WO2019181658A1 - 計測システムおよび計算ユニット - Google Patents
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Definitions
- the present invention relates to a measurement system and a calculation unit for calculating a pump head of a centrifugal pump used in an extracorporeal circulation system.
- extracorporeal circulation systems have been used to assist in the circulation and breathing of patients' blood during open heart surgery and to temporarily maintain life against suddenly progressing circulatory failure or cardiopulmonary arrest. ing.
- the extracorporeal circulation system includes an artificial lung that is incorporated in a blood circuit (extracorporeal circulation circuit) including a blood removal path and a blood transmission path, and performs gas exchange with blood, and blood is drawn through the blood removal path and blood is supplied to the artificial lung. And a control unit that controls the operation of the extracorporeal circulation system (for example, see Patent Document 1 below).
- the extracorporeal circulation system performs gas exchange (adding oxygen to the blood and removing carbon dioxide) to the blood that has been removed by oxygenation, and then sends the blood to the blood transmission path.
- the controller provided in the extracorporeal circulation system adjusts the pump head (discharge pressure) to a predetermined size by controlling the number of revolutions of the centrifugal pump when blood is removed from the patient and delivered to the artificial lung. To do.
- the pump head is determined according to the flow rate of the liquid to be fed, the number of rotations of the pump, and the like. Further, it is known that when the liquid feeding target is blood, the pump head is influenced by the hematocrit value of blood and the temperature of blood in addition to the performance and operating conditions of the centrifugal pump. Therefore, in the extracorporeal circulation system, in order to accurately measure the pump head, it is necessary to add a sensor for measuring the hematocrit value of blood and a sensor for measuring the temperature of blood to the blood circuit. However, when these sensors are added to the blood circuit, the system configuration becomes complicated and the cost for constructing the system increases.
- the inventors of the present invention have found a calculation formula that can accurately calculate the pump head without being affected by the blood hematocrit value or the blood temperature. According to the present invention, it is possible to accurately calculate the pump head of a centrifugal pump without adding a sensor for measuring the hematocrit value of blood or a sensor for measuring the temperature of blood to the blood circuit.
- Systems and computing units can be provided.
- a measurement system is a pump head calculation system in a blood circuit that circulates blood that has been removed from the body of a subject using a centrifugal pump, and detects a pressure downstream of the centrifugal pump.
- a pressure detector, a flow detector for detecting a flow rate in the blood circuit, a rotation speed setting unit for setting the rotation speed of the centrifugal pump, a detection result of the pressure detector, and a detection of the flow detector Based on the result and the setting result of the rotation speed setting unit, the calculation unit calculates the pump head according to the following equation (a).
- P is the pump head (mmHg)
- Q is the flow rate (L / min)
- w is the pump speed (rpm).
- a measurement system is a calculation system for a pump head in a blood circuit that circulates blood removed from the body of a subject using a centrifugal pump, and a pressure downstream of the centrifugal pump.
- a pressure detection unit for detecting the flow rate a flow rate detection unit for detecting a flow rate in the blood circuit, a rotation speed setting unit for setting the rotation speed of the centrifugal pump, a detection result of the pressure detection unit, and the flow rate detection unit
- a calculation unit that calculates the pump head without considering the hematocrit value of the blood flowing in the blood circuit and the temperature of the blood based on the detection result of the rotation number and the setting result of the rotation speed setting unit .
- the calculation unit includes a centrifugal pump, a pressure detection unit that detects a pressure downstream of the centrifugal pump, a flow rate detection unit that detects a flow rate in the blood circuit, and the centrifugal pump.
- a rotation speed setting unit for setting the number of rotations of the pump head used in a blood circuit that circulates blood that has been removed from the body of the subject, and a detection result of the pressure detection unit Based on the detection result of the flow rate detection unit and the setting result of the rotation speed setting unit, the pump head is calculated by the following equation (a).
- P is the pump head (mmHg)
- Q is the flow rate (L / min)
- w is the pump speed (rpm).
- the pump head of the centrifugal pump can be accurately calculated without adding a sensor for measuring the hematocrit value of blood or a sensor for measuring the temperature of blood to the blood circuit. Therefore, it is possible to suppress the complexity of the system configuration and the increase in cost for system construction accompanying the addition of each sensor.
- 3 is a graph showing a comparison result of Example 1. 6 is a graph showing a comparison result of Example 2. 10 is a graph showing a comparison result of Example 3.
- FIG. 1 is a diagram illustrating an overall configuration of an extracorporeal circulation system 1 according to an embodiment.
- 2 and 3 are views for explaining the centrifugal pump 20 included in the extracorporeal circulation system 1.
- FIG. 4 is a block diagram showing a control system of the extracorporeal circulation system 1.
- the extracorporeal circulation system 1 is configured as a system that assists blood circulation and respiration of a patient (subject) M.
- the extracorporeal circulation system 1 includes a blood circuit (extracorporeal circuit) C that circulates blood removed from the patient M outside the body, an artificial lung 10 that exchanges gas between the blood, and a patient.
- the centrifugal pump 20 that circulates blood removed from blood, the holder 30 that holds the artificial lung 10 and the centrifugal pump 20, and the pressure that detects the pressure downstream of the centrifugal pump 20 (downstream in the blood flow direction in the blood circuit C).
