JPS636021B2 - - Google Patents
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- JPS636021B2 JPS636021B2 JP57091803A JP9180382A JPS636021B2 JP S636021 B2 JPS636021 B2 JP S636021B2 JP 57091803 A JP57091803 A JP 57091803A JP 9180382 A JP9180382 A JP 9180382A JP S636021 B2 JPS636021 B2 JP S636021B2
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- Japan
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- plasma
- circuit
- plasma discharge
- discharge pressure
- pulse
- Prior art date
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- Expired
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-
- B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
- B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
- B01D—SEPARATION
- B01D61/00—Processes of separation using semi-permeable membranes, e.g. dialysis, osmosis or ultrafiltration; Apparatus, accessories or auxiliary operations specially adapted therefor
- B01D61/14—Ultrafiltration; Microfiltration
- B01D61/22—Controlling or regulating
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
- A61M1/34—Filtering material out of the blood by passing it through a membrane, i.e. hemofiltration or diafiltration
- A61M1/3496—Plasmapheresis; Leucopheresis; Lymphopheresis
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
- A61M2205/70—General characteristics of the apparatus with testing or calibration facilities
- A61M2205/707—Testing of filters for clogging
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Water Supply & Treatment (AREA)
- Anesthesiology (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Hematology (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
- External Artificial Organs (AREA)
- Medicines Containing Material From Animals Or Micro-Organisms (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
