example, a sensor that detects the displacement of the diaphragm due to pressure and converts it into an electrical signal can be used.
- the flow sensor 52 makes it possible to grasp the blood flow rate flowing through the blood circuit 1R, and has a role of calculating a specific discharge pressure of the centrifugal pump 4 as will be described later.
- a known flow meter can be used.
- an ultrasonic propagation time difference type sensor is used. This ultrasonic propagation time difference type sensor transmits and receives ultrasonic waves in both the direction W of blood flow and the opposite direction, and detects the blood flow rate from the difference in ultrasonic transmission time based on this direction.
- the flow sensor 52 of FIG. 1 is arranged separately from the blood supply side pressure sensor 38 and is arranged downstream of the blood supply side pressure sensor 38.
- the blood supply side pressure sensor 38 and the flow rate sensor 52 disposed in the blood supply line 12 of the present invention are not limited to such a mode, and one detector includes the blood supply side pressure sensor and the flow rate sensor. Also, the pressure and blood flow rate in the blood supply line 12 may be measured at one place.
- the extracorporeal circulation device 1 of the present embodiment has an intermediate pressure sensor 37 that is a pressure sensor for detecting the pressure in the circuit between the centrifugal pump 4 and the artificial lung 2.
- the intermediate pressure sensor 37 mainly has two roles. Although details will be described later, one is a role for estimating the pressure in the blood removal line 11 and the other is a role for determining the replacement time of the oxygenator 2.
- the intermediate pressure sensor 37 is a known sensor, and may be the same as or different from the blood-feeding pressure sensor 38. Also, a known method can be used for attaching the intermediate pressure sensor 37 to the connection tube 3 between the centrifugal pump 4 and the artificial lung 2. In this embodiment, as an example, the connection to the connection tube 3 is possible.
- the three-way stopcock 8 is directly or indirectly connected to the connector.
- the connection tube 3 is formed to be at least shorter than the tubes of the blood removal line 11 and the blood supply line 12 so that the pressure loss between the centrifugal pump 4 and the artificial lung 2 is as small as possible.
- the connecting tube 3 may pass through a guard member 17 that guards the periphery thereof.
- the guard member 17 maintains the straight state of the connecting tube 3 and engages with both ends of the connecting tube 3, thereby preventing the connecting tube 3 from being bent.
- An intermediate pressure sensor 37 (three-way cock 8 for connection to the connection tube 3 in the figure) is connected adjacent to the connection tube 3 in the guard member 17, more preferably the centrifugal pump 4.
- the centrifugal pump 4, the blood supply side pressure sensor 38, the flow sensor 52, and the intermediate pressure sensor 37 as described above are connected to the controller 10, and signals are transmitted to and received from the controller 10.
- the controller 10 is connected to each other via a bus (not shown), and operates based on a clock signal of a clock generator, a CPU (Central Processing Unit), a ROM (Read Only Memory), a RAM (Random). (Access Memory) or the like, it may be a general-purpose computer.
- the controller 10 performs a determination / control on the main control unit 100 that performs determination / control of the entire operation, a blood removal side monitoring control unit 200 that mainly performs determination / control on the blood removal line 11, and an artificial lung.
- control unit 300 which is mainly performed.
- the control unit of the present invention is not limited to such a configuration, and the blood removal side monitoring control unit 200 and the artificial lung monitoring control unit 300 are integrated into the main control unit 100, and the apparatus of the apparatus is performed according to a predetermined procedure. Operation and control may be performed.
- An operation unit 50 including a rotary knob is connected to the main control unit 100, and a signal based on the operation of the operation unit 50 is distributed to each unit.
- the signal is transmitted to the drive motor 4 a connected to the main control unit 100, so that the rotation speed of the centrifugal pump 4 can be set by operating the operation unit 50.
- the main controller 100 is connected to a rotation speed measuring device 42, a flow rate sensor 52, a blood removal side monitoring control portion 200, and an artificial lung monitoring control portion 300, and detects the rotation speed measuring device 42 and the flow rate sensor 52. The result is sent as a signal to the blood removal side monitoring control unit 200 and the artificial lung monitoring control unit 300 according to a predetermined procedure.
- the main control unit 100 is connected with an alarm unit 120 including an alarm 36 such as a buzzer and a speaker and a display screen 35 such as a liquid crystal screen, and received from each of the control units 200 and 300, the flow sensor 52, and the like. Based on the signal, its contents can be notified.
- the alarm 36 is configured to sound a notification that the pressure value of the blood removal line 11 is abnormal, a warning for notifying the replacement timing of the oxygenator 2, and the like.
- information setting of the number of revolutions of the centrifugal pump 4, the type of the centrifugal pump 4 and the artificial lung 2, the required threshold, etc.
- various messages blood flow rate, hematocrit value
- the blood removal side monitoring control unit 200 is mainly based on the intermediate pressure sensor 37 electrically connected to the blood removal line 11 and each circuit or program. It is a control part for judging the pressure in the blood removal line 11 and monitoring the blood removal state.
- the determination / control method for monitoring the blood removal state will be described in detail with reference to FIG.
- the artificial lung monitoring control unit 300 uses the pressure value (artificial lung) measured by the intermediate pressure sensor 37 from the pressure value (pressure value downstream from the artificial lung 2) Pa measured by the blood supply side pressure sensor 38.
- 2 is a control unit for estimating the pressure loss in the oxygenator 2 and substituting the replacement time of the oxygenator 2 based on the pressure loss.
- the determination / control method relating to the monitoring of the oxygenator 2 will also be described in detail with reference to FIG.
- FIGS. 2 is a schematic block diagram showing a characteristic configuration of the extracorporeal circulation device 1
- FIG. 3 is a schematic block diagram showing a main configuration of the discharge pressure specifying unit 40 of FIG. 2
- FIG. 4 is a discharge pressure and blood flow rate of the centrifugal pump.
- FIG. 5 is a schematic block diagram showing the main configuration of the blood removal state determination unit 43 in FIG. 2
- FIG. 6 is a performance showing the correlation between the blood flow rate of the artificial lung and pressure loss.
- FIG. 7 is a schematic block diagram showing a main configuration of the artificial lung threshold value determination unit 58 of FIG.
- the controller 10 includes the main control unit 100 described above and a “blood removal line module 210” and a “artificial lung module 310” obtained by modularizing the program.
- the blood removal line module 210 includes a blood removal side monitoring control unit 200 that performs operation and control of the entire module, and a data discharge between the blood removal side monitoring control unit 200 and a “discharge pressure”. It includes a specifying unit 40, a blood removal pressure calculation unit 41, a blood removal blood pressure threshold storage unit 42, and a blood removal state determination unit 43.
- the “discharge pressure specifying unit 40” corresponds to the discharge pressure specific to the centrifugal pump (specific performance data of the centrifugal pump to be used) based on the rotational speed R of the centrifugal pump and the blood flow rate Q detected by the flow sensor. This is a program for specifying the discharge pressure value.
- the discharge pressure specifying unit 40 includes a “pump performance data table 60” and a “pump discharge pressure indexing unit 62 in which a program for determining the unique discharge pressure is stored. "have.
- the pump performance data table 60 is a data table based on a unique “rotation speed ⁇ blood flow rate ⁇ discharge pressure” correlation determined for each type of centrifugal pump.
- the pump performance database 60 of this embodiment stores a data table corresponding to a plurality of types of centrifugal pumps. For example, “rotation speed (rpm) ⁇ blood flow rate (L / min) ⁇ discharge pressure ( mmHg) ”is stored in the data table created based on the correlation.
- the correlation shown in FIG. 4 is unique to “Terumo: Capiox (trade name) centrifugal pump”.
- the blood removal side monitoring control shown in FIG. 2 is based on the program of the pump discharge pressure indexing unit 62.
- the unit 200 obtains “rotation speed R” data from the rotation speed measuring instrument 4 via the main control unit 100 in the above correlation, and obtains “blood flow rate Q” data via the main control unit 100.
- the discharge pressure Pr calculated from only the relationship between the rotational speed R and the blood flow rate Q is a numerical value corresponding to predetermined performance data unique to the centrifugal pump used, and does not correspond to an environmental change. For this reason, the actual discharge pressure may vary from the estimated discharge pressure Pr.
- the hematocrit value and blood temperature are the causes of the numerical fluctuations. Therefore, it is preferable to correct the estimated value of the discharge pressure Pr in consideration of the hematocrit value and the blood temperature.
- FIG. 4 is a correlation diagram in the case where the hematocrit value is 35 ⁇ 1% and the blood temperature is 37 ⁇ 1 ° C.
- the blood viscosity becomes higher as the hematocrit value becomes higher or the blood temperature becomes lower than this.
- the discharge pressure becomes large even at the same rotation speed and flow rate. Thereby, a more accurate discharge pressure can be estimated.
- the intermediate pressure sensor 37 in FIG. 1 measures the pressure in the connecting tube 3 immediately after the centrifugal pump 4 (immediately downstream), and the pressure immediately after this increases the blood flow from the vein of the patient P. This is a pressure obtained by adding the discharge pressure of the centrifugal pump 4 to the resulting pressure in the blood removal line 11. Therefore, as shown in FIG.
- the blood pressure is stored in the blood pressure reduction threshold value storage unit 42 via the main control unit 100 and the blood removal side monitoring control unit 200 by the operation of the operation unit 50. If at least a value obtained by subtracting about 50 mmHg from the current estimated blood pressure removal value Pv is used as a threshold value, it is possible to know an abnormal state in which blood removal line tubes are blocked and the blood is not removed at all.
- the “blood removal state determination unit 43” in FIG. 2 determines whether or not the estimated blood pressure removal Pv by the blood pressure removal calculation unit 41 exceeds or falls below a required threshold value stored in the blood pressure removal threshold storage unit 42 ( In the case of the present embodiment, it is a program for determining whether or not it has been exceeded.
- the blood removal state determination unit 43 has a blood removal state determination unit main body 70 and is determined based on a program (estimated blood pressure Pv ⁇ threshold) of the main body 70. .
- the concept of the program of the blood removal state determination unit 43 includes a concept of multiplying the estimated blood removal pressure Pv by a minus value and determining whether or not the threshold value is exceeded.
- the blood removal state determination unit 43 has a set time storage unit 74 for storing the time when the rotation speed of the centrifugal pump is set (initial setting and change setting). That is, when the rotational speed of the centrifugal pump is set by the operation unit 50 shown in FIG. 2, the main control unit 100 controls the blood removal side monitoring time at which the rotational speed is set (hereinafter referred to as “set time”). 5 is output to the blood removal state determination unit 43 via the unit 200, and the set time storage unit 74 in FIG. 5 records the set time.
- a predetermined time zone from this set time is a time zone in which the discharge pressure of the centrifugal pump is not stable.
- the setting time storage unit 74 records the change setting time at that time, it takes n seconds from the recording (required until the discharge pressure of the centrifugal pump is stabilized). 2 for 10 seconds in the case of the present embodiment, the determination of whether or not the estimated blood pressure Pv based on the program of the blood removal state determination unit main body 70 has fallen below the threshold is for blood removal side monitoring in FIG. The control unit 200 is not performed.
- the present invention is not limited to this, and other methods may be used to determine the “required time until the discharge pressure is stabilized” .
- the time required for the rotational speed detected by the rotational speed measuring instrument 42 to rise from 0 to the set rotational speed (the rotational speed set by the user through the operation unit) is referred to as “the time required until the discharge pressure of the centrifugal pump is stabilized”. It should be considered.
- the blood removal state determination unit 43 has a stable time determination unit 72.
- the stable time determination unit 72 operates within a predetermined time during which the discharge pressure of the centrifugal pump should be stable (that is, after n seconds have elapsed since the set time storage unit 74 recorded the set time), Whether or not it has been continuously determined that the estimated blood pressure Pv has fallen below the threshold value (or the estimated blood pressure Pv has been minus and exceeded the threshold value) based on the program of the blood removal state determination unit body 70 It is a program for judging whether. In the present embodiment, when it is determined that the blood pressure continuously falls below the threshold value, there is a high possibility of blood removal failure, so the notification unit 120 in FIG. 2 notifies the user.