- a detection unit 41, a flow rate detection unit 43 that detects the flow rate of blood flowing through the blood circuit C, a gas supply unit 60 that supplies gas to the artificial lung 10, and a bubble detection unit 70 that detects bubbles in the blood circuit C.
- a clamp 80 that can block the blood flow path of the blood circuit C, a display 90 that displays predetermined information, and a controller 100.
- the blood circuit C includes a blood removal catheter C1 for removing blood from the vein of the patient M, a blood delivery catheter C2 for delivering blood toward the artery of the patient M, and a priming step (priming for removing bubbles in the blood circuit C).
- a switching unit C3 for switching a circuit, and a tube C4 for communicating the centrifugal pump 20 and the artificial lung 10 are provided.
- one end of the blood removal catheter C1 communicates with the vein of the patient M, and the other end communicates with an inflow port 21 (see FIG. 2) of the centrifugal pump 20 described later.
- one end of the blood feeding catheter C2 communicates with the artery of the patient M, and the other end communicates with an outflow port 13 (see FIG. 2) of the oxygenator 10 described later.
- the blood feeding catheter C2 sends blood that has undergone gas exchange with the oxygenator 10 to the artery of the patient M.
- the switching unit C3 forms a circulation circuit that does not pass through the body of the patient M during the priming process, and forms a circulation circuit that passes through the body of the patient M during the extracorporeal blood circulation process.
- FIG. 1 shows a state during the extracorporeal blood circulation step.
- the oxygenator 10 is constituted by a known membrane oxygenator that exchanges gas with blood using a hollow fiber. As shown in FIG. 2, the oxygenator 10 includes a cylindrical housing 11 that houses a gas exchange unit that exchanges gas with blood and a heat exchange unit that adjusts the temperature of blood.
- the housing 11 is provided with an inflow port (not shown) through which blood flows into the housing 11 and an outflow port 13 through which blood that has flowed into the housing 11 flows out of the housing 11.
- the housing 11 is preferably transparent to such an extent that the internal blood flow is visible.
- the transparent includes colorless and transparent, colored and transparent.
- the centrifugal pump 20 includes an inflow port 21 into which blood flows, a rotating body 22 in which a linear flow path 22a through which blood flows in from the inflow port 21 is formed, blood And a casing 25 containing the rotating body 22.
- the casing 25 of the centrifugal pump 20 is connected to a drive motor 28 that transmits a rotational driving force to the rotating body 22 of the centrifugal pump 20.
- the inflow port 21 is connected to the blood removal catheter C1 (see FIG. 1).
- the outflow port 23 is connected to an inflow port (not shown) of the oxygenator 10 via a predetermined tube C4.
- the drive motor 28 for example, a known motor that is magnetically coupled to the rotating body 22 and transmits a rotational driving force to the rotating body 22 in a non-contact manner can be used.
- the centrifugal pump 20 is a closed impeller type pump.
- the centrifugal pump 20 guides blood (see arrow a1 in FIG. 3) that has flowed into the casing 25 through the inflow port 21 to each flow path 22a. Further, the centrifugal pump 20 applies centrifugal force to the blood by rotating the rotating body 22 (see the arrow r1 in FIG. 3) in a state where the blood flows into each flow path 22a, and the outflow port from each flow path 22a. Blood is sent to 23. The blood is discharged to the blood circuit C through the outflow port 23 (see arrow a2 in FIG. 3).
- the specific configuration of the centrifugal pump 20 is not particularly limited as long as blood can be sucked and discharged.
- known pumps such as a semi-open impeller, an open impeller, a vortex impeller, and a cone impeller are known. Can be used. Among these, in order to calculate the pump head more accurately, it is preferable to use a closed impeller type.
- the holder 30 can be configured by a metal support member in which a pump holding part that holds the centrifugal pump 20 and an artificial lung holding part that holds the artificial lung 10 are integrally formed, for example.
- the gas supply unit 60 includes an oxygen cylinder, an air cylinder, a gas blender (not shown) that is airtightly connected to the oxygen cylinder and the air cylinder and supplies a mixed gas of oxygen and air to the oxygenator 10.
- a gas blender not shown
- the bubble detection unit 70 detects bubbles flowing through the blood feeding catheter C2.
- the bubble detection unit 70 is not particularly limited as long as it can detect the bubbles flowing through the blood supply catheter C2.
- the bubble detection unit 70 may be configured by an ultrasonic transmitter / receiver or an optical transmitter / receiver disposed with the blood supply catheter C2 interposed therebetween. it can.
- the clamp 80 is provided on the downstream side of the bubble detection unit 70 and can block the flow path of the blood feeding catheter C2. If a bubble is detected by the bubble detector 70 during extracorporeal circulation of blood, the controller 110 controls the clamp 80 to immediately close the flow path of the blood feeding catheter C2. Thereby, bubbles can be prevented from flowing into the body of the patient M.
- the pressure detection unit 41 is disposed between the centrifugal pump 20 and the artificial lung 10 in the blood circuit C. Specifically, the pressure detection unit 41 is attached to a tube C4 that connects the centrifugal pump 20 and the artificial lung 10. The pressure detector 41 measures the pressure of blood flowing through the tube C4 downstream of the centrifugal pump 20.