本発明は血漿分離膜により血液から赤血球、白
血球および血小板よりなる血球成分と血漿成分と
を効果的に分離する血漿分離装置に関するもので
ある。
血球および血小板よりなる血球成分と血漿成分と
を効果的に分離する血漿分離装置に関するもので
ある。
近年中空糸状あるいは平膜状の血漿分離膜を用
いて血液から血漿成分を分離して血液中に存在す
る有毒物質を除去する治療法が実施されるように
なつた。かかる治療法は例えば (1) 血液を血漿分離膜を介して老廃物及び低分子
量物質を含む過血漿を除去し、血球成分及び
高分子量物質を含む濃縮血液を体内に返還する
方法。
いて血液から血漿成分を分離して血液中に存在す
る有毒物質を除去する治療法が実施されるように
なつた。かかる治療法は例えば (1) 血液を血漿分離膜を介して老廃物及び低分子
量物質を含む過血漿を除去し、血球成分及び
高分子量物質を含む濃縮血液を体内に返還する
方法。
(2) 血液を血漿分離膜を介して血球成分及び高分
子量物質を含む濃縮血液と老廃物及び低分子量
物質を含む血漿とに分離し、血漿を吸着剤その
他によつて毒素除去、電解質調節ならびに過剰
水分除去などを施した後、濃縮血液と混合して
体内に返還する方法。
子量物質を含む濃縮血液と老廃物及び低分子量
物質を含む血漿とに分離し、血漿を吸着剤その
他によつて毒素除去、電解質調節ならびに過剰
水分除去などを施した後、濃縮血液と混合して
体内に返還する方法。
(3) 血液を生理食塩液またはリンゲル液等の人工
血漿により希釈し、希釈分に相当する量の希釈
血液を血漿分離膜を介して老廃物及び低分子量
物質を含む過血漿として除去し、体内に返還
する方法。
血漿により希釈し、希釈分に相当する量の希釈
血液を血漿分離膜を介して老廃物及び低分子量
物質を含む過血漿として除去し、体内に返還
する方法。
(4) 血液を孔径の異なる２種類の透過膜を用いて
２段階の過をし、その第１段階で老廃物及び
低分子量物質を含む過血漿と血球成分及び高
分子量物質を含む濃縮血液とに分離し、さらに
過血漿中の低分子量物質を第２段階の透過膜
で完全に過し、毒素除去、電解質調節、過剰
水分除去をして再び過血漿を濃縮血液と混合
して体内に返還する方法。
２段階の過をし、その第１段階で老廃物及び
低分子量物質を含む過血漿と血球成分及び高
分子量物質を含む濃縮血液とに分離し、さらに
過血漿中の低分子量物質を第２段階の透過膜
で完全に過し、毒素除去、電解質調節、過剰
水分除去をして再び過血漿を濃縮血液と混合
して体内に返還する方法。
などが提案されている。上記各治療法を実施す
るためにはいづれも血液を血球成分と血漿成分と
に効果的に分離することが必要である。しかしな
がら血漿分離膜の血漿透過能力以上の血漿排出量
で血漿の分離操作を行うと分離膜を介した膜間圧
力差が異常に増大し、血液中の血球成分が破壊さ
れる恐れがある。更に上記膜間圧力差を維持する
ために血漿排出圧力を下げ、特に負圧まで下げる
と血液中の血球成分が破壊されて溶血することが
ある。そのため膜間圧力差と血漿排出圧力を血球
成分が破壊しない程度の圧力に制御することは極
めて重要である。しかしながら上記２つの圧力を
同時に制御する装置は未だ提案されていない。
るためにはいづれも血液を血球成分と血漿成分と
に効果的に分離することが必要である。しかしな
がら血漿分離膜の血漿透過能力以上の血漿排出量
で血漿の分離操作を行うと分離膜を介した膜間圧
力差が異常に増大し、血液中の血球成分が破壊さ
れる恐れがある。更に上記膜間圧力差を維持する
ために血漿排出圧力を下げ、特に負圧まで下げる
と血液中の血球成分が破壊されて溶血することが
ある。そのため膜間圧力差と血漿排出圧力を血球
成分が破壊しない程度の圧力に制御することは極
めて重要である。しかしながら上記２つの圧力を
同時に制御する装置は未だ提案されていない。
したがつて本発明の目的は血液中の血球成分を
破壊することなく効果的に血漿を分離することの
できる血漿分離装置を提供することである。
破壊することなく効果的に血漿を分離することの
できる血漿分離装置を提供することである。
本発明の他の目的は血漿分離膜の表面に血液中