- the stable time determination unit 72 of the present invention is not limited to such a configuration, and determines whether the average value of the estimated blood pressure Pv within a predetermined time during which the discharge pressure of the centrifugal pump should be stable is below a threshold value. You may make it a program.
- the artificial lung module 310 includes an artificial lung monitoring control unit 300 that performs operation and control of the entire module, and an “artificial lung replacement determination unit” that exchanges data with the artificial lung monitoring control unit 300. 57 ”and“ artificial lung threshold value determination unit 58 ”.
- the “artificial lung replacement determination unit 57” is for determining whether or not the artificial lung 2 shown in FIG. 1 needs to be replaced (whether or not the value requires replacement). This is done by grasping the pressure loss in the blood circuit. That is, as the artificial lung 2 is used for a long time, the pressure loss increases due to clogging of the thrombus in the blood circuit or deterioration of the porous membrane, so that the pressure loss exceeds the required threshold value. It is confirmed that it is a value, and the replacement time is determined.
- post-artificial pressure Pa a pressure value measured by the blood supply side pressure sensor 38 connected to the downstream side of the artificial lung
- Pm a pressure value measured by an intermediate pressure sensor 37 connected upstream.
- the numerical value based on this difference is a numerical value obtained by “pre-artificial lung pressure Pm ⁇ post-artificial lung pressure Pa”, and thus subtracting the post-artificial lung pressure Pa from the pre-artificial lung pressure Pm.
- the notification content may be “artificial lung replacement information”.
- the numerical value calculated by subtracting “post-artificial lung pressure Pm” from “pre-artificial lung pressure Pm” is displayed in real time as a graph or the like on the display screen. It doesn't matter.
- the “artificial lung threshold value determination unit 58” in FIG. 2 determines a required threshold value that serves as a reference for whether or not an artificial lung replacement is necessary.
- the artificial lung threshold determination unit 58 includes a specification-specific artificial lung performance DT 68 and a threshold determination unit 69.
- the artificial lung performance by specification DT68 is a data table related to a constant pressure loss (constant, hereinafter referred to as “pressure loss constant”) P1 that needs to be replaced based on the manufacturer's specification of the artificial lung.
- the pressure loss constant is about 300 to 500 mmHg. This pressure loss constant may be determined in advance based on the manufacturer's specifications. For example, based on the pressure loss measured when the oxygenator is replaced in the past (pressure loss when the oxygenator deteriorates), for example. You may decide.
- the threshold determination unit 69 adds a normal pressure loss (hereinafter referred to as “normal pressure loss”) P2 corresponding to the blood flow of the oxygenator to the pressure loss constant P1 specified by the specification-specific oxygenator performance DT68, To decide. That is, for example, as shown in FIG. 6 which is performance data of Terumo “Capiox LX (trade name)”, there is a correlation between the blood flow rate of the artificial lung and the pressure loss. Changes to.
- the “normal pressure loss P2” that fluctuates depending on the blood flow rate is not caused by deterioration of the porous membrane of the artificial lung, clogging of the thrombus, and the like, and thus does not have to be the reason for the replacement of the artificial lung.
- the threshold value is determined by adding “normal pressure loss P2” to “pressure loss constant P1”, thereby preventing unnecessary replacement of the artificial lung and avoiding the possibility of giving an extra burden on the body of the subject. .
- the blood flow data for specifying the normal pressure loss P2 is distributed in real time from the main control unit 100 connected to the flow sensor 52 as shown in FIG.
- the data showing the correlation between the blood flow rate and the normal pressure loss P2 as shown in FIG. 6 is prepared as a data table for each type of oxygenator stored in the oxygenator performance by specification DT68 in FIG. It is preferable to keep it. In this way, the threshold value for artificial lung replacement is determined.
- the threshold value judgment unit 69 in FIG. 7 sets the threshold value to 400 mmHg obtained by adding 50 mmHg (normal pressure loss P2) to 350 mmHg (pressure loss constant P1). As come to be determined.
- FIG. 8 is a schematic flowchart showing a characteristic operation relating to notification of the blood removal side state of the extracorporeal circulation apparatus 1 of FIG.
- the initial setting is performed using the operation unit 50 or the like as a preparation before blood circulation.
- the initial setting work includes selection of the type of artificial lung and centrifugal pump.
- the barcode BC displayed on the artificial lung 2 and the centrifugal pump 4 shown in FIG. The present invention is not limited to this.
- the model numbers of the artificial lung and the centrifugal pump may be selected and input from a pull-down menu.
- the setting of the number of revolutions of the centrifugal pump (including change setting) is confirmed as shown in FIG. 1)
- the set time is recorded in the set time storage unit 74 of FIG.
- there is a threshold value related to the pressure of the blood removal line which is a criterion for determining a blood removal failure.
- the threshold value is determined by the operation unit 50 in FIG. 2 according to the sex, age, and condition of the patient.
- the rotational speed of the centrifugal pump is measured by the rotational speed measuring device 42 in FIG. 2 (step 2 in FIG. 8), and the measured value is sequentially sent to the blood removal line module 210 in FIG. The update is recorded in the illustrated storage unit.
- the pressure value between the centrifugal pump and the artificial lung pressure Pm immediately downstream of the centrifugal pump
- the intermediate pressure sensor 37 in FIG. 2 step 3 in FIG. 8
- the discharge pressure Pr unique to the centrifugal pump is specified (step 4 in FIG. 8). That is, the blood flow rate Q of the blood supply line is measured by the flow rate sensor 52 of FIG.
- step 2 the centrifugal pump rotation speed R already measured in step 2 is used to determine the centrifugal pump used as shown in FIG.
- the discharge pressure Pr of the centrifugal pump is specified based on the correlation of “blood flow rate ⁇ rotational speed ⁇ discharge pressure”. At this time, it is more preferable to specify the discharge pressure Pr in consideration of the hematocrit value and the blood temperature. In the present invention, the order of step 3 and step 4 in FIG. 8 may be reversed.
- the estimated blood pressure Pv is calculated by subtracting the discharge pressure Pr of the centrifugal pump specified in Step 4 from the pressure (pressure measured by the intermediate pressure sensor) Pm measured in Step 3 of FIG.
- the value is displayed on the display screen 35 in FIG. 1 (step 5 in FIG. 8).
- the operations from Step 2 to Step 5 are performed at any time, and the estimated blood pressure reduction Pv can be displayed in real time.
- step 6 it is determined whether or not the estimated blood pressure Pv calculated in step 5 of FIG. 8 is below a required threshold (step 6). This determination is performed by the blood removal state determination unit 43 in FIG.
- the required threshold value is a threshold value set in advance by the user during the initial setting operation.
- step 6 of FIG. 8 when the estimated blood pressure drop Pv exceeds a required threshold value, no alarm is issued (step 6-1), and the process returns to step 1 and starts from checking the setting of the rotational speed of the centrifugal pump.
- the discharge pressure is determined from the setting (including the change setting) of the rotational speed of the centrifugal pump confirmed in step 1.
- step 7 It is determined whether or not the required time for stabilization (n seconds) has elapsed (step 7).
- This required time may be specified in accordance with the characteristics of the drive motor. For example, in the case of “Terumo: Capiox (trade name) centrifugal pump controller SP-101 (drive motor)”, it is sufficient if it is about 10 seconds. It is.
- step 7 of FIG. 8 If it is determined in step 7 of FIG. 8 that the required time (n seconds) until the discharge pressure has stabilized has not elapsed, even if the estimated blood pressure drop PV falls below the threshold value, Since it can be assumed that the phenomenon is caused by the setting, the alarm is not performed (step 6-1), and the process returns to step 1 and starts by confirming the setting of the rotational speed of the centrifugal pump. On the other hand, if it is determined in step 7 that n seconds have elapsed, the process proceeds to step 8. Then, whether or not the estimated blood pressure Pv continuously falls below the required threshold value within a predetermined time (m seconds) during which the discharge pressure of the centrifugal pump should be stabilized is stored in the program of the stable time determination unit 72 in FIG.
- Step 8 in FIG. 8 judges whether or not the continuous threshold value has been exceeded for m seconds in order to eliminate alarms due to pressure fluctuations such as momentary breakage of the tube. It is preferably shorter than n seconds until the discharge pressure of the centrifugal pump is stabilized. Specifically, m seconds is equal to or greater than the number of seconds in which it is possible to determine that the estimated blood pressure Pv exceeds the threshold value a plurality of times and is less than n seconds of Step 7, and preferably n of Step 7 It is half or less of the second (5 seconds or less in this embodiment). As a result, if it is determined that the estimated blood pressure Pv is not continuously lower than the threshold value, no alarm is issued (step 6-1), and the process returns to step 1.
- step 9 a display such as “defective blood removal” is displayed and an alarm is given to the user. Inform the patient that there is a risk of blood loss.
- step 8 of FIG. 8 it is determined whether or not the estimated blood pressure Pv is below the required threshold value continuously for m seconds, but the average value of the estimated blood pressure Pv for m seconds is below the threshold value. It may be determined whether or not it is determined. Then, after issuing an alarm in step 9, the cancellation of the alarm is confirmed (step 10). When the alarm is canceled, the work is terminated. On the other hand, if the alarm is not released in step 10, the process returns to step 1 and continues to monitor the blood removal failure in the same manner.
- FIG. 9 is a schematic flowchart showing a characteristic operation relating to the notification of artificial lung exchange of the extracorporeal circulation apparatus 1 of FIG.
- This extracorporeal circulation apparatus is shown in FIG. 2 when the pressure Pm between the centrifugal pump and the artificial lung is measured in Step 3 of FIG. 8 (when the intermediate pressure sensor 37 of FIG. 2 measures the pressure value Pm).
- the blood removal line module 210 transmits the pressure value Pm to the oxygenator module 310 via the main controller 100, and the oxygenator monitoring controller 300 receives the pressure value Pm (step 301 in FIG. 9).
- step 302 in FIG. 9 the process proceeds to step 302 in FIG. 9 to calculate the pressure difference before and after the oxygenator. Specifically, the pressure (pre-artificial lung pressure) Pm received in step 301 is subtracted from the pressure (post-artificial lung pressure) Pa measured by the blood-feeding pressure sensor 38 in FIG. Estimate the pressure loss inside. Next, it is determined whether or not the pressure loss calculated in step 302 exceeds a required threshold value (step 303).
- the threshold value in this step 303 is the threshold value determined by the threshold value judgment unit 60 in FIG. 7, and corresponds to the blood flow rate of the artificial lung (the thrombus flow rate) corresponding to the pressure loss constant P1 specified by the operation unit or barcode reading at the initial setting.
- Step 304 in FIG. 9 It is a numerical value to which normal pressure loss P2 is added (not caused by clogging or the like). If the calculated pressure loss does not exceed the required threshold value, the process returns to step 301. On the other hand, when the required threshold value is exceeded, it is determined that the oxygenator needs to be replaced, and a message indicating “artificial lung replacement” is displayed on the display screen 35 of FIG. (Step 304 in FIG. 9). The alarm sound at this time and the alarm sound in step 8 of FIG. 8 can be confirmed on the display screen, and may be the same or different.
- the extracorporeal circulation device is compatible with various artificial lungs and centrifugal pumps, but may be an extracorporeal circulation device compatible only with a predetermined type of artificial lung and centrifugal pump. . This eliminates the need to select the type of artificial lung or blood pump during the initial setting operation.
- the blood removal line module 210 and the artificial lung module 310 of FIG. 2 are configured by modularizing a program, they may be configured by a circuit. Further, in the present invention, as a configuration for determining replacement of the artificial lung, in FIG.
- the replacement of the artificial lung is performed.
- the ratio between the pre-artificial lung pressure Pm and the post-artificial lung pressure Pa exceeds a required threshold value, it may be determined that the artificial lung needs to be replaced.
- the oxygenator module 310 and the blood supply side pressure sensor 38 shown in FIG. 2 for determining replacement of the oxygenator and the operation example of FIG. 9 are not essential components.