- the type (structure, etc.) of the pressure detection unit 41 is not particularly limited as long as the pressure of the fluid (liquid) can be measured, and can be configured by, for example, a known pressure sensor. Further, the position where the pressure detection unit is disposed is not particularly limited as long as the pressure downstream of the centrifugal pump 20 can be measured.
- the flow rate detector 43 is disposed between the centrifugal pump 20 and the oxygenator 10 in the blood circuit C. Specifically, the flow rate detection unit 43 is attached to a tube C4 that connects the centrifugal pump 20 and the artificial lung 10. The flow rate detector 43 measures the flow rate of blood flowing through the tube C4 downstream of the centrifugal pump 20.
- the type (structure, etc.) of the flow rate detection unit 43 is not particularly limited as long as the flow rate of the fluid (liquid) can be measured, and can be configured by, for example, a known flow rate sensor. Further, the location where the flow rate detection unit is disposed is not particularly limited as long as the flow rate of the blood flowing through the blood circuit C (the blood that has been removed) can be measured.
- the display 90 displays information used for the operation of the extracorporeal circulation system 1.
- the display 90 is an artificial lung obtained from the rotational speed of the centrifugal pump 20, the detection result (measurement result) of the pressure detection unit 41, the detection result (measurement result) of the flow rate detection unit 43, and the calculation result of the pump head described later.
- the velocity distribution of blood in 10 can be displayed.
- the controller 100 includes a control unit 110 that controls the operation of each unit of the extracorporeal circulation system 1 and an operation unit 120 that can accept instructions from the user to the extracorporeal circulation system 1.
- the control unit 110 includes a CPU and a storage unit.
- a storage unit stores a ROM for storing various programs and data, a RAM for temporarily storing programs and data as a work area, stores various programs and data, or temporarily stores image data obtained by image processing. It is equipped with a hard disk etc. used for saving. A series of programs for executing calculation of a pump head, which will be described later, can be stored in the storage unit in advance.
- FIG. 4 is a block diagram schematically showing a control system of the control unit 110.
- the control unit 110 is electrically connected to the centrifugal pump 20, the pressure detection unit 41, the flow rate detection unit 43, the gas supply unit 60, the bubble detection unit 70, the clamp 80, the display 90, and the operation unit 120 via a bus or the like. is doing.
- the control unit 110 includes a rotation number setting unit 111 that sets the rotation number of the centrifugal pump 20 and a calculation unit (corresponding to a calculation unit) 113 that calculates a pump head in a state where a predetermined program is executed.
- the rotation speed setting unit 111 controls the operation of the centrifugal pump 20 so that the centrifugal pump 20 rotates at a predetermined rotation speed set by the user via the operation unit 120.
- the calculating part 113 calculates the pump head of the centrifugal pump 20 based on the predetermined
- the control unit 110 controls the operation of each part of the extracorporeal circulation system 1 based on the operation command when a predetermined operation command is input by the user operating the operation unit 120. In addition, when detection or measurement is performed by each unit of the extracorporeal circulation system 1 and the detection result or measurement result is transmitted, the control unit 110 controls the operation of each unit of the extracorporeal circulation system 1 according to a program stored in advance. I do. Below, the calculation method of the pump head by the measuring system incorporated in the extracorporeal circuit is demonstrated.
- the measurement system includes a pressure detection unit 41, a flow rate detection unit 43, a rotation speed setting unit 111, and a calculation unit 113.
- the calculation unit 113 calculates the pump head according to the following equation (a). Calculate In the following formula (a), P is a pump head (mmHg), Q is a flow rate (L / min), and w is a pump speed (rpm).
- the measurement system calculates the pump head of the centrifugal pump 20 according to the above formula (a), so that the hematocrit value and temperature of the blood flowing through the blood circuit C can be detected while the extracorporeal circulation system 1 is in operation.
- the pump head can be calculated.
- the term (5.3exp ( ⁇ Q) or 0.5Q 2 ) including the flow rate (Q) is set in advance without acquiring the operating state of the extracorporeal circulation system 1.
- a predetermined constant may be used.
- FIGS. 5 to 7 show comparison results between the calculation result of the above formula (a) and the actual measurement values as Examples 1 to 3.
- the measurement system according to the present invention is not limited to use under the conditions of the embodiments described below.
- a closed impeller centrifugal pump 20 was used.
- the flow rate was measured by a flow rate sensor arranged on the downstream side (blood feeding side) of the centrifugal pump 20 as in the configuration example shown in FIG.
- the pump head (actually measured value) of the centrifugal pump 20 is determined by the difference between the measured values of each pressure sensor, with pressure sensors arranged on the upstream side (blood removal side) and the downstream side (blood feeding side) of the centrifugal pump. did.
- the flow rate and pump head when the centrifugal pump 20 was rotated at 1000 rpm, 1500 rpm, 2000 rpm, 2500 rpm, and 3000 rpm were sampled. Sampling was performed once per second under the same conditions.
- the actual measurement values shown in FIGS. 5 to 7 are average values of measurement results measured five times or more.
- Each broken line shown in FIGS. 5 to 7 is a theoretical value calculated by inputting the flow rate and the pump rotational speed into the above-described equation (a).