の血球成分が付着して血漿透過能力が次第に低下
しても、膜の透過能力に合せて血漿透過量を減少
させることにより膜の有する性能を充分に発揮さ
せることのできる装置を提供することである。
の血球成分が付着して血漿透過能力が次第に低下
しても、膜の透過能力に合せて血漿透過量を減少
させることにより膜の有する性能を充分に発揮さ
せることのできる装置を提供することである。
本発明による血漿分離装置は、血液体外循環回
路中に血漿分離膜を収容した過器を備え、この
過器で血球成分と血漿成分とを分離する血漿分
離装置において、該過器の膜間圧力差を検出す
る手段と、検出された膜間圧力差と設定回路で設
定された膜間圧力差の設定値とを比較する比較回
路と、膜間圧力差の検出値が設定値より大きい場
合にパルスを発生させるパルス発生回路と、上記
パルスを電圧またはパルス計数値に変換して血漿
排出ポンプの回転低下信号として出力する電圧ま
たはパルス計数変換回路と、血漿排出ポンプの回
転数設定信号から上記回転数低下信号を減算し
て、このポンプの回転制御信号として出力する減
算回路を具備した膜間圧力差制御回路、および
過器の血漿排出圧力の検出手段と、検出された血
漿排出圧力と設定回路で設定された血漿排出圧力
の設定値とを比較する比較回路と、血漿排出圧力
が設定値より小さい場合に、加圧流体供給手段に
駆動信号を発信して、血球成分移送管に取り付け
た可撓性材料からなる血球流通部材を非可撓性材
料からなるケースで流密に包囲した密閉空間に加
圧流体を供給する血漿排出圧力制御回路からな
り、上記膜間圧力差制御回路および血漿排出圧力
制御回路とで過器の膜間圧力差と血漿排出圧力
をそれぞれ設定値に近づけるよう構成したことを
特徴とする血漿分離装置である。
路中に血漿分離膜を収容した過器を備え、この
過器で血球成分と血漿成分とを分離する血漿分
離装置において、該過器の膜間圧力差を検出す
る手段と、検出された膜間圧力差と設定回路で設
定された膜間圧力差の設定値とを比較する比較回
路と、膜間圧力差の検出値が設定値より大きい場
合にパルスを発生させるパルス発生回路と、上記
パルスを電圧またはパルス計数値に変換して血漿
排出ポンプの回転低下信号として出力する電圧ま
たはパルス計数変換回路と、血漿排出ポンプの回
転数設定信号から上記回転数低下信号を減算し
て、このポンプの回転制御信号として出力する減
算回路を具備した膜間圧力差制御回路、および
過器の血漿排出圧力の検出手段と、検出された血
漿排出圧力と設定回路で設定された血漿排出圧力
の設定値とを比較する比較回路と、血漿排出圧力
が設定値より小さい場合に、加圧流体供給手段に
駆動信号を発信して、血球成分移送管に取り付け
た可撓性材料からなる血球流通部材を非可撓性材
料からなるケースで流密に包囲した密閉空間に加
圧流体を供給する血漿排出圧力制御回路からな
り、上記膜間圧力差制御回路および血漿排出圧力
制御回路とで過器の膜間圧力差と血漿排出圧力
をそれぞれ設定値に近づけるよう構成したことを
特徴とする血漿分離装置である。
次に本発明装置の一実施例を図面にて説明す
る。第１図は本発明装置のブロツク図であり、こ
の装置は血漿分離膜を内臓した過器１と、血漿
排出ポンプ４、血球移送管に取着した圧力制御弁
２、膜間の圧力差を制御する回路５及び血漿排出
圧力を制御する回路６を主要部としている。
る。第１図は本発明装置のブロツク図であり、こ
の装置は血漿分離膜を内臓した過器１と、血漿
排出ポンプ４、血球移送管に取着した圧力制御弁
２、膜間の圧力差を制御する回路５及び血漿排出
圧力を制御する回路６を主要部としている。
血漿を分離するための過器１は中空繊維状あ
るいは平膜状の血漿分離膜１０を内臓したもので
ある。この血漿分離膜は孔径0.02〜0.4μ、好まし
くは0.1μ程度の膜であり、一般に均質微孔膜又は
ミクロフイルトレーシヨン膜や、多孔質支持層と
微孔構造層からなるいわゆる非対称膜が好ましく
使用できる。
るいは平膜状の血漿分離膜１０を内臓したもので
ある。この血漿分離膜は孔径0.02〜0.4μ、好まし
くは0.1μ程度の膜であり、一般に均質微孔膜又は
ミクロフイルトレーシヨン膜や、多孔質支持層と