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Abstract
気泡を発生させるリスクを軽減すると共に、患者の状態も把握し易い体外循環装置を提供する。 被術者の体内から引き出した血液が通る脱血ライン(11)と、脱血ライン(11)の下流に接続され、回転運動により送血を行う遠心ポンプ(4)と、遠心ポンプ(4)よりも下流に接続された人工肺(2)と、人工肺(2)よりも下流であり、体内に血液を戻す送血ライン(12)と、送血ライン(1 2)の中の血液流量を検出する流量センサ(52)とを備え、遠心ポンプ(4)と人工肺(2)との間の回路内の圧力を検出する圧力センサである中間部圧力センサ(8)を有し、遠心ポンプ4の回転数、及び流量センサ(52)で検出された血液流量に基づいて、遠心ポンプ(4)に固有の吐出圧力を特定するコントローラ(10)を有することを特徴とする。
Description
本発明は体外循環回路内の圧力を測定可能な体外循環装置に関する。
従来より、患者の心臓外科手術や心肺機能の補助を行う場合などには、体外循環装置の血液ポンプを作動させて、患者の静脈につないだ脱血ライン(脱血チューブ)を介して血液を引き出し、血液ポンプより下流に配置された人工肺で血液中のガス交換を行った後に、この血液を再び患者の動脈に送血ライン(送血チューブ)を介して戻すという体外血液循環を行っている。
このような脱血ライン、血液ポンプ、人工肺、送血ラインの順に血液が流れる体外循環装置については、より患者の静脈側に近い脱血ラインに圧力センサが接続される(例えば特許文献1参照)。これにより、例えば、脱血ラインのチューブ内の圧力値が過剰に低くなっている場合は、患者体内の血液量が不足していることが想定できるなど、患者の状態をより正確に把握できる。
このように圧力センサを脱血ラインに接続するには、チューブに三方活栓を接続し、この三方活栓のコネクタに圧力センサを連結する手法が一般的にとられている。また、近年では、特許文献2のように、チューブに予め圧力センサが接続されているタイプのものも存在する。
このように圧力センサを脱血ラインに接続するには、チューブに三方活栓を接続し、この三方活栓のコネクタに圧力センサを連結する手法が一般的にとられている。また、近年では、特許文献2のように、チューブに予め圧力センサが接続されているタイプのものも存在する。
ところで、脱血ラインは、血液ポンプの上流側に配置されているため、チューブ内は陰圧状態になっている。このため、三方活栓を利用して圧力センサを連結する場合、三方活栓との接続があまかったり、圧力センサを取り外す際に栓を閉め忘れたりした際、チューブ内に空気が引き込まれ易く、気泡が発生してしまうリスクがある。
なお、チューブに予め圧力センサが接続されているタイプのものでは、空気が引き込まれるリスクは低いが、構造が複雑で、製造コストがかかるし、滅菌が難しいという問題もある。
なお、チューブに予め圧力センサが接続されているタイプのものでは、空気が引き込まれるリスクは低いが、構造が複雑で、製造コストがかかるし、滅菌が難しいという問題もある。
本発明は、気泡を発生させるリスクを軽減すると共に、患者の状態も把握し易い体外循環装置を提供することを目的とする。
上記課題は、被術者の体内から引き出した血液が通る脱血ラインと、前記脱血ラインの下流に接続され、回転運動により送血を行う遠心ポンプと、前記遠心ポンプよりも下流に接続された人工肺と、前記人工肺よりも下流であり、前記体内に血液を戻す送血ラインと、前記送血ラインの中の血液流量を検出する流量センサと、を備え、前記遠心ポンプと前記人工肺との間の回路内の圧力を検出する圧力センサである中間部圧力センサを有し、前記遠心ポンプの回転数、及び前記流量センサで検出された血液流量に基づいて、前記遠心ポンプに固有の吐出圧力を特定する吐出圧特定部を有する体外循環装置より解決される。
上記本発明の構成では、回路内の圧力を測定するための圧力センサは陰圧状態になる脱血ラインではなく、遠心ポンプと人工肺との間、即ち、遠心ポンプの直ぐ下流の高い陽圧状態にある回路内に配置されている。このため、仮に三方活栓で圧力センサを連結したとしても、その三方活栓の位置から気泡が引き込まれる恐れは低い。従って、循環回路の中に空気が入ることを有効に防止できる。
また、遠心ポンプと人工肺との間はチューブが短いため、チューブの変形による圧力変化も少ない。従って、中間部圧力センサで測定した圧力値の揺らぎも少なく、使用者が余計な判断を迫られることも少ない。
また、遠心ポンプと人工肺との間に圧力センサを設けると、人工肺の下流の圧力を測定することで、人工肺後の圧力から人工肺前の圧力を減算して、人工肺中の圧力損失を推定でき、これにより、人工肺の劣化等を把握することもできる。
さらに、上記本発明の構成では、遠心ポンプの回転数、及び送血ライン中の流量センサで検出された血液流量に基づいて、遠心ポンプに固有の吐出圧力を特定する吐出圧特定部を有する。このため、中間部圧力センサ(遠心ポンプ直後にある圧力センサ)で測定した圧力が、使用する遠心ポンプに固有の吐出圧力から推定して、考えられないような異常な数値である場合は、患者の状態が異常であると想像することができる(例えば、設定した遠心ポンプの回転数では遠心ポンプに固有の吐出圧力は600mmHgであるのに、中間部圧力センサで測定された圧力が300mmHgにも満たない場合は、患者の静脈側からの圧力が低過ぎるため、患者体内の血液量が少ないと想像することができる)。
また、遠心ポンプと人工肺との間はチューブが短いため、チューブの変形による圧力変化も少ない。従って、中間部圧力センサで測定した圧力値の揺らぎも少なく、使用者が余計な判断を迫られることも少ない。
また、遠心ポンプと人工肺との間に圧力センサを設けると、人工肺の下流の圧力を測定することで、人工肺後の圧力から人工肺前の圧力を減算して、人工肺中の圧力損失を推定でき、これにより、人工肺の劣化等を把握することもできる。
さらに、上記本発明の構成では、遠心ポンプの回転数、及び送血ライン中の流量センサで検出された血液流量に基づいて、遠心ポンプに固有の吐出圧力を特定する吐出圧特定部を有する。このため、中間部圧力センサ(遠心ポンプ直後にある圧力センサ)で測定した圧力が、使用する遠心ポンプに固有の吐出圧力から推定して、考えられないような異常な数値である場合は、患者の状態が異常であると想像することができる(例えば、設定した遠心ポンプの回転数では遠心ポンプに固有の吐出圧力は600mmHgであるのに、中間部圧力センサで測定された圧力が300mmHgにも満たない場合は、患者の静脈側からの圧力が低過ぎるため、患者体内の血液量が少ないと想像することができる)。
また、好ましくは、前記中間部圧力センサにより測定された圧力から、前記吐出圧特定部で特定した前記吐出圧力を減算して、前記脱血ラインにおける圧力を推定する脱血圧算出部を有することを特徴とする。
従って、脱血ラインにおけるチューブ内の圧力を推定して、患者の状態を考慮した脱血状態をより把握し易くなる。即ち、中間部圧力センサで測定された圧力から、吐出圧特定部で特定した固有の吐出圧力値を減算した圧力は、遠心ポンプの吐出圧力を考慮しない脱血ライン内の圧力に他ならないと推定できる。これにより、脱血ラインに圧力センサを設けなくても、脱血ラインに圧力センサを設けた場合と同様の作用効果を発揮することができる。
従って、脱血ラインにおけるチューブ内の圧力を推定して、患者の状態を考慮した脱血状態をより把握し易くなる。即ち、中間部圧力センサで測定された圧力から、吐出圧特定部で特定した固有の吐出圧力値を減算した圧力は、遠心ポンプの吐出圧力を考慮しない脱血ライン内の圧力に他ならないと推定できる。これにより、脱血ラインに圧力センサを設けなくても、脱血ラインに圧力センサを設けた場合と同様の作用効果を発揮することができる。
また、好ましくは、前記脱血圧算出部で算出した圧力が、脱血不良を判断するために必要な値からなる閾値を上回ったか否か、或いは下回ったか否かを判定する脱血状態判定部を有し、前記脱血状態判定部が前記閾値を上回った又は下回ったと判断したことを報知する報知手段を有することを特徴とする。従って、使用者は報知手段の報知により脱血不良を判断することができ、その脱血不良の原因となる、被術者の血液量の低下や、カニューレの不適切な挿入、等を調べることができる。
また、好ましくは、前記脱血状態判定部は、前記遠心ポンプの回転数を設定した後、前記遠心ポンプの吐出圧力が安定するまでの所要時間内は、前記判定を行わないことを特徴とする。従って、遠心ポンプの作動を開始させたり、途中で回転数を変えたりして、遠心ポンプの回転数を設定した後、遠心ポンプの吐出圧力が安定せず、このため、例えば脱血圧算出部で算出した圧力値が所要の閾値を下回ったとしても、無暗にそれを報知する事態を防止できる。
また、好ましくは、前記脱血状態判定部は、前記脱血圧算出部で算出した圧力の平均値が前記閾値を上回ったか否か、或いは下回ったか否か、又は前記脱血圧算出部で算出した圧力が連続して前記閾値を上回ったか否か、或いは下回ったか否かを判断することを特徴とすることを特徴とする。
従って、遠心ポンプの吐出圧力が安定しているはずの時間帯において、脱血圧算出部で算出した圧力が所要の閾値を下回る場合が瞬間的にあったとしても、無暗にそれを報知する事態を有効に防止することができる。
従って、遠心ポンプの吐出圧力が安定しているはずの時間帯において、脱血圧算出部で算出した圧力が所要の閾値を下回る場合が瞬間的にあったとしても、無暗にそれを報知する事態を有効に防止することができる。
また、好ましくは、前記吐出圧力は、ヘマトクリット値及び/又は血液温度を加味して特定されることを特徴とする。そうすると、ヘマトクリット値や血液温度は血液の粘性を変えて吐出圧力を変化させるため、例えば、脱血圧算出部はより精度のよい脱血ライン内の圧力を推定することができる。
以上、本発明によれば、気泡を発生させるリスクを軽減すると共に、患者の状態も把握し易い体外循環装置を提供することができる。
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。
尚、以下に述べる実施の形態は、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、以下の図において、同一の符号を付した箇所は特に言及がない限り同様の構成である。
尚、以下に述べる実施の形態は、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、以下の図において、同一の符号を付した箇所は特に言及がない限り同様の構成である。
〔体外循環装置の概要とその特徴〕
本実施形態の体外循環装置は、例えば「補助循環動作」や「体外循環動作」の場合に使用される。「体外循環動作」とは、例えば外科手術によって一時的に心臓での血液循環を止めるような場合に、体外循環装置により血液の循環動作とこの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)を行うことである。「補助循環動作」とは、患者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、体外循環装置によって血液の循環動作の補助を行うことである。装置によっては血液に対するガス交換動作を行う機能を持つものもある。
本実施形態の体外循環装置は、例えば「補助循環動作」や「体外循環動作」の場合に使用される。「体外循環動作」とは、例えば外科手術によって一時的に心臓での血液循環を止めるような場合に、体外循環装置により血液の循環動作とこの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)を行うことである。「補助循環動作」とは、患者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、体外循環装置によって血液の循環動作の補助を行うことである。装置によっては血液に対するガス交換動作を行う機能を持つものもある。
図1は、本発明の実施形態に係る体外循環装置1の系統図である。なお、一点鎖線で囲った図は、遠心ポンプ4と人工肺2とを繋ぐ連結チューブ3周辺の拡大図である。
この図の体外循環装置1は、患者(被術者)Pの静脈から脱血した後に、この血液を再び患者の動脈に戻すようにした血液の管路を備えた血液回路(「血液循環回路」ともいう)1Rを有している。
血液回路1Rは、脱血してから患者Pの体内に戻すまで、脱血側カニューレ5、脱血ライン(脱血チューブ)11、血液を送る遠心ポンプ4、血液に対するガス交換動作を行う人工肺2、送血ライン(送血チューブ)12、送血側カニューレ6の順で構成され、心臓と肺の代行を行っている。