- the measurement system calculates the difference between the detection result (actual value) of the pressure detection unit 41 provided on the downstream side of the centrifugal pump 20 and the calculation result of the formula (a), so that the centrifugal pump 20 Can be measured. Therefore, since the extracorporeal circulation system 1 does not need to install a pressure detection unit on the upstream side of the centrifugal pump 20, the system configuration becomes simpler.
- the measurement system according to the present invention has been described through the embodiments.
- the present invention is not limited only to each configuration described above, and can be appropriately changed based on the description of the scope of claims.
- the configuration of the extracorporeal circulation system (arrangement of each member, the type of each member, etc.) is not particularly limited as long as it can calculate the head of the centrifugal pump by the measurement system, and can be changed as appropriate.
- the calculation unit (a calculation unit generally called a data management system) does not need to be integrated into the extracorporeal circulation system, and may be provided in an external communication device or the like.
- 1 extracorporeal circulation system 10 artificial lung, 20 Centrifugal pump, 21 Inflow port, 22 Rotating body, 22a flow path, 23 Outflow port, 25 casing, 41 pressure detector, 43 Flow rate detector, 110 control unit, 111 rotation speed setting section, 113 arithmetic unit (calculation unit), C blood circuit, M Patient (subject).
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Abstract
【課題】血液のヘマトクリット値を測定するためのセンサや血液の温度を測定するためのセンサを血液回路に付加せずとも、遠心ポンプのポンプ揚程を精度よく計算することが可能な計測システムおよび計算ユニットを提供する。 【解決手段】遠心ポンプを用いて被術者の体外へ脱血した血液を循環させる血液回路における、ポンプ揚程の計算システムであって、遠心ポンプの下流の圧力を検出する圧力検出部と、血液回路中の流量を検出する流量検出部と、遠心ポンプの回転数を設定する回転数設定部と、圧力検出部の検出結果と、流量検出部の検出結果と、回転数設定部の設定結果とに基づいて、所定の計算式により、ポンプ揚程を計算する演算部と、を有する。
Description
本発明は、体外循環システムに用いられる遠心ポンプのポンプ揚程を計算する計測システムおよび計算ユニットに関する。
従来から、心臓疾患の開心術時や、急激に進行する循環不全または心肺停止状態に対して一時的に生命を維持するために、患者の血液の循環および呼吸を補助する体外循環システムが使用されている。
体外循環システムは、脱血路および送血路を備える血液回路(体外循環回路)に組み込まれるとともに血液との間でガス交換を行う人工肺と、脱血路を介した血液の吸引および人工肺への血液の送血を行う遠心ポンプと、体外循環システムの動作制御を行う制御部と、を有している(例えば、下記特許文献1参照)。体外循環システムは、脱血した血液に対して、人工肺によってガス交換(血液に酸素を付与し、二酸化炭素を除去する)を行い、送血路へ送血する。また、体外循環システムに備えられる制御部は、患者からの脱血および人工肺への送血を行う際、遠心ポンプの回転数を制御してポンプ揚程(吐出圧)を所定の大きさに調整する。