微孔構造層からなるいわゆる非対称膜が好ましく
使用できる。
このような膜の例としては、ポリビニルアルコ
ール（PVA）系の均質微孔膜の他に、エチレン
―ビニルアルコール（EVA）系共重合体、セル
ロースアセテート等のセルロース誘導体、ポリオ
レフイン、ポリアクリロニトリル、ポリアミド、
ポリエステル、ポリスルホン等からなる均質微孔
膜や非対称構造膜が用いられる。これらの内で、
生体親和性にすぐれるPVA系、EVA系、セルロ
ース誘導体、ポリスルホン等の膜を用いるのが望
ましい。
ール（PVA）系の均質微孔膜の他に、エチレン
―ビニルアルコール（EVA）系共重合体、セル
ロースアセテート等のセルロース誘導体、ポリオ
レフイン、ポリアクリロニトリル、ポリアミド、
ポリエステル、ポリスルホン等からなる均質微孔
膜や非対称構造膜が用いられる。これらの内で、
生体親和性にすぐれるPVA系、EVA系、セルロ
ース誘導体、ポリスルホン等の膜を用いるのが望
ましい。
上記過器には血液入口と濃縮血液出口及び膜
を透過した血漿の出口が設けられており、各出入
口はそれぞれ血液移送管１１、血球成分移送管１
２及び血漿移送管１３に接続されている。
を透過した血漿の出口が設けられており、各出入
口はそれぞれ血液移送管１１、血球成分移送管１
２及び血漿移送管１３に接続されている。
上記血球成分移送管１２に設けられた圧力制御
弁２は濃縮血液に損傷を与えないようなピンチ弁
が好ましい。例えばこのような弁として柔軟性の
良好なシリコンゴム、ポリウレタン、軟質塩ビ、
天然または合成ゴムなどのシートあるいはチユー
ブからなる可撓性の血球流通部材２０をポリプロ
ピレン、ポリエチレン、硬質塩ビ、ポリカーボネ
ート等の非可撓性材料からなるケース２１で包囲
し、上記血球流通部材とケース間に密閉室２２を
形成し、この密閉室に設けられた加圧流体導入口
に加圧流体供給手段２３が接続した弁が用いられ
る。この加圧流体供給手段は密閉室に液体あるい
は気体を供給するポンプや圧縮機などを用いるこ
とができる。中でも作動停止時に加圧状態を維持
できるローラポンプやプランジヤポンプ等の容積
形ポンプは液体にも気体にも適用できるため好ま
しい。特に加圧時の脈動の少ない多ローラ型のロ
ーラポンプが実用的である。このポンプで供給さ
れる流体は血球側に洩出しても危険のない空気、
生理食塩液、ブドウ糖液などを使用することが好
ましい。特に空気はポンプの吸込口を開放にして
おくだけでよいため使い易い。その場合吸込口に
除菌フイルタを取り付けることが好ましい。
弁２は濃縮血液に損傷を与えないようなピンチ弁
が好ましい。例えばこのような弁として柔軟性の
良好なシリコンゴム、ポリウレタン、軟質塩ビ、
天然または合成ゴムなどのシートあるいはチユー
ブからなる可撓性の血球流通部材２０をポリプロ
ピレン、ポリエチレン、硬質塩ビ、ポリカーボネ
ート等の非可撓性材料からなるケース２１で包囲
し、上記血球流通部材とケース間に密閉室２２を
形成し、この密閉室に設けられた加圧流体導入口
に加圧流体供給手段２３が接続した弁が用いられ
る。この加圧流体供給手段は密閉室に液体あるい
は気体を供給するポンプや圧縮機などを用いるこ
とができる。中でも作動停止時に加圧状態を維持
できるローラポンプやプランジヤポンプ等の容積
形ポンプは液体にも気体にも適用できるため好ま
しい。特に加圧時の脈動の少ない多ローラ型のロ
ーラポンプが実用的である。このポンプで供給さ
れる流体は血球側に洩出しても危険のない空気、
生理食塩液、ブドウ糖液などを使用することが好
ましい。特に空気はポンプの吸込口を開放にして
おくだけでよいため使い易い。その場合吸込口に
除菌フイルタを取り付けることが好ましい。
３は血液移送管に設けられた血液ポンプで血液
を上記過器１へ50〜200ml／minの一定流量を
送給するものである。
を上記過器１へ50〜200ml／minの一定流量を
送給するものである。
４は血漿移送管に設けられた血漿排出ポンプで
ある。
ある。
上記血液移送管１１、血球成分移送管１２及び
血漿移送管１３にはそれぞれ圧力センサ７，８，
９が設けられている。このセンサは圧力に比例し
て連続的に電気信号に変換できるものであり、例