この図の体外循環装置1は、患者(被術者)Pの静脈から脱血した後に、この血液を再び患者の動脈に戻すようにした血液の管路を備えた血液回路(「血液循環回路」ともいう)1Rを有している。
血液回路1Rは、脱血してから患者Pの体内に戻すまで、脱血側カニューレ5、脱血ライン(脱血チューブ)11、血液を送る遠心ポンプ4、血液に対するガス交換動作を行う人工肺2、送血ライン(送血チューブ)12、送血側カニューレ6の順で構成され、心臓と肺の代行を行っている。
脱血側カニューレ5は患者Pの静脈に挿入され、コネクターCNにより脱血ライン11と結合される。また、送血側カニューレ6は患者Pの動脈に挿入され、コネクターCMにより送血ライン12と結合される。
脱血ライン11と送血ライン12は体外の管路となり、例えば塩化ビニル樹脂やシリコーンゴム等の透明性が高い合成樹脂製のチューブが使用できる。脱血ライン11内では、血液はV方向(遠心ポンプ4側)に流れ、送血ライン12内では、血液はW方向(患者P側)に流れる。
脱血ライン11と送血ライン12は体外の管路となり、例えば塩化ビニル樹脂やシリコーンゴム等の透明性が高い合成樹脂製のチューブが使用できる。脱血ライン11内では、血液はV方向(遠心ポンプ4側)に流れ、送血ライン12内では、血液はW方向(患者P側)に流れる。
遠心ポンプ4は脱血ライン11の下流側端部と接続されており、コントローラ10からの指令により作動すると、脱血チューブ11を介して、患者Pの静脈から血液を引き出して脱血する。そして、脱血された血液は人工肺2を通った後、送血チューブ12を介して患者Pの動脈に送ることができる。
遠心ポンプ4は、例えば磁石が埋め込まれた回転子(不図示)を有するポンプヘッド4bと、このポンプヘッド4b側に磁石が取付けられたドライブモータ(駆動源)4aとからなり、ドライブモータ4aが回転すると、磁力により回転子が回転するようになっている。回転子が回転すると、ポンプの中心部にある流入口15から流入した血液は、遠心力により外周面に形成された流出口16から吐出される。ドライブモータ4aの回転数は、コントローラ10の回転摘み等からなる操作部50により設定され、例えば1000~5000rpmの回転が可能である(本実施形態の場合、最大3000rpm)。
遠心ポンプ4は、例えば磁石が埋め込まれた回転子(不図示)を有するポンプヘッド4bと、このポンプヘッド4b側に磁石が取付けられたドライブモータ(駆動源)4aとからなり、ドライブモータ4aが回転すると、磁力により回転子が回転するようになっている。回転子が回転すると、ポンプの中心部にある流入口15から流入した血液は、遠心力により外周面に形成された流出口16から吐出される。ドライブモータ4aの回転数は、コントローラ10の回転摘み等からなる操作部50により設定され、例えば1000~5000rpmの回転が可能である(本実施形態の場合、最大3000rpm)。
本実施形態の遠心ポンプ4は、ドライブモータ4aの筐体内に例えば光学式のロータリエンコーダ等の回転数計測器42を有し、ドライブモータ4aの回転数Rが検出されている。この検出された回転数Rは、電気信号に変換されてコントローラ10に送信され、遠心ポンプ4の回転数のリアルタイムな把握が可能となる。
また、ポンプヘッド4bの筐体の中には公知の温度センサ(不図示)が設けられており、この温度センサの検出結果はコントローラ10に送信されて、血液温度が測定可能とされている。また、ドライブモータ4aの電流変化もコントローラ10に送信され、これによりコントローラ10は血液粘度を算出して、ヘマトクリット値を測定している(例えば、特開平11-76394参照)。なお、遠心ポンプ4の回転数R、血液温度、及びヘマトクリット値の測定手段は、上述した態様に限られず、他の公知の手段を用いることもできる。
また、遠心ポンプ4には、その種類を特定するためのバーコードBCが表示されており、このバーコードBCはコントローラ10に接続されたバーコードリーダ81で読み取られ、これにより、使用される遠心ポンプ4の種類の特定が可能となる。
また、ポンプヘッド4bの筐体の中には公知の温度センサ(不図示)が設けられており、この温度センサの検出結果はコントローラ10に送信されて、血液温度が測定可能とされている。また、ドライブモータ4aの電流変化もコントローラ10に送信され、これによりコントローラ10は血液粘度を算出して、ヘマトクリット値を測定している(例えば、特開平11-76394参照)。なお、遠心ポンプ4の回転数R、血液温度、及びヘマトクリット値の測定手段は、上述した態様に限られず、他の公知の手段を用いることもできる。
また、遠心ポンプ4には、その種類を特定するためのバーコードBCが表示されており、このバーコードBCはコントローラ10に接続されたバーコードリーダ81で読み取られ、これにより、使用される遠心ポンプ4の種類の特定が可能となる。
人工肺2は、遠心ポンプ4と送血チューブ12との間に配置された公知の膜型人工肺であり、好ましくは中空糸型人工肺、さらに好ましくは外部還流型人工肺が用いられる。即ち、本実施形態の人工肺2には、酸素濃度を調整した混合ガスがチューブ14を通じてガスポート78から供給され、このガスポート78から入った混合ガスは、多孔質膜をストロー状にした複数のホローファイバ(中空糸型ガス交換膜)の中を通るようになっている。これに対して、遠心ポンプ4から流れてきた血液はガスポート78とは異なる血液流入ポート79から人工肺2の中に導入され、この血液流入ポート79から入った血液は、複数のホローファイバどうしの間を通って、流出ポート53から送血ライン12に送られる。そして、ホローファイバの内側と外側でガス交換を行っている。
また、人工肺2には、遠心ポンプ4と同様、種類を特定するためのバーコードBCが表示され、これをバーコードリーダ81で読み取って、種類の特定が可能となる。
なお、本発明の人工肺2は、このような外部還流型に限られるものではなく、内部還流型であってもよく、或いは、中空糸型とは異なる膜型人工肺であっても構わない。
また、人工肺2には、遠心ポンプ4と同様、種類を特定するためのバーコードBCが表示され、これをバーコードリーダ81で読み取って、種類の特定が可能となる。
なお、本発明の人工肺2は、このような外部還流型に限られるものではなく、内部還流型であってもよく、或いは、中空糸型とは異なる膜型人工肺であっても構わない。
ここで、人工肺2より下流の送血ライン12の途中には、その内側の圧力を検出する送血側圧力センサ38、及び送血ライン12の中の血液流量を検出する流量センサ52が配設されている。送血側圧力センサ38及び流量センサ52の検出結果は、電気信号に変換されて、コントローラ10に送信される。
送血側圧力センサ38は、人工肺2の流出ポート53に近接して配置されるのが好ましく、可及的に人工肺2から流出した直後の圧力を検出して、後述する人工肺後圧力を測定する役割を有している。送血側圧力センサ38は公知の圧力計を用いることができ、一例をあげれば、圧力によるダイヤフラムの変位を感圧素子が検出して、これを電気信号に変換するものが利用できる。
送血側圧力センサ38は、人工肺2の流出ポート53に近接して配置されるのが好ましく、可及的に人工肺2から流出した直後の圧力を検出して、後述する人工肺後圧力を測定する役割を有している。送血側圧力センサ38は公知の圧力計を用いることができ、一例をあげれば、圧力によるダイヤフラムの変位を感圧素子が検出して、これを電気信号に変換するものが利用できる。
流量センサ52は、血液回路1R中を流れる血液流量を把握できるようにすると共に、後述するように、遠心ポンプ4の固有の吐出圧力を算出する等の役割を有する。
流量センサ52には既知の流量計を利用でき、本実施形態の場合、超音波伝搬時間差方式センサが用いられている。この超音波伝搬時間差方式センサは、血流の向きWとその逆向きの両方に対して超音波を送受信し、この向きに基づく超音波の伝達時間の差から、血液流量を検出している。
図1の流量センサ52は、送血側圧力センサ38とは別に配置され、送血側圧力センサ38よりも下流に配置されている。なお、本発明の送血ライン12に配設される送血側圧力センサ38と流量センサ52は、このような態様に限られるものではなく、一つの検出器が送血側圧力センサと流量センサを兼ねて、送血ライン12内の圧力と血液流量を一箇所で計測しても構わない。
流量センサ52には既知の流量計を利用でき、本実施形態の場合、超音波伝搬時間差方式センサが用いられている。この超音波伝搬時間差方式センサは、血流の向きWとその逆向きの両方に対して超音波を送受信し、この向きに基づく超音波の伝達時間の差から、血液流量を検出している。
図1の流量センサ52は、送血側圧力センサ38とは別に配置され、送血側圧力センサ38よりも下流に配置されている。なお、本発明の送血ライン12に配設される送血側圧力センサ38と流量センサ52は、このような態様に限られるものではなく、一つの検出器が送血側圧力センサと流量センサを兼ねて、送血ライン12内の圧力と血液流量を一箇所で計測しても構わない。
さらに、本実施形態の体外循環装置1については、遠心ポンプ4と人工肺2との間の回路内の圧力を検出する圧力センサである中間部圧力センサ37を有する。この中間部圧力センサ37は主に2つの役割を併せ持つ。詳細は後で説明するが、一つは脱血ライン11内の圧力を推定するための役割、もう一つは人工肺2の交換時期を判断するための役割である。
中間部圧力センサ37は、センサ自身は公知のものであり、送血側圧力センサ38と同じであってもよいし異なっていてもよい。また、中間部圧力センサ37の遠心ポンプ4と人工肺2との間の連結チューブ3への取付け方法も公知の手法を用いることができ、本実施形態では、その一例として、連結チューブ3に接続した三方活栓8のコネクタに直接又は間接的に接続している。
なお、連結チューブ3は、遠心ポンプ4と人工肺2との間の圧力損失が可及的に小さくなるように、少なくとも脱血ライン11や送血ライン12のチューブに比べて短く形成されている。好ましくは、一点鎖線で示す図のように、連結チューブ3は、その周辺をガードするガード部材17の中を通るのがよい。ガード部材17は、連結チューブ3のストレートな状態を維持させて連結チューブ3の両端部と係合し、これにより連結チューブ3の折り曲げ等を防止している。そして、中間部圧力センサ37(図では連結チューブ3に接続するための三方活栓8)は、このガード部材17の中の連結チューブ3、より好ましくは遠心ポンプ4に隣接して接続されている。
中間部圧力センサ37は、センサ自身は公知のものであり、送血側圧力センサ38と同じであってもよいし異なっていてもよい。また、中間部圧力センサ37の遠心ポンプ4と人工肺2との間の連結チューブ3への取付け方法も公知の手法を用いることができ、本実施形態では、その一例として、連結チューブ3に接続した三方活栓8のコネクタに直接又は間接的に接続している。
なお、連結チューブ3は、遠心ポンプ4と人工肺2との間の圧力損失が可及的に小さくなるように、少なくとも脱血ライン11や送血ライン12のチューブに比べて短く形成されている。好ましくは、一点鎖線で示す図のように、連結チューブ3は、その周辺をガードするガード部材17の中を通るのがよい。ガード部材17は、連結チューブ3のストレートな状態を維持させて連結チューブ3の両端部と係合し、これにより連結チューブ3の折り曲げ等を防止している。そして、中間部圧力センサ37(図では連結チューブ3に接続するための三方活栓8)は、このガード部材17の中の連結チューブ3、より好ましくは遠心ポンプ4に隣接して接続されている。
以上のような遠心ポンプ4、送血側圧力センサ38、流量センサ52、中間部圧力センサ37はコントローラ10に接続され、コントローラ10との間で信号の送受信が行われている。
コントローラ10は、図示しないバスを介して互いに接続され、クロック発信器のクロック信号を基準にして動作するようにしたCPU(Central Processing Unit)、ROM(Read Only Memory)、RAM(Random
Access Memory)等からなる専用のコンピュータであるが、汎用性のあるコンピュータであっても構わない。
コントローラ10は、全体の動作の判断・制御を行っている主制御部100と、脱血ライン11に関する判断・制御を主に行う脱血側監視用制御部200、及び人工肺に関する判断・制御を主に行う人工肺監視用制御部300を有している。なお、本発明の制御部はこのような構成に限られず、脱血側監視用制御部200と人工肺監視用制御部300を主制御部100にまとめて一つにし、所定の手順に従って装置の動作・制御をするようにしても構わない。
コントローラ10は、図示しないバスを介して互いに接続され、クロック発信器のクロック信号を基準にして動作するようにしたCPU(Central Processing Unit)、ROM(Read Only Memory)、RAM(Random