ポンプ揚程は、送液対象となる液体の流量やポンプの回転数等に応じて決定されることが一般的に知られている。また、送液対象が血液である場合、ポンプ揚程は、遠心ポンプの性能や動作条件以外にも、血液のヘマトクリット値や血液の温度による影響を受けることが知られている。したがって、体外循環システムにおいて、ポンプ揚程を精度良く計測するためには、血液のヘマトクリット値を測定するためのセンサや血液の温度を測定するためのセンサを血液回路に付加することが必要になる。しかしながら、これらのセンサを血液回路に付加すると、システム構成が煩雑になるとともに、システム構築のためのコストが増加する。
本発明の発明者らは、鋭意検討した結果、血液のヘマトクリット値や血液の温度の影響を受けることなく、精度よくポンプ揚程を計算することが可能な計算式を見出した。本発明によれば、血液のヘマトクリット値を測定するためのセンサや血液の温度を測定するためのセンサを血液回路に付加せずとも、遠心ポンプのポンプ揚程を精度よく計算することが可能な計測システムおよび計算ユニットを提供することができる。
本発明の一の形態における計測システムは、遠心ポンプを用いて被術者の体外へ脱血した血液を循環させる血液回路における、ポンプ揚程の計算システムであって、遠心ポンプの下流の圧力を検出する圧力検出部と、前記血液回路中の流量を検出する流量検出部と、前記遠心ポンプの回転数を設定する回転数設定部と、前記圧力検出部の検出結果と、前記流量検出部の検出結果と、前記回転数設定部の設定結果とに基づいて、下記式(a)により、前記ポンプ揚程を計算する演算部と、を有する。
上記式(a)において、Pはポンプ揚程(mmHg)、Qは流量(L/min)、wはポンプ回転数(rpm)である。
また、本発明の他の形態における計測システムは、遠心ポンプを用いて被術者の体外へ脱血した血液を循環させる血液回路における、ポンプ揚程の計算システムであって、遠心ポンプの下流の圧力を検出する圧力検出部と、前記血液回路中の流量を検出する流量検出部と、前記遠心ポンプの回転数を設定する回転数設定部と、前記圧力検出部の検出結果と、前記流量検出部の検出結果と、前記回転数設定部の設定結果とに基づいて、前記血液回路中を流れる血液のヘマトクリット値および血液の温度を考慮することなく、前記ポンプ揚程を計算する演算部と、を有する。
また、本発明のその他の形態に係る計算ユニットは、遠心ポンプと、前記遠心ポンプの下流の圧力を検出する圧力検出部と、前記血液回路中の流量を検出する流量検出部と、前記遠心ポンプの回転数を設定する回転数設定部と、を有する、被術者の体外へ脱血した血液を循環させる血液回路に用いられる、ポンプ揚程の計算ユニットであって、前記圧力検出部の検出結果と、前記流量検出部の検出結果と、前記回転数設定部の設定結果とに基づいて、下記式(a)により、前記ポンプ揚程を計算する。
上記式(a)において、Pはポンプ揚程(mmHg)、Qは流量(L/min)、wはポンプ回転数(rpm)である。
本発明によれば、血液のヘマトクリット値を測定するためのセンサや血液の温度を測定するためのセンサを血液回路に付加せずとも、遠心ポンプのポンプ揚程を精度よく計算することができる。そのため、上記各センサの付加に伴うシステム構成の煩雑化およびシステム構築のためのコストの増加を抑制できる。
以下、添付した図面を参照しながら、本発明の実施形態を説明する。なお、以下の記載は特許請求の範囲に記載される技術的範囲や用語の意義を限定するものではない。また、図面の寸法比率は説明の都合上誇張されており、実際の比率とは異なる場合がある。
図1は、実施形態に係る体外循環システム1の全体構成を示す図である。図2および図3は、体外循環システム1が備える遠心ポンプ20の説明に供する図である。図4は、体外循環システム1の制御系統を示すブロック図である。
本実施形態に係る体外循環システム1は、患者(被術者)Mの血液の循環および呼吸を補助するシステムとして構成している。
体外循環システム1は、図1に示すように、患者Mから脱血した血液を体外で循環させる血液回路(体外循環回路)Cと、血液との間でガス交換を行う人工肺10と、患者から脱血した血液を循環させる遠心ポンプ20と、人工肺10および遠心ポンプ20を保持するホルダ30と、遠心ポンプ20の下流(血液回路Cにおける血液の流れ方向の下流)の圧力を検出する圧力検出部41と、血液回路Cを流れる血液の流量を検出する流量検出部43と、人工肺10にガスの供給を行うガス供給部60と、血液回路Cにおける気泡を検出する気泡検出部70と、血液回路Cの血液の流路を閉塞可能なクランプ80と、所定の情報を表示するディスプレイ90と、コントローラ100と、を有する。
以下、体外循環システム1の各部の構成について説明する。
(血液回路)
血液回路Cは、患者Mの静脈から脱血を行う脱血カテーテルC1と、患者Mの動脈に向けて送血を行う送血カテーテルC2と、プライミング工程(血液回路C内の気泡を除去するプライミング)から血液の体外循環工程に移行する際に回路を切り替える切り替え部C3と、遠心ポンプ20と人工肺10を連通させるチューブC4(図2参照)と、を備えている。
血液回路Cは、患者Mの静脈から脱血を行う脱血カテーテルC1と、患者Mの動脈に向けて送血を行う送血カテーテルC2と、プライミング工程(血液回路C内の気泡を除去するプライミング)から血液の体外循環工程に移行する際に回路を切り替える切り替え部C3と、遠心ポンプ20と人工肺10を連通させるチューブC4(図2参照)と、を備えている。
脱血カテーテルC1は、図1に示すように、一端が患者Mの静脈に連通しており、他端が後述する遠心ポンプ20の流入ポート21(図2参照)に連通している。
送血カテーテルC2は、図1に示すように、一端が患者Mの動脈に連通しており、他端が後述する人工肺10の流出ポート13(図2参照)に連通している。送血カテーテルC2は、人工肺10との間でガス交換を行った血液を患者Mの動脈に送る。