えば圧力の作用によるダイアフラムの変位を歪
計、半導体歪計、ホール効果素子などで電気信号
に変換させるように構成したものが応答性の点か
ら好適である。
血漿移送管１３にはそれぞれ圧力センサ７，８，
９が設けられている。このセンサは圧力に比例し
て連続的に電気信号に変換できるものであり、例
えば圧力の作用によるダイアフラムの変位を歪
計、半導体歪計、ホール効果素子などで電気信号
に変換させるように構成したものが応答性の点か
ら好適である。
血漿排出圧力を制御する回路６は血漿排出圧力
が設定圧力以下になると圧力制御弁２を絞つて調
整するものでたとえば圧力設定部３０と比較回路
３１及びモータドライバ部３２で構成されてい
る。この回路６は圧力設定部３０からの設定圧力
値と血漿排出圧力を検出する圧力センサ９による
検出圧力値とを比較回路３１で比較し、検出圧力
値が設定圧力値よりも小さいときにドライバ部３
２に出力を印加して圧力制御弁の加圧流体供給ポ
ンプのモータを作動させて流路を絞り、血液側の
圧力を上昇させるようになつている。上記圧力設
定部３０の圧力設定値は−50〜＋100mmHgの範囲
内に自由に設定可能であるが通常弱陽圧、つまり
０〜20mmHgに設定している。
が設定圧力以下になると圧力制御弁２を絞つて調
整するものでたとえば圧力設定部３０と比較回路
３１及びモータドライバ部３２で構成されてい
る。この回路６は圧力設定部３０からの設定圧力
値と血漿排出圧力を検出する圧力センサ９による
検出圧力値とを比較回路３１で比較し、検出圧力
値が設定圧力値よりも小さいときにドライバ部３
２に出力を印加して圧力制御弁の加圧流体供給ポ
ンプのモータを作動させて流路を絞り、血液側の
圧力を上昇させるようになつている。上記圧力設
定部３０の圧力設定値は−50〜＋100mmHgの範囲
内に自由に設定可能であるが通常弱陽圧、つまり
０〜20mmHgに設定している。
膜間の圧力差を制御する回路５は圧力センサ
７，８，９で測定された圧力を PT＝P1＋P2／２−P3またはPT＝P1−P3 〔式中P1は過器の血液入口側の圧力、P2は
過器の血球成分出口側の圧力およびP3は過
器の血漿成分排出圧力を意味する〕 なる算式で演算する回路４０と検出された膜間
圧力差と設定値とを比較する比較回路４１と検出
値が設定値より大きい場合にパルスを発生させる
パルス発生回路４２と、上記パルスを電圧または
パルス計数値に変換して血漿排出ポンプの回転低
下信号として出力する電圧またはパルス計数変換
回路４３と血漿排出ポンプの回転数設定信号から
上記回転低下信号を減算して、このポンプの回転
制御信号として出力する減算回路４４で構成され
ている。上記膜間圧力差は通常50〜100mmHgに設
定される。
７，８，９で測定された圧力を PT＝P1＋P2／２−P3またはPT＝P1−P3 〔式中P1は過器の血液入口側の圧力、P2は
過器の血球成分出口側の圧力およびP3は過
器の血漿成分排出圧力を意味する〕 なる算式で演算する回路４０と検出された膜間
圧力差と設定値とを比較する比較回路４１と検出
値が設定値より大きい場合にパルスを発生させる
パルス発生回路４２と、上記パルスを電圧または
パルス計数値に変換して血漿排出ポンプの回転低
下信号として出力する電圧またはパルス計数変換
回路４３と血漿排出ポンプの回転数設定信号から
上記回転低下信号を減算して、このポンプの回転
制御信号として出力する減算回路４４で構成され
ている。上記膜間圧力差は通常50〜100mmHgに設
定される。
次に上記装置の作動について説明する。血液ポ
ンプ３で一定流量で移送された血液は過器１へ
送られ、ここで血漿成分は膜を透過して血漿ポン
プ４により排出される。一方血球成分は圧力制御
弁２をへて移送される。上記血漿排出量Q2は通
常次の式 Q2＝100−Ht／100×Q1×１／２ 〔式中Q1は過器への血液移送量、Htは血液
のヘマトクリツト値（％）を意味する〕 で算出される量が排出される。ところがこの状
態で過を続けると過膜の目詰りが徐々に発生
し、この膜間圧力差が増大して血漿排出圧力が次
第に低下する。上記膜間圧力差が所定の値を越え
た場合、あるいは血漿排出圧力が所定の値（例え