Access Memory)等からなる専用のコンピュータであるが、汎用性のあるコンピュータであっても構わない。
コントローラ10は、全体の動作の判断・制御を行っている主制御部100と、脱血ライン11に関する判断・制御を主に行う脱血側監視用制御部200、及び人工肺に関する判断・制御を主に行う人工肺監視用制御部300を有している。なお、本発明の制御部はこのような構成に限られず、脱血側監視用制御部200と人工肺監視用制御部300を主制御部100にまとめて一つにし、所定の手順に従って装置の動作・制御をするようにしても構わない。
主制御部100には回転摘み等からなる操作部50が接続され、この操作部50の操作に基づく信号を、各部に振り分けるようにしている。例えば、当該信号を主制御部100に接続されたドライブモータ4aに送信し、これにより、遠心ポンプ4の回転数を操作部50の操作で設定可能となる。
また、主制御部100には、回転数計測器42、流量センサ52、脱血側監視用制御部200、人工肺監視用制御部300が接続され、回転数計測器42や流量センサ52の検出結果を信号として、所定の手順に従って、脱血側監視用制御部200や人工肺監視用制御部300に振り分け送信している。
また、主制御部100には、ブザーやスピーカ等のアラーム36、及び液晶画面等の表示画面35からなる報知部120が接続されており、各制御部200,300や流量センサ52等から受けた信号に基づいて、その内容を報知可能としている。アラーム36には、後述するように、脱血ライン11の圧力値が異常であることの報知や、人工肺2の交換時期を報知するための警報などが鳴るようにされている。表示画面35には、操作部50等で設定する際の情報(遠心ポンプ4の回転数設定、遠心ポンプ4・人工肺2の種類、所要の閾値、等)や各種メッセージ(血液流量、ヘマトクリット値、血液温度、脱血ライン11や送血ライン12内の圧力値、アラームの内容等)が表示される。
また、主制御部100には、回転数計測器42、流量センサ52、脱血側監視用制御部200、人工肺監視用制御部300が接続され、回転数計測器42や流量センサ52の検出結果を信号として、所定の手順に従って、脱血側監視用制御部200や人工肺監視用制御部300に振り分け送信している。
また、主制御部100には、ブザーやスピーカ等のアラーム36、及び液晶画面等の表示画面35からなる報知部120が接続されており、各制御部200,300や流量センサ52等から受けた信号に基づいて、その内容を報知可能としている。アラーム36には、後述するように、脱血ライン11の圧力値が異常であることの報知や、人工肺2の交換時期を報知するための警報などが鳴るようにされている。表示画面35には、操作部50等で設定する際の情報(遠心ポンプ4の回転数設定、遠心ポンプ4・人工肺2の種類、所要の閾値、等)や各種メッセージ(血液流量、ヘマトクリット値、血液温度、脱血ライン11や送血ライン12内の圧力値、アラームの内容等)が表示される。
脱血側監視用制御部200は、脱血ライン11に圧力センサが取り付けられていなくても、これに電気的に接続された中間部圧力センサ37や、各回路ないしプログラムに基づいて、主に脱血ライン11内の圧力を判断し、脱血状態を監視するための制御部である。この脱血状態を監視する判断・制御方法については、図2以降で詳細に説明する。
また、人工肺監視用制御部300は、送血側圧力センサ38で測定された圧力値(人工肺2より下流の圧力値)Paから、中間部圧力センサ37で測定された圧力値(人工肺2より上流の圧力値)Pmを減算することで、人工肺2内の圧力損失を推定し、この圧力損失に基づいて人工肺2の交換時期を判断するための制御部である。この人工肺2の監視に関する判断・制御方法についても、図2以降で詳細に説明する。
また、人工肺監視用制御部300は、送血側圧力センサ38で測定された圧力値(人工肺2より下流の圧力値)Paから、中間部圧力センサ37で測定された圧力値(人工肺2より上流の圧力値)Pmを減算することで、人工肺2内の圧力損失を推定し、この圧力損失に基づいて人工肺2の交換時期を判断するための制御部である。この人工肺2の監視に関する判断・制御方法についても、図2以降で詳細に説明する。
〔体外循環装置のシステム構成〕
次に、上述の体外循環装置1のシステム構成を、図2~図7を用いて説明する。
図2は体外循環装置1の特徴的な構成を示す概略ブロック図、図3は図2の吐出圧特定部40の主な構成を示す概略ブロック図、図4は遠心ポンプの吐出圧力と血液流量と回転数の相関関係を示す性能データ、図5は図2の脱血状態判定部43の主な構成を示す概略ブロック図、図6は人工肺の血液流量と圧力損失の相関関係を示す性能データ、図7は図2の人工肺閾値決定部58の主な構成を示す概略ブロック図である。
図2に示すように、コントローラ10内には、上述した主制御部100、及び、プログラムをモジュール化してなる「脱血ライン用モジュール210」と「人工肺用モジュール310」を有している。
次に、上述の体外循環装置1のシステム構成を、図2~図7を用いて説明する。
図2は体外循環装置1の特徴的な構成を示す概略ブロック図、図3は図2の吐出圧特定部40の主な構成を示す概略ブロック図、図4は遠心ポンプの吐出圧力と血液流量と回転数の相関関係を示す性能データ、図5は図2の脱血状態判定部43の主な構成を示す概略ブロック図、図6は人工肺の血液流量と圧力損失の相関関係を示す性能データ、図7は図2の人工肺閾値決定部58の主な構成を示す概略ブロック図である。
図2に示すように、コントローラ10内には、上述した主制御部100、及び、プログラムをモジュール化してなる「脱血ライン用モジュール210」と「人工肺用モジュール310」を有している。
先ず、脱血ライン用モジュール210について説明する。
脱血ライン用モジュール210は、このモジュール全体の動作・制御を行う脱血側監視用制御部200、及び、この脱血側監視用制御部200との間でデータの受け渡しが行われる「吐出圧特定部40」「脱血圧算出部41」「脱血圧閾値記憶部42」「脱血状態判定部43」を有している。
脱血ライン用モジュール210は、このモジュール全体の動作・制御を行う脱血側監視用制御部200、及び、この脱血側監視用制御部200との間でデータの受け渡しが行われる「吐出圧特定部40」「脱血圧算出部41」「脱血圧閾値記憶部42」「脱血状態判定部43」を有している。
「吐出圧特定部40」は、遠心ポンプの回転数R、及び流量センサで検出された血液流量Qに基づいて、遠心ポンプに固有の吐出圧力(使用する遠心ポンプの固有の性能データに対応した吐出圧力値)を特定するためのプログラムである。
具体的には、図3に示すように、吐出圧特定部40は、「ポンプ性能データテーブル60」と、上記固有の吐出圧力を割り出すためのプログラムが格納された「ポンプ吐出圧割出部62」を有している。
ポンプ性能データテーブル60は、遠心ポンプの種類毎に対応して定められた固有の「回転数-血液流量-吐出圧力」の相関関係に基づくデータテーブルである。本実施形態のポンプ性能データベース60には複数種類の遠心ポンプに対応したデータテーブルが格納されており、例えば、図4に示す「回転数(rpm)-血液流量(L/min)-吐出圧力(mmHg)」の相関関係に基づいて作成されたデータテーブルが格納されている。なお、図4の相関関係は「テルモ製:キャピオックス(商標名)遠心ポンプ」に固有のものである。
具体的には、図3に示すように、吐出圧特定部40は、「ポンプ性能データテーブル60」と、上記固有の吐出圧力を割り出すためのプログラムが格納された「ポンプ吐出圧割出部62」を有している。
ポンプ性能データテーブル60は、遠心ポンプの種類毎に対応して定められた固有の「回転数-血液流量-吐出圧力」の相関関係に基づくデータテーブルである。本実施形態のポンプ性能データベース60には複数種類の遠心ポンプに対応したデータテーブルが格納されており、例えば、図4に示す「回転数(rpm)-血液流量(L/min)-吐出圧力(mmHg)」の相関関係に基づいて作成されたデータテーブルが格納されている。なお、図4の相関関係は「テルモ製:キャピオックス(商標名)遠心ポンプ」に固有のものである。
そして、ポンプ性能データベース60を用いて遠心ポンプの固有の吐出圧力Pr(図2参照)を特定するため、ポンプ吐出圧割出部62のプログラムに基づいて、図2に示す脱血側監視用制御部200は、上記相関関係の内、「回転数R」のデータを主制御部100を介して回転数計測器4から取得し、また、「血液流量Q」のデータを主制御部100を介して流量センサ52から取得するようにしている。
なお、回転数Rと血液流量Qの関係のみから割り出される吐出圧力Prは、使用される遠心ポンプに固有の予め決められた性能データに対応した数値であり、環境変化に対応していない。このため、実際の吐出圧力は推定された吐出圧力Prから変動する恐れがある。ヘマトクリット値や血液温度がその数値変動の原因であり、そこで、ヘマトクリット値や血液温度を加味して、推定した吐出圧力Prの数値を補正するのが好ましい。例えば、図4がヘマトクリット値35±1%、血液温度37±1℃である場合の相関関係図であると、これよりもヘマトクリット値が高くなる、もしくは血液温度が低くなると血液の粘性が高くなって、例えば図4の一点鎖線のように、同じ回転数・流量でも吐出圧力は大きくなるため、補正することが好ましい。これにより、より精度の高い吐出圧力を推定できる。
なお、回転数Rと血液流量Qの関係のみから割り出される吐出圧力Prは、使用される遠心ポンプに固有の予め決められた性能データに対応した数値であり、環境変化に対応していない。このため、実際の吐出圧力は推定された吐出圧力Prから変動する恐れがある。ヘマトクリット値や血液温度がその数値変動の原因であり、そこで、ヘマトクリット値や血液温度を加味して、推定した吐出圧力Prの数値を補正するのが好ましい。例えば、図4がヘマトクリット値35±1%、血液温度37±1℃である場合の相関関係図であると、これよりもヘマトクリット値が高くなる、もしくは血液温度が低くなると血液の粘性が高くなって、例えば図4の一点鎖線のように、同じ回転数・流量でも吐出圧力は大きくなるため、補正することが好ましい。これにより、より精度の高い吐出圧力を推定できる。
図2の「脱血圧算出部41」は、図1の脱血ライン11内の圧力値を推定するためのものであり、具体的には、中間部圧力センサ37により測定された圧力Pmから、図2の吐出圧特定部40で特定した吐出圧力Prを減算するプログラム(Pm-Pr)である。即ち、図1の中間部圧力センサ37は、遠心ポンプ4の直後(直ぐ下流)の連結チューブ3内の圧力を実測するものであり、この直後の圧力は、患者Pの静脈からの血流に起因する脱血ライン11内の圧力に、遠心ポンプ4の吐出圧力が加わった圧力である。そこで、図2に示すように、中間部圧力センサ37で実測した圧力Pmから、遠心ポンプの吐出圧力(吐出圧特定部40で特定した吐出圧力)Prを減算することで、脱血ライン内の推定圧力値(以下、「推定脱血圧」という)Pvを得ることができる。
図2の「脱血圧閾値記憶部42」は、推定脱血圧Pvが脱血不良に値するか否かを判断するために必要な閾値を記憶しておく判断基準部である。なお、通常、脱血ライン内は陰圧状態にあるため、閾値は例えば-100mmHg等のマイナスの数値が設定されるが、この閾値は患者の性別・年齢・容態により異なるため、使用者に設定されるのが好ましく、本実施形態では、操作部50の操作により、主制御部100及び脱血側監視用制御部200を介して脱血圧閾値記憶部42に記憶される。少なくとも現在の推定脱血圧値Pvから50mmHg程度減算した値を閾値にすれば、脱血ラインのチューブが閉塞するなどして全く脱血されていない異常状態を知ることもできる。
図2の「脱血状態判定部43」は、脱血圧算出部41による推定脱血圧Pvが、脱血圧閾値記憶部42で記憶された所要の閾値を上回ったか否か、或いは下回ったか否か(本実施形態の場合、下回るように超えたか否か)を判定するプログラムである。推定脱血圧Pvが閾値を下回ると、例えば、脱血不良の原因となる、被術者の血液量の低下や、カニューレの不適切な挿入などが想定される。
具体的には、脱血状態判定部43は、図5に示すように、脱血状態判定部本体70を有し、この本体70のプログラム(推定脱血圧Pv<閾値)に基づいて判断される。なお、脱血状態判定部43のプログラムの概念には、推定脱血圧Pvにマイナスを掛けて、閾値を上回ったか否かを判定する概念も含まれる。
具体的には、脱血状態判定部43は、図5に示すように、脱血状態判定部本体70を有し、この本体70のプログラム(推定脱血圧Pv<閾値)に基づいて判断される。なお、脱血状態判定部43のプログラムの概念には、推定脱血圧Pvにマイナスを掛けて、閾値を上回ったか否かを判定する概念も含まれる。