切り替え部C3は、プライミング工程の際は患者Mの体内を通らない循環回路を形成し、血液の体外循環工程の際は患者Mの体内を通る循環回路を形成する。なお、図1には、血液の体外循環工程時の様子を示している。
(人工肺)
人工肺10は、中空糸によって血液との間でガス交換を行う公知の膜型人工肺によって構成している。人工肺10は、図2に示すように、血液との間でガス交換を行うガス交換部および血液の温度調整を行う熱交換部を収容する円筒状のハウジング11を備えている。
人工肺10は、中空糸によって血液との間でガス交換を行う公知の膜型人工肺によって構成している。人工肺10は、図2に示すように、血液との間でガス交換を行うガス交換部および血液の温度調整を行う熱交換部を収容する円筒状のハウジング11を備えている。
ハウジング11には、ハウジング11内部に血液を流入させる流入ポート(図示省略)と、ハウジング11内部に流入させた血液をハウジング11外部に流出させる流出ポート13を設けている。ハウジング11は、内部の血流の視認可能な程度に透明であることが好ましい。なお、上記透明は、無色透明、有色透明、および半透明を含む。
(遠心ポンプ)
遠心ポンプ20は、図2、図3に示すように、血液が流入する流入ポート21と、流入ポート21から流入した血液を流通させる直線状の流路22aが形成された回転体22と、血液を流出させる流出ポート23と、回転体22を収容したケーシング25と、を有する。
遠心ポンプ20は、図2、図3に示すように、血液が流入する流入ポート21と、流入ポート21から流入した血液を流通させる直線状の流路22aが形成された回転体22と、血液を流出させる流出ポート23と、回転体22を収容したケーシング25と、を有する。
図2に示すように、遠心ポンプ20のケーシング25は、遠心ポンプ20の回転体22に回転駆動力を伝達するドライブモータ28に接続される。流入ポート21は、脱血カテーテルC1と接続される(図1を参照)。流出ポート23は、所定のチューブC4を介して人工肺10の流入ポート(図示省略)と接続される。なお、ドライブモータ28としては、例えば、磁気的に回転体22と結合し、非接触で回転体22に対して回転駆動力を伝達する公知のものを使用することができる。
遠心ポンプ20は、クローズドインペラ型のポンプで構成している。遠心ポンプ20は、流入ポート21を介してケーシング25内に流入させた血液(図3の矢印a1参照)を各流路22aへ導く。また、遠心ポンプ20は、各流路22aに血液が流入した状態で回転体22を回転(図3の矢印r1参照)させることにより、血液に遠心力を付与し、各流路22aから流出ポート23へ血液を送り込む。血液は、流出ポート23を介して血液回路Cへ吐出される(図3の矢印a2参照)。
なお、遠心ポンプ20は、血液の吸引および吐出が可能であれば具体的な構成は特に限定されず、例えば、セミオープンインペラ型、オープンインペラ型、渦型インペラ、コーン型インペラ等の公知のものを利用することが可能である。このうち、より精度よくポンプ揚程を計算するためには、クローズドインペラ型を利用することが好ましい。
(ホルダ)
ホルダ30は、例えば、遠心ポンプ20を保持するポンプ保持部と、人工肺10を保持する人工肺保持部とが一体的に形成された金属製の支持部材で構成することができる。
ホルダ30は、例えば、遠心ポンプ20を保持するポンプ保持部と、人工肺10を保持する人工肺保持部とが一体的に形成された金属製の支持部材で構成することができる。
(ガス供給部)
ガス供給部60は、酸素ボンベと、空気ボンベと、酸素ボンベおよび空気ボンベに気密に連結されるとともに酸素と空気の混合ガスを人工肺10に供給するガスブレンダ(いずれも図示省略)と、を有する。
ガス供給部60は、酸素ボンベと、空気ボンベと、酸素ボンベおよび空気ボンベに気密に連結されるとともに酸素と空気の混合ガスを人工肺10に供給するガスブレンダ(いずれも図示省略)と、を有する。
(気泡検出部)
気泡検出部70は、図1に示すように、送血カテーテルC2を流れる気泡を検出する。気泡検出部70は、送血カテーテルC2を流れる気泡を検出可能である限り特に限定されないが、例えば、送血カテーテルC2を挟んで配置される超音波送受信器や、光送受信器によって構成することができる。
気泡検出部70は、図1に示すように、送血カテーテルC2を流れる気泡を検出する。気泡検出部70は、送血カテーテルC2を流れる気泡を検出可能である限り特に限定されないが、例えば、送血カテーテルC2を挟んで配置される超音波送受信器や、光送受信器によって構成することができる。
(クランプ)
クランプ80は、気泡検出部70よりも下流側に設けられており、送血カテーテルC2の流路を閉塞することができる。仮に、血液の体外循環中に、気泡検出部70によって気泡が検出された場合には、制御部110は、クランプ80を制御して、送血カテーテルC2の流路をただちに閉塞する。これによって、気泡が患者Mの体内に流入するのを防止することができる。
クランプ80は、気泡検出部70よりも下流側に設けられており、送血カテーテルC2の流路を閉塞することができる。仮に、血液の体外循環中に、気泡検出部70によって気泡が検出された場合には、制御部110は、クランプ80を制御して、送血カテーテルC2の流路をただちに閉塞する。これによって、気泡が患者Mの体内に流入するのを防止することができる。
(圧力検出部)
図1および図2に示すように、圧力検出部41は、血液回路C内における遠心ポンプ20と人工肺10との間に配置している。具体的には、圧力検出部41は、遠心ポンプ20と人工肺10とを接続するチューブC4に取り付けている。圧力検出部41は、遠心ポンプ20の下流でチューブC4を流れる血液の圧力を計測する。圧力検出部41の種類(構造等)は、流体(液体)の圧力を計測可能な限り特に限定されず、例えば、公知の圧力センサで構成することができる。また、圧力検出部を配置する箇所は、遠心ポンプ20の下流の圧力を計測可能な限り、特に限定されない。
図1および図2に示すように、圧力検出部41は、血液回路C内における遠心ポンプ20と人工肺10との間に配置している。具体的には、圧力検出部41は、遠心ポンプ20と人工肺10とを接続するチューブC4に取り付けている。圧力検出部41は、遠心ポンプ20の下流でチューブC4を流れる血液の圧力を計測する。圧力検出部41の種類(構造等)は、流体(液体)の圧力を計測可能な限り特に限定されず、例えば、公知の圧力センサで構成することができる。また、圧力検出部を配置する箇所は、遠心ポンプ20の下流の圧力を計測可能な限り、特に限定されない。
(流量検出部)
図1および図2に示すように、流量検出部43は、血液回路C内における遠心ポンプ20と人工肺10との間に配置している。具体的には、流量検出部43は、遠心ポンプ20と人工肺10とを接続するチューブC4に取り付けている。流量検出部43は、遠心ポンプ20の下流でチューブC4を流れる血液の流量を計測する。流量検出部43の種類(構造等)は、流体(液体)の流量を計測可能な限り特に限定されず、例えば、公知の流量センサで構成することができる。また、流量検出部を配置する箇所は、血液回路Cを流れる血液(脱血された血液)の流量を計測可能な限り、特に限定されない。
図1および図2に示すように、流量検出部43は、血液回路C内における遠心ポンプ20と人工肺10との間に配置している。具体的には、流量検出部43は、遠心ポンプ20と人工肺10とを接続するチューブC4に取り付けている。流量検出部43は、遠心ポンプ20の下流でチューブC4を流れる血液の流量を計測する。流量検出部43の種類(構造等)は、流体(液体)の流量を計測可能な限り特に限定されず、例えば、公知の流量センサで構成することができる。また、流量検出部を配置する箇所は、血液回路Cを流れる血液(脱血された血液)の流量を計測可能な限り、特に限定されない。
(ディスプレイ)
ディスプレイ90は、体外循環システム1の操作に供する情報を表示する。例えば、ディスプレイ90は、遠心ポンプ20の回転数、圧力検出部41の検出結果(計測結果)、流量検出部43の検出結果(計測結果)、後述するポンプ揚程の計算結果により取得された人工肺10内の血液の速度分布等を表示することができる。
ディスプレイ90は、体外循環システム1の操作に供する情報を表示する。例えば、ディスプレイ90は、遠心ポンプ20の回転数、圧力検出部41の検出結果(計測結果)、流量検出部43の検出結果(計測結果)、後述するポンプ揚程の計算結果により取得された人工肺10内の血液の速度分布等を表示することができる。
(コントローラ)
コントローラ100は、体外循環システム1の各部の動作を制御する制御部110と、使用者からの体外循環システム1に対する指示を受付可能な操作部120と、を有する。
コントローラ100は、体外循環システム1の各部の動作を制御する制御部110と、使用者からの体外循環システム1に対する指示を受付可能な操作部120と、を有する。
制御部110は、CPUと、記憶部と、を備えている。記憶部は、各種のプログラムやデータを格納するROM、作業領域として一時的にプログラムやデータを記憶するRAM、各種のプログラムやデータを格納し、または画像処理により得られた画像データ等を一時的に保存するために使用されるハードディスク等を備える。記憶部には、後述するポンプ揚程の計算を実行するための一連のプログラムを予め記憶させておくことができる。
図4は、制御部110の制御系統を簡略的に示すブロック図である。制御部110は、バス等を介して、遠心ポンプ20、圧力検出部41、流量検出部43、ガス供給部60、気泡検出部70、クランプ80、ディスプレイ90、および操作部120に電気的に接続している。
本実施形態に係る制御部110は、所定のプログラムを実行した状態において、遠心ポンプ20の回転数を設定する回転数設定部111およびポンプ揚程を計算する演算部(計算ユニットに相当する)113としての機能を持つ。回転数設定部111は、操作部120を介して使用者により設定された所定の回転数で遠心ポンプ20が回転するように遠心ポンプ20の動作制御を行う。また、演算部113は、後述する所定の計算式(a)に基づいて遠心ポンプ20のポンプ揚程を計算する。
制御部110は、使用者が操作部120を操作することにより所定の動作指令が入力されると、動作指令に基づいて体外循環システム1の各部の動作制御を行う。また、制御部110は、体外循環システム1の各部により検出や計測等が行われて、検出結果や計測結果が送信されると、予め記憶されたプログラムにしたがって体外循環システム1の各部の動作制御を行う。以下では、体外循環回路に組み込まれた計測システムによるポンプ揚程の計算方法について説明する。
(計測システム)
本実施形態に係る計測システムは、圧力検出部41と、流量検出部43と、回転数設定部111と、演算部113とにより構成している。
本実施形態に係る計測システムは、圧力検出部41と、流量検出部43と、回転数設定部111と、演算部113とにより構成している。
演算部113は、圧力検出部41の検出結果と、流量検出部43の検出結果と、回転数設定部111の設定結果(設定回転数)とに基づいて、下記式(a)により、ポンプ揚程を計算する。下記式(a)において、Pはポンプ揚程(mmHg)、Qは流量(L/min)、wはポンプ回転数(rpm)である。
計測システムは、上記式(a)により遠心ポンプ20のポンプ揚程を計算することにより、体外循環システム1を稼働させている間、血液回路Cを流れる血液のヘマトクリット値および温度を検出することなく、ポンプ揚程を算出することができる。