また、脱血状態判定部43は、遠心ポンプの回転数が設定(初期設定および変更設定)された時刻を記憶するための設定時刻記憶部74を有している。即ち、図2に示す操作部50により遠心ポンプの回転数が設定された場合、主制御部100は、その回転数を設定した時刻(以下、「設定時刻」という)を脱血側監視用制御部200を介して脱血状態判定部43に出力し、図5の設定時刻記憶部74が、その設定時刻を記録する。この設定時刻から所定の時間帯は遠心ポンプの吐出圧力が安定しない時間帯である。 そして、例えば、遠心ポンプの回転数を途中で変更設定して、その際の変更設定時刻を設定時刻記憶部74が記録すると、該記録からn秒間(遠心ポンプの吐出圧力が安定するまでの所要時間であって、本実施形態の場合は10秒間)は、脱血状態判定部本体70のプログラムに基づく推定脱血圧Pvが閾値を下回ったか否かの判定を、図2の脱血側監視用制御部200が行わないようになっている。
なお、本発明はこれに限られず、他の手法を用いて「吐出圧力が安定するまでの所要時間」を判断してもよく、例えば、好ましくは、遠心ポンプの回転数を初期設定した場合、回転数計測器42で検知した回転数が0から設定回転数(使用者が操作部で設定した回転数)に上昇するまでの時間を「遠心ポンプの吐出圧力が安定するまでの所要時間」とみなすのがよい。
なお、本発明はこれに限られず、他の手法を用いて「吐出圧力が安定するまでの所要時間」を判断してもよく、例えば、好ましくは、遠心ポンプの回転数を初期設定した場合、回転数計測器42で検知した回転数が0から設定回転数(使用者が操作部で設定した回転数)に上昇するまでの時間を「遠心ポンプの吐出圧力が安定するまでの所要時間」とみなすのがよい。
さらに、図5に示すように、脱血状態判定部43は安定時判定部72を有している。安定時判定部72は、遠心ポンプの吐出圧力が安定しているはずの所定の時間内(即ち、設定時刻記憶部74が設定時刻を記録してからn秒間を経過した後)に動作し、脱血状態判定部本体70のプログラムに基づいて推定脱血圧Pvが閾値を下回った(或いは、推定脱血圧Pvにマイナスを掛けて、閾値を上回った)との判定が連続して行われたか否かを判断するためのプログラムである。本実施形態では、連続して閾値を下回ったと判断された場合、脱血不良の可能性が高いので、図2の報知部120で報知するようになっている。本発明の安定時判定部72はこのような構成に限られず、遠心ポンプの吐出圧力が安定しているはずの所定の時間内における推定脱血圧Pvの平均値が閾値を下回ったか否かを判定するプログラムにしてもよい。
次に、図2のコントローラ10内にある人工肺用モジュール310について説明する。
人工肺用モジュール310は、このモジュール全体の動作・制御を行う人工肺監視用制御部300、及び、この人工肺監視用制御部300との間でデータの受け渡しが行われる「人工肺交換判定部57」「人工肺閾値決定部58」を有している。
人工肺用モジュール310は、このモジュール全体の動作・制御を行う人工肺監視用制御部300、及び、この人工肺監視用制御部300との間でデータの受け渡しが行われる「人工肺交換判定部57」「人工肺閾値決定部58」を有している。
「人工肺交換判定部57」は、図1に示す人工肺2の交換の要否(交換を要する値であるか否か)を判断するためのものであり、この判断は人工肺2内の血液回路中の圧力損失を把握してなされる。即ち、人工肺2は長時間の使用により、その血液回路中の血栓の詰まりや多孔質膜の劣化などを原因として圧力損失が大きくなっていくことから、この圧力損失が所要の閾値を超えた値であることを確認して、交換時期を判定するものである。
図2に示す人工肺交換判定部57は、人工肺の下流側に接続された送血側圧力センサ38で測定された圧力値(以下、「人工肺後圧力Pa」という)と、人工肺の上流側に接続された中間部圧力センサ37で測定された圧力値(以下、「人工肺前圧力Pm」という)との差異に基づいて、人工肺の交換の要否を判断するプログラムである。本実施形態の場合、この差異に基づく数値は「人工肺前圧力Pm-人工肺後圧力Pa」で求められる数値であり、このように人工肺前圧力Pmから人工肺後圧力Paを減算することで、人工肺2内の血液回路中の圧力損失を算出している。そして、この算出した圧力損失値が、図2の人工肺閾値決定部58で決定された閾値を超えた場合に、報知部120に対して報知をするように命令が出される。報知内容は「人工肺の交換情報」であればよく、例えば、「人工肺前圧力Pm」から「人工肺後圧力Pa」を引いて算出した数値をリアルタイムに表示画面にグラフ等にして表示しても構わない。
図2に示す人工肺交換判定部57は、人工肺の下流側に接続された送血側圧力センサ38で測定された圧力値(以下、「人工肺後圧力Pa」という)と、人工肺の上流側に接続された中間部圧力センサ37で測定された圧力値(以下、「人工肺前圧力Pm」という)との差異に基づいて、人工肺の交換の要否を判断するプログラムである。本実施形態の場合、この差異に基づく数値は「人工肺前圧力Pm-人工肺後圧力Pa」で求められる数値であり、このように人工肺前圧力Pmから人工肺後圧力Paを減算することで、人工肺2内の血液回路中の圧力損失を算出している。そして、この算出した圧力損失値が、図2の人工肺閾値決定部58で決定された閾値を超えた場合に、報知部120に対して報知をするように命令が出される。報知内容は「人工肺の交換情報」であればよく、例えば、「人工肺前圧力Pm」から「人工肺後圧力Pa」を引いて算出した数値をリアルタイムに表示画面にグラフ等にして表示しても構わない。
図2の「人工肺閾値決定部58」は、人工肺交換の要否の基準となる所要の閾値を決定するものである。
この人工肺閾値決定部58については、図7に示すように、仕様別人工肺性能DT68と、閾値判断部69を有している。
仕様別人工肺性能DT68は、人工肺のメーカー仕様に基づいて交換が必要とされる一定の圧力損失(定数であり、以下、「圧力損失定数」という)P1に関するデータテーブルであり、例えば、本実施形態の中空糸型人工肺の場合、圧力損失定数は凡そ300~500mmHg程度である。この圧力損失定数は、メーカー仕様に基づいて予め決めておけばよく、また、例えば、過去、その人工肺を交換した際に測定された圧力損失(人工肺の劣化時の圧力損失)に基づいて決めてもよい。
この人工肺閾値決定部58については、図7に示すように、仕様別人工肺性能DT68と、閾値判断部69を有している。
仕様別人工肺性能DT68は、人工肺のメーカー仕様に基づいて交換が必要とされる一定の圧力損失(定数であり、以下、「圧力損失定数」という)P1に関するデータテーブルであり、例えば、本実施形態の中空糸型人工肺の場合、圧力損失定数は凡そ300~500mmHg程度である。この圧力損失定数は、メーカー仕様に基づいて予め決めておけばよく、また、例えば、過去、その人工肺を交換した際に測定された圧力損失(人工肺の劣化時の圧力損失)に基づいて決めてもよい。
閾値判断部69は、仕様別人工肺性能DT68で特定された圧力損失定数P1に、人工肺の血液流量に対応した正常な圧力損失(以下、「正常圧力損失」という)P2を加えて、閾値を決定するようにしている。即ち、例えばテルモ製「キャピオックスLX(商標名)」の性能データである図6に示すように、人工肺の血液流量と圧力損失には相関関係があり、血液流量が変われば圧力損失は自然に変わる。このような血液流量により変動する「正常圧力損失P2」は、人工肺の多孔質膜の劣化や血栓の詰まり等を原因とするものではないため、人工肺交換の理由にする必要はない。そこで、「圧力損失定数P1」に「正常圧力損失P2」を加えて閾値を決め、これにより人工肺の無用な交換を防止して、被術者の体に余計な負担を与える恐れを回避できる。
なお、正常圧力損失P2を特定するための血液流量のデータは、図2に示すように流量センサ52に接続された主制御部100からリアルタイムに振り分けられる。また、図6に示すような血液流量と正常圧力損失P2の相関関係が分かるデータは、図7の仕様別人工肺性能DT68に格納されている人工肺の種類毎に、データテーブルとして用意をしておくのが好ましい。
このようにして人工肺交換用の閾値は決定されるが、一例をあげれば、人工肺がテルモ製「キャピオックスLX(商標名)」で血液流量が4L/minである場合、図6に示すように、詰まり等を起因としない正常圧力損失P2は約50mmHgであり、そして、図7の閾値判断部69は350mmHg(圧力損失定数P1)に50mmHg(正常圧力損失P2)を加算した400mmHgを閾値として決定するようになっている。
なお、正常圧力損失P2を特定するための血液流量のデータは、図2に示すように流量センサ52に接続された主制御部100からリアルタイムに振り分けられる。また、図6に示すような血液流量と正常圧力損失P2の相関関係が分かるデータは、図7の仕様別人工肺性能DT68に格納されている人工肺の種類毎に、データテーブルとして用意をしておくのが好ましい。
このようにして人工肺交換用の閾値は決定されるが、一例をあげれば、人工肺がテルモ製「キャピオックスLX(商標名)」で血液流量が4L/minである場合、図6に示すように、詰まり等を起因としない正常圧力損失P2は約50mmHgであり、そして、図7の閾値判断部69は350mmHg(圧力損失定数P1)に50mmHg(正常圧力損失P2)を加算した400mmHgを閾値として決定するようになっている。
〔体外循環装置の動作例〕
次に、本実施形態の体外循環装置の動作例について説明する。
先ず、図2の脱血ライン用モジュール210を中心にした動作について、主に、上述した図2、及び図8を用いて説明する。図8は図1の体外循環装置1の脱血側状態の報知に関する特徴的な動作を示す概略フローチャートである。
次に、本実施形態の体外循環装置の動作例について説明する。
先ず、図2の脱血ライン用モジュール210を中心にした動作について、主に、上述した図2、及び図8を用いて説明する。図8は図1の体外循環装置1の脱血側状態の報知に関する特徴的な動作を示す概略フローチャートである。
本実施形態の体外循環装置については、血液循環前の準備として、図2に示すコントローラ10の電源を入れた後に、操作部50等を用いて初期設定を行ってから開始する。
初期設定の作業としては、人工肺及び遠心ポンプの種類の選択がある。本実施形態では、図1に示す人工肺2及び遠心ポンプ4に表示されたバーコードBCをバーコードリーダ81で読み取ることで、当該種類を自動入力している。なお、本発明はこれに限られず、例えばプルダウンメニューにより人工肺及び遠心ポンプの型番を選択入力してもよい。
また、初期設定の作業としては、遠心ポンプの回転数の設定もあり、この設定を行うと、図8に示すように、遠心ポンプの回転数の設定(変更設定も含む)を確認し(ステップ1)、図5の設定時刻記憶部74に設定時刻を記録する。
また、初期設定の作業としては、脱血不良の判断基準となる脱血ラインの圧力に関する閾値もある。閾値は患者の性別・年齢・容体に応じて、図2の操作部50で決められる。
初期設定の作業としては、人工肺及び遠心ポンプの種類の選択がある。本実施形態では、図1に示す人工肺2及び遠心ポンプ4に表示されたバーコードBCをバーコードリーダ81で読み取ることで、当該種類を自動入力している。なお、本発明はこれに限られず、例えばプルダウンメニューにより人工肺及び遠心ポンプの型番を選択入力してもよい。
また、初期設定の作業としては、遠心ポンプの回転数の設定もあり、この設定を行うと、図8に示すように、遠心ポンプの回転数の設定(変更設定も含む)を確認し(ステップ1)、図5の設定時刻記憶部74に設定時刻を記録する。
また、初期設定の作業としては、脱血不良の判断基準となる脱血ラインの圧力に関する閾値もある。閾値は患者の性別・年齢・容体に応じて、図2の操作部50で決められる。
次いで、図2の回転数計測器42で遠心ポンプの回転数の測定を行い(図8のステップ2)、この測定した数値は、逐次、図2の脱血ライン用モジュール210に送られ、不図示の記憶部に更新記録される。
次いで、図2の中間部圧力センサ37で、遠心ポンプと人工肺との間の圧力値(遠心ポンプの直ぐ下流の圧力Pm)を測定する(図8のステップ3)。なお、本発明では、図8のステップ2とステップ3の順を逆にしても構わない。
次いで、遠心ポンプに固有の吐出圧力Prを特定する(図8のステップ4)。即ち、図2の流量センサ52で送血ラインの血液流量Qを測定し、ステップ2で既に測定した遠心ポンプの回転数Rを用いて、例えば図4に示すような、使用する遠心ポンプに特有の「血液流量-回転数-吐出圧力」の相関関係に基づいて、遠心ポンプの吐出圧力Prを特定する。この際、ヘマトクリット値及び血液温度を加味して、吐出圧力Prを特定するとより好ましい。なお、本発明では図8のステップ3とステップ4の順を逆にしても構わない。
次いで、図2の中間部圧力センサ37で、遠心ポンプと人工肺との間の圧力値(遠心ポンプの直ぐ下流の圧力Pm)を測定する(図8のステップ3)。なお、本発明では、図8のステップ2とステップ3の順を逆にしても構わない。