なお、上記式(a)において、流量(Q)を含む項(5.3exp(-Q)または0.5Q2)については、体外循環システム1の作動状態に取得せずに、予め設定された所定の定数を用いてもよい。
図5~図7には、上記式(a)の計算結果と実測値との比較結果を実施例1~3として示している。なお、本発明に係る計測システムが以下に説明する実施例の条件下での使用に限定されることはない。
実施例では、クローズドインペラ型の遠心ポンプ20を使用した。流量の計測は、図1に示す構成例と同様に遠心ポンプ20の下流側(送血側)に配置した流量センサにより計測した。遠心ポンプ20のポンプ揚程(実測値)は、遠心ポンプの上流側(脱血側)および遠心ポンプの下流側(送血側)に圧力センサを配置し、各圧力センサの計測値の差分により決定した。
血液回路に流す血液として、ヘマトクリット値(Hct)=25.9、34.1、53.3の3種類のブタ血液を準備した。ヘマトクリット値(Hct)=25.9の計測結果は実施例1として図5に示す。ヘマトクリット値(Hct)=34.1の計測結果は実施例2として図6に示す。ヘマトクリット値(Hct)=53.3の計測結果は実施例3として図7に示す。
各実施例では、遠心ポンプ20を1000rpm、1500rpm、2000rpm、2500rpm、および3000rpmで回転させた時点の流量およびポンプ揚程をサンプリングした。サンプリングは、同一条件下において1秒間に1回実施した。図5~図7に示す実測値(実測値は図中において●、○、▲、△、◇で示す)は、5回以上計測した計測結果の平均値である。また、図5~図7に示す各破線は、前述した式(a)に流量およびポンプ回転数を入力して計算した理論値である。
実施例1~3の結果により、各ヘマトクリット値において計測したポンプ揚程の実測値と、式(a)により計算したポンプ揚程との差が5%以下であることを確認できた。したがって、式(a)を用いることにより、ヘマトクリット値の影響を受けることなく、ポンプ揚程を精度よく計算することが可能なことを確認できた。また、式(a)により計算した各ポンプ揚程は、同一条件下(同一の流量および同一のポンプ回転数)での計算結果の比較において、計算結果の差が10%以下であることを確認できた。したがって、式(a)を用いることにより、ポンプ揚程は10%以下の誤差で計測することが可能であることも確認できた。
また、本発明に係る計測システムは、遠心ポンプ20の下流側に設けた圧力検出部41の検出結果(実測値)と式(a)の計算結果との差分を計算することにより、遠心ポンプ20の上流側における脱血圧を計測することができる。そのため、体外循環システム1は、遠心ポンプ20の上流側に圧力検出部を設置する必要がなくなるため、システム構成がより簡便なものとなる。
以上、実施形態を通じて本発明に係る計測システムを説明したが、本発明は説明した各構成のみに限定されるものでなく、特許請求の範囲の記載に基づいて適宜変更することが可能である。
例えば、体外循環システムの構成(各部材等の配置、各部材の種類等)は、計測システムによる遠心ポンプの揚程の計算が可能である限り特に限定されず、適宜変更することが可能である。例えば、演算部(一般的にデータマネジメントシステムと呼ばれる計算ユニット)は、体外循環システムに一体的に組み込まれたものである必要は無く、外部通信機器等に備えられていてもよい。
本出願は、2018年3月20日に出願された日本国特許出願第2018-053196号に基づいており、その開示内容は、参照により全体として引用されている。
1 体外循環システム、
10 人工肺、
20 遠心ポンプ、
21 流入ポート、
22 回転体、
22a 流路、
23 流出ポート、
25 ケーシング、
41 圧力検出部、
43 流量検出部、
110 制御部、
111 回転数設定部、
113 演算部(計算ユニット)、
C 血液回路、
M 患者(被術者)。
10 人工肺、
20 遠心ポンプ、
21 流入ポート、
22 回転体、
22a 流路、
23 流出ポート、
25 ケーシング、
41 圧力検出部、
43 流量検出部、
110 制御部、
111 回転数設定部、
113 演算部(計算ユニット)、
C 血液回路、
M 患者(被術者)。
Claims (6)
- 前記演算部は、前記圧力検出部の検出結果と、前記式(a)により計算された計算結果とに基づいて、前記遠心ポンプの上流側における脱血圧を計算する、請求項1に記載の計測システム。
- 前記遠心ポンプは、血液が流入する流入ポートと、前記流入ポートから流入した前記血液を流通させる直線状の流路が形成された回転体と、前記血液を流出させる流出ポートと、前記回転体を収容したケーシングと、を有する、請求項1または請求項2に記載の計測システム。
- 前記遠心ポンプは、クローズドインペラ型のポンプである、請求項1~3のいずれか1項に記載の計測システム。
- 遠心ポンプを用いて被術者の体外へ脱血した血液を循環させる血液回路における、ポンプ揚程の計算システムであって、
遠心ポンプの下流の圧力を検出する圧力検出部と、
前記血液回路中の流量を検出する流量検出部と、
前記遠心ポンプの回転数を設定する回転数設定部と、
前記圧力検出部の検出結果と、前記流量検出部の検出結果と、前記回転数設定部の設定結果とに基づいて、前記血液回路中を流れる血液のヘマトクリット値および血液の温度を考慮することなく、前記ポンプ揚程を計算する演算部と、を有する計測システム。
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- 2019-03-12 JP JP2020508250A patent/JP7236436B2/ja active Active
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