次いで、遠心ポンプに固有の吐出圧力Prを特定する(図8のステップ4)。即ち、図2の流量センサ52で送血ラインの血液流量Qを測定し、ステップ2で既に測定した遠心ポンプの回転数Rを用いて、例えば図4に示すような、使用する遠心ポンプに特有の「血液流量-回転数-吐出圧力」の相関関係に基づいて、遠心ポンプの吐出圧力Prを特定する。この際、ヘマトクリット値及び血液温度を加味して、吐出圧力Prを特定するとより好ましい。なお、本発明では図8のステップ3とステップ4の順を逆にしても構わない。
次いで、図8のステップ3で測定した圧力(中間部圧力センサで測定した圧力)Pmから、ステップ4で特定した遠心ポンプの吐出圧力Prを減算して、推定脱血圧Pvを算出し、その圧力値を図1の表示画面35に表示する(図8のステップ5)。このステップ2からステップ5までの動作は随時行われ、推定脱血圧Pvはリアルタイムに表示可能である。
次いで、図8のステップ5で算出した推定脱血圧Pvが所要の閾値を下回るか否かを判断する(ステップ6)。なお、この判断は図2の脱血状態判定部43が行う。また、所要の閾値は初期設定作業時に使用者が予め設定した閾値である。
図8のステップ6において、推定脱血圧Pvが所要の閾値を上回る場合、警報は出されずに(ステップ6-1)、ステップ1に戻り、遠心ポンプの回転数の設定確認から始める。これに対して、図8のステップ6において、推定脱血圧Pvが所要の閾値を下回ったと判断した場合、ステップ1で確認した遠心ポンプの回転数の設定(変更設定を含む)から、吐出圧力が安定する所要時間(n秒間)が経過しているか否かを判断する(ステップ7)。この所要時間は、ドライブモータの特性に応じて特定すればよく、例えば「テルモ製:キャピオックス(商標名)遠心ポンプコントローラーSP-101(ドライブモータ)」である場合、10秒程度としておけば十分である。
図8のステップ6において、推定脱血圧Pvが所要の閾値を上回る場合、警報は出されずに(ステップ6-1)、ステップ1に戻り、遠心ポンプの回転数の設定確認から始める。これに対して、図8のステップ6において、推定脱血圧Pvが所要の閾値を下回ったと判断した場合、ステップ1で確認した遠心ポンプの回転数の設定(変更設定を含む)から、吐出圧力が安定する所要時間(n秒間)が経過しているか否かを判断する(ステップ7)。この所要時間は、ドライブモータの特性に応じて特定すればよく、例えば「テルモ製:キャピオックス(商標名)遠心ポンプコントローラーSP-101(ドライブモータ)」である場合、10秒程度としておけば十分である。
そして、図8のステップ7において、吐出圧力が安定するまでの所要時間(n秒間)が経過していないと判断した場合、推定脱血圧PVが閾値を下回ったとしても、それは遠心ポンプ回転数の設定に伴う現象だと想定できるので、警報は行わずに(ステップ6-1)、ステップ1に戻って、遠心ポンプの回転数の設定確認から始める。
これに対して、ステップ7でn秒間が経過したと判断した場合はステップ8に進む。そして、遠心ポンプの吐出圧力が安定するはずの所定の時間内(m秒間)、推定脱血圧Pvが所要の閾値を連続して下回ったか否かを、図5の安定時判定部72のプログラムに基づいて判断する。図8のステップ8がm秒間の連続した閾値超えの有無を判断するのは、チューブの瞬間的な折れ等の圧力変動による警報を排除するためであり、従って、このm秒間は、ステップ7の遠心ポンプの吐出圧力が安定するまでのn秒間に比べて短いのが好ましい。具体的には、m秒間は、推定脱血圧Pvが閾値を超えることを複数回にわたって判断可能な秒数以上、かつ、ステップ7のn秒間未満の秒数であり、好ましくは、ステップ7のn秒間の半分以下(本実施形態では5秒以下)である。
その結果、推定脱血圧Pvが連続して閾値を下回っていないと判断した場合は、警報を行わずに(ステップ6-1)、ステップ1に戻る。一方、推定脱血圧Pvが所要の閾値をm秒間連続して下回ったと判断した場合は、ステップ9に進んで、「脱血不良」等の表示を行うと共に、アラームで警報を出し、使用者に脱血不良の恐れがあることを知らせる。
これに対して、ステップ7でn秒間が経過したと判断した場合はステップ8に進む。そして、遠心ポンプの吐出圧力が安定するはずの所定の時間内(m秒間)、推定脱血圧Pvが所要の閾値を連続して下回ったか否かを、図5の安定時判定部72のプログラムに基づいて判断する。図8のステップ8がm秒間の連続した閾値超えの有無を判断するのは、チューブの瞬間的な折れ等の圧力変動による警報を排除するためであり、従って、このm秒間は、ステップ7の遠心ポンプの吐出圧力が安定するまでのn秒間に比べて短いのが好ましい。具体的には、m秒間は、推定脱血圧Pvが閾値を超えることを複数回にわたって判断可能な秒数以上、かつ、ステップ7のn秒間未満の秒数であり、好ましくは、ステップ7のn秒間の半分以下(本実施形態では5秒以下)である。
その結果、推定脱血圧Pvが連続して閾値を下回っていないと判断した場合は、警報を行わずに(ステップ6-1)、ステップ1に戻る。一方、推定脱血圧Pvが所要の閾値をm秒間連続して下回ったと判断した場合は、ステップ9に進んで、「脱血不良」等の表示を行うと共に、アラームで警報を出し、使用者に脱血不良の恐れがあることを知らせる。
なお、図8のステップ8では、m秒間連続して推定脱血圧Pvが所要の閾値を下回っているか否かの判断を行っているが、m秒間の推定脱血圧Pvの平均値が閾値を下回ったか否かを判断基準としてもよい。
そして、ステップ9で警報を出した後、その警報の解除を確認して(ステップ10)、解除された場合、作業を終了する。これに対して、ステップ10で警報が解除されない場合は、ステップ1に戻り、同様にして脱血不良を監視し続ける。
そして、ステップ9で警報を出した後、その警報の解除を確認して(ステップ10)、解除された場合、作業を終了する。これに対して、ステップ10で警報が解除されない場合は、ステップ1に戻り、同様にして脱血不良を監視し続ける。
次に、図2の人工肺用モジュール310を中心にした動作について、主に、上述した図2、及び図9を用いて説明する。
図9は図1の体外循環装置1の人工肺交換報知に関する特徴的な動作を示す概略フローチャートである。
この体外循環装置は、図8のステップ3で遠心ポンプと人工肺との間の圧力Pmを測定した場合(図2の中間部圧力センサ37が圧力値Pmを測定した場合)、図2に示す脱血ライン用モジュール210が主制御部100を介して圧力値Pmを人工肺用モジュール310に送信して、人工肺監視用制御部300がこれを受信する(図9のステップ301)。
図9は図1の体外循環装置1の人工肺交換報知に関する特徴的な動作を示す概略フローチャートである。
この体外循環装置は、図8のステップ3で遠心ポンプと人工肺との間の圧力Pmを測定した場合(図2の中間部圧力センサ37が圧力値Pmを測定した場合)、図2に示す脱血ライン用モジュール210が主制御部100を介して圧力値Pmを人工肺用モジュール310に送信して、人工肺監視用制御部300がこれを受信する(図9のステップ301)。
次いで、図9のステップ302に進み、人工肺前後の圧力差を算出する。具体的には、図2の送血側圧力センサ38で測定した圧力(人工肺後圧力)Paから、ステップ301で受信した圧力(人工肺前圧力)Pmを減算して、人工肺の血液回路中の圧力損失を推定する。
次いで、ステップ302で算出した圧力損失が所要の閾値を超えているか否かを判断する(ステップ303)。このステップ303の閾値は、図7の閾値判断部60で決定した閾値であり、初期設定時に操作部又はバーコード読み取りで特定した圧力損失定数P1に、人工肺の血液流量に対応した(血栓の詰まり等を原因としない)正常圧力損失P2を加えた数値である。
そして、算出した圧力損失が所要の閾値を超えていない場合は、ステップ301に戻る。これに対して、所要の閾値を超えている場合は、人工肺の交換が必要であると判断して、図1の表示画面35に「人工肺交換」の旨の表示を行うと共に、アラーム36で警報する(図9のステップ304)。この際の警報音と図8のステップ8の警報音とは、表示画面による確認が可能なので、同じであってもよく、或いは異なっていてもよい。
次いで、ステップ302で算出した圧力損失が所要の閾値を超えているか否かを判断する(ステップ303)。このステップ303の閾値は、図7の閾値判断部60で決定した閾値であり、初期設定時に操作部又はバーコード読み取りで特定した圧力損失定数P1に、人工肺の血液流量に対応した(血栓の詰まり等を原因としない)正常圧力損失P2を加えた数値である。
そして、算出した圧力損失が所要の閾値を超えていない場合は、ステップ301に戻る。これに対して、所要の閾値を超えている場合は、人工肺の交換が必要であると判断して、図1の表示画面35に「人工肺交換」の旨の表示を行うと共に、アラーム36で警報する(図9のステップ304)。この際の警報音と図8のステップ8の警報音とは、表示画面による確認が可能なので、同じであってもよく、或いは異なっていてもよい。
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。
例えば、上記実施形態では、種々の人工肺や遠心ポンプに対応可能な体外循環装置としているが、予め決められた一種類の人工肺や遠心ポンプだけに対応をした体外循環装置であってもよい。これにより、初期設定作業の際、人工肺や血液ポンプの種類を選択する必要がなくなる。
また、図2の脱血ライン用モジュール210や人工肺用モジュール310はプログラムをモジュール化して構成しているが、これらを回路で構成してもよい。
また、本発明では人工肺の交換を判断するための構成として、図9において、人工肺前圧力Pmから人工肺後圧力Paを引いた数値が所要の閾値を超えた場合、人工肺の交換を要すると判断しているが、例えば、人工肺前圧力Pmと人工肺後圧力Paとの比率が、所要の閾値を超える場合に、人工肺の交換を要すると判断してもよい。
さらに、本発明では、人工肺の交換を判断するための図2に示す人工肺用モジュール310や送血側圧力センサ38、及び図9の動作例は必須の構成要素ではない。
例えば、上記実施形態では、種々の人工肺や遠心ポンプに対応可能な体外循環装置としているが、予め決められた一種類の人工肺や遠心ポンプだけに対応をした体外循環装置であってもよい。これにより、初期設定作業の際、人工肺や血液ポンプの種類を選択する必要がなくなる。
また、図2の脱血ライン用モジュール210や人工肺用モジュール310はプログラムをモジュール化して構成しているが、これらを回路で構成してもよい。
また、本発明では人工肺の交換を判断するための構成として、図9において、人工肺前圧力Pmから人工肺後圧力Paを引いた数値が所要の閾値を超えた場合、人工肺の交換を要すると判断しているが、例えば、人工肺前圧力Pmと人工肺後圧力Paとの比率が、所要の閾値を超える場合に、人工肺の交換を要すると判断してもよい。
さらに、本発明では、人工肺の交換を判断するための図2に示す人工肺用モジュール310や送血側圧力センサ38、及び図9の動作例は必須の構成要素ではない。
1・・・体外循環装置、1R・・・血液回路(血液循環回路)、2・・・人工肺、4・・・遠心ポンプ、10・・・コントローラ、11・・・脱血ライン、12・・・送血ライン、37・・・中間部圧力センサ、38・・・送血側圧力センサ、40・・・吐出圧特定部、41・・・脱血圧算出部、43・・・脱血状態判定部、52・・・流量センサ
Claims (6)
- 被術者の体内から引き出した血液が通る脱血ラインと、
前記脱血ラインの下流に接続され、回転運動により送血を行う遠心ポンプと、
前記遠心ポンプよりも下流に接続された人工肺と、
前記人工肺よりも下流であり、前記体内に血液を戻す送血ラインと、
前記送血ラインの中の血液流量を検出する流量センサと、
を備え、
前記遠心ポンプと前記人工肺との間の回路内の圧力を検出する圧力センサである中間部圧力センサを有し、
前記遠心ポンプの回転数、及び前記流量センサで検出された血液流量に基づいて、前記遠心ポンプに固有の吐出圧力を特定する吐出圧特定部を有する
ことを特徴とする体外循環装置。 - 前記中間部圧力センサにより測定された圧力から、前記吐出圧特定部で特定した前記吐出圧力を減算して、前記脱血ラインにおける圧力を推定する脱血圧算出部を有することを特徴とする請求項1に記載の体外循環装置。
- 前記脱血圧算出部で算出した圧力が、脱血不良を判断するために必要な値からなる閾値を上回ったか否か、或いは下回ったか否かを判定する脱血状態判定部を有し、
前記脱血状態判定部が前記閾値を上回った又は下回ったと判断したことを報知する報知手段を有する
ことを特徴とする請求項2に記載の体外循環装置。 - 前記脱血状態判定部は、前記遠心ポンプの回転数を設定した後、前記遠心ポンプの吐出圧力が安定するまでの所要時間内は、前記判定を行わないことを特徴とする請求項3に記載の体外循環装置。
- 前記脱血状態判定部は、前記脱血圧算出部で算出した圧力の平均値が前記閾値を上回ったか否か、或いは下回ったか否か、又は前記脱血圧算出部で算出した圧力が連続して前記閾値を上回ったか否か、或いは下回ったか否かを判断することを特徴とする請求項3又は4に記載の体外循環装置。
- 前記吐出圧力は、ヘマトクリット値及び/又は血液温度を加味して特定されることを特徴とする請求項1乃至5のいずれかに記載の体外循環装置。
Priority Applications (4)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
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Cited By (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO2018045102A1 (en) | 2016-08-30 | 2018-03-08 | Nxstage Medical, Inc. | Parameter monitoring in medical treatment systems |
WO2018089389A1 (en) * | 2016-11-08 | 2018-05-17 | Medtronic Vascular Inc. | Systems and methods for oxygenator performance evaluation |
WO2018180032A1 (ja) * | 2017-03-31 | 2018-10-04 | 旭化成メディカル株式会社 | 血液浄化装置及びその制御方法並びに脱血不良解消方法 |
WO2019181658A1 (ja) * | 2018-03-20 | 2019-09-26 | テルモ株式会社 | 計測システムおよび計算ユニット |
WO2019181610A1 (ja) * | 2018-03-20 | 2019-09-26 | テルモ株式会社 | 体外循環装置および評価ユニット |
WO2020050136A1 (ja) * | 2018-09-06 | 2020-03-12 | テルモ株式会社 | 体外循環管理装置、体外循環装置および体外循環管理プログラム |
JP2020049177A (ja) * | 2018-09-28 | 2020-04-02 | 学校法人 川崎学園 | 人工肺装置に用いる圧力推定システム |
WO2021177423A1 (ja) * | 2020-03-05 | 2021-09-10 | テルモ株式会社 | 体外循環装置 |
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---|---|---|---|---|
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JP6582768B2 (ja) * | 2015-09-07 | 2019-10-02 | 株式会社ジェイ・エム・エス | 体外循環訓練システム |
JP7208897B2 (ja) * | 2017-07-10 | 2023-01-19 | テルモ株式会社 | 圧力検知装置および体外循環装置 |
DE102018208936A1 (de) * | 2018-06-06 | 2019-12-12 | Kardion Gmbh | Bestimmvorrichtung und Verfahren zum Bestimmen einer Viskosität eines Fluids |
US20210228792A1 (en) * | 2018-06-20 | 2021-07-29 | The Regents Of The University Of Michigan | Smart Artificial Lung And Perfusion Systems |
CN117547671B (zh) * | 2024-01-05 | 2024-05-10 | 深圳汉诺医疗科技股份有限公司 | 血液气泡监测中异常报警的控制方法、装置、设备及介质 |
Citations (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2011045450A (ja) * | 2009-08-25 | 2011-03-10 | Hiroshima Univ | 血液粘度の推定方法、血液粘度比の推定方法、血液粘度モニタリング装置、及び、血液粘度比モニタリング装置 |
JP2011050687A (ja) * | 2009-09-04 | 2011-03-17 | Jms Co Ltd | 圧力上昇に対する安全機構を備えた人工肺装置 |
JP2011136187A (ja) * | 2002-02-21 | 2011-07-14 | Terumo Cardiovascular Systems Corp | 液体ポンプを制御する方法および装置 |
Family Cites Families (11)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH08238310A (ja) * | 1995-03-06 | 1996-09-17 | Terumo Corp | 遠心ポンプ駆動制御装置及びそれを用いた体外循環血液回路 |
JPH09122228A (ja) * | 1995-10-27 | 1997-05-13 | Terumo Corp | 遠心ポンプ駆動制御装置および体外循環血液回路用送血装置 |
US5813972A (en) | 1996-09-30 | 1998-09-29 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Medical perfusion system with data communications network |
JP3919896B2 (ja) | 1997-09-05 | 2007-05-30 | テルモ株式会社 | 遠心式液体ポンプ装置 |
DE602005025406D1 (de) | 2005-01-04 | 2011-01-27 | Fujitsu Ltd | Gleichstrom-offsetkompensationsverfahren und -einrichtung |
US8834399B2 (en) * | 2010-12-07 | 2014-09-16 | Zoll Lifebridge Gmbh | Cardiopulmonary apparatus and methods for preserving organ viability |
DE102009027195A1 (de) * | 2009-06-25 | 2010-12-30 | Sorin Group Deutschland Gmbh | Vorrichtung zur Förderung von Blut in einem extrakorporalen Kreislauf |
JP5962894B2 (ja) * | 2012-03-09 | 2016-08-03 | 国立大学法人広島大学 | 送血流量制御装置および体外循環装置 |
JP2013192712A (ja) | 2012-03-19 | 2013-09-30 | Terumo Corp | 閉鎖系体外循環回路 |
JP6058337B2 (ja) | 2012-09-28 | 2017-01-11 | 泉工医科工業株式会社 | 圧力センサ付きコネクタ |
EP2982397B1 (en) * | 2013-04-01 | 2018-05-23 | Terumo Kabushiki Kaisha | Circulation device and method for controlling same |
-
2015
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- 2015-08-28 EP EP15868390.4A patent/EP3231461B1/en active Active
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- 2017-05-25 US US15/605,067 patent/US10391224B2/en active Active
-
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- 2018-03-02 JP JP2018037759A patent/JP2018126523A/ja active Pending
Patent Citations (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2011136187A (ja) * | 2002-02-21 | 2011-07-14 | Terumo Cardiovascular Systems Corp | 液体ポンプを制御する方法および装置 |
JP2011045450A (ja) * | 2009-08-25 | 2011-03-10 | Hiroshima Univ | 血液粘度の推定方法、血液粘度比の推定方法、血液粘度モニタリング装置、及び、血液粘度比モニタリング装置 |
JP2011050687A (ja) * | 2009-09-04 | 2011-03-17 | Jms Co Ltd | 圧力上昇に対する安全機構を備えた人工肺装置 |
Cited By (21)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EP3506962A4 (en) * | 2016-08-30 | 2020-04-29 | NxStage Medical, Inc. | MONITORING OF PARAMETERS IN MEDICAL TREATMENT SYSTEMS |
US11865243B2 (en) | 2016-08-30 | 2024-01-09 | Nxstage Medical, Inc. | Parameter monitoring in medical treatment systems |
WO2018045102A1 (en) | 2016-08-30 | 2018-03-08 | Nxstage Medical, Inc. | Parameter monitoring in medical treatment systems |
WO2018089389A1 (en) * | 2016-11-08 | 2018-05-17 | Medtronic Vascular Inc. | Systems and methods for oxygenator performance evaluation |
CN109922845A (zh) * | 2016-11-08 | 2019-06-21 | 美敦力瓦斯科尔勒公司 | 用于氧合器性能评估的***和方法 |
CN109922845B (zh) * | 2016-11-08 | 2022-04-15 | 美敦力瓦斯科尔勒公司 | 用于氧合器性能评估的***和方法 |
US10940257B2 (en) | 2016-11-08 | 2021-03-09 | Medtronic Vascular, Inc. | Systems and methods for oxygenator performance evaluation |
WO2018180032A1 (ja) * | 2017-03-31 | 2018-10-04 | 旭化成メディカル株式会社 | 血液浄化装置及びその制御方法並びに脱血不良解消方法 |
JPWO2018180032A1 (ja) * | 2017-03-31 | 2019-11-07 | 旭化成メディカル株式会社 | 血液浄化装置及びその制御方法並びに脱血不良解消方法 |
CN110461389A (zh) * | 2017-03-31 | 2019-11-15 | 旭化成医疗株式会社 | 血液净化装置及其控制方法以及脱血不良消除方法 |
WO2019181610A1 (ja) * | 2018-03-20 | 2019-09-26 | テルモ株式会社 | 体外循環装置および評価ユニット |
JPWO2019181658A1 (ja) * | 2018-03-20 | 2021-03-11 | テルモ株式会社 | 計測システムおよび計算ユニット |
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