ば０mmHg）以下となると血球成分の破壊を生じ
るため処置時には常に上記圧力値を所定の範囲に
制御する必要がある。例えば上記血漿排出圧力に
ついて説明すると血漿排出圧力を圧力センサ９で
検出するとこの信号は検出信号として血漿排出圧
力制御回路６へ送出される。この回路では上記検
出値と圧力設定回路３０で設定された圧力設定値
（例えば０〜20mmHgの範囲、の任意の値に設定）
とを比較回路３１で比較してこの検出値が設定値
より小さい場合にモータドライバ部３２への作動
指令信号を生成して加圧制御弁２の加圧流体供給
ポンプ２３を作動させる。この信号は上記検出値
と設定値の差が零となるまで送給される。
ンプ３で一定流量で移送された血液は過器１へ
送られ、ここで血漿成分は膜を透過して血漿ポン
プ４により排出される。一方血球成分は圧力制御
弁２をへて移送される。上記血漿排出量Q2は通
常次の式 Q2＝100−Ht／100×Q1×１／２ 〔式中Q1は過器への血液移送量、Htは血液
のヘマトクリツト値（％）を意味する〕 で算出される量が排出される。ところがこの状
態で過を続けると過膜の目詰りが徐々に発生
し、この膜間圧力差が増大して血漿排出圧力が次
第に低下する。上記膜間圧力差が所定の値を越え
た場合、あるいは血漿排出圧力が所定の値（例え
ば０mmHg）以下となると血球成分の破壊を生じ
るため処置時には常に上記圧力値を所定の範囲に
制御する必要がある。例えば上記血漿排出圧力に
ついて説明すると血漿排出圧力を圧力センサ９で
検出するとこの信号は検出信号として血漿排出圧
力制御回路６へ送出される。この回路では上記検
出値と圧力設定回路３０で設定された圧力設定値
（例えば０〜20mmHgの範囲、の任意の値に設定）
とを比較回路３１で比較してこの検出値が設定値
より小さい場合にモータドライバ部３２への作動
指令信号を生成して加圧制御弁２の加圧流体供給
ポンプ２３を作動させる。この信号は上記検出値
と設定値の差が零となるまで送給される。
加圧手段の作動により、圧力制御弁２の密閉室
２２内へ加圧流体が供給される。密閉室２２の圧
力が増大すると可撓性の血球成分流通部材２０が
圧迫され、その結果血球成分移送管が圧迫されて
絞られる。そして過器２の血液側圧力が増大
し、それに応じて血漿排出圧力が上昇してゆく。
血漿排出圧力が設定値以上に復帰すると上記作動
指令信号は消失し加圧手段の作動は停止する。こ
のとき加圧手段が駆動開始され始めた血漿排出圧
力よりも多少、バイアスした回転排出圧力に復帰
して始めて上記手段が停止する回路を設けること
により、加圧手段の駆動停止頻度、言い換えれば
血漿排出圧力の脈動による影響が少なく、より安
定した動作が得られる。上記動作を繰り返すと膜
間圧力差の増大につれて血液側の圧力は上昇して
いくが、この圧力は陽圧側に増大させても溶血の
発生はほとんど認められない。上記膜間圧力差は
次の膜間圧力差制御回路５で制御される。上記回
路の作動は第２図にて詳細に説明する。
２２内へ加圧流体が供給される。密閉室２２の圧
力が増大すると可撓性の血球成分流通部材２０が
圧迫され、その結果血球成分移送管が圧迫されて
絞られる。そして過器２の血液側圧力が増大
し、それに応じて血漿排出圧力が上昇してゆく。
血漿排出圧力が設定値以上に復帰すると上記作動
指令信号は消失し加圧手段の作動は停止する。こ
のとき加圧手段が駆動開始され始めた血漿排出圧
力よりも多少、バイアスした回転排出圧力に復帰
して始めて上記手段が停止する回路を設けること
により、加圧手段の駆動停止頻度、言い換えれば
血漿排出圧力の脈動による影響が少なく、より安
定した動作が得られる。上記動作を繰り返すと膜
間圧力差の増大につれて血液側の圧力は上昇して
いくが、この圧力は陽圧側に増大させても溶血の
発生はほとんど認められない。上記膜間圧力差は
次の膜間圧力差制御回路５で制御される。上記回
路の作動は第２図にて詳細に説明する。
すなわち演算回路４０で膜間圧力差が算出さ
れ、この圧力が設定回路４５で設定された設定値
より高いか低いかを比較回路４１で比較し、圧力
差が設定値より高い場合にはパルス発生回路４２
にパルス発生開始信号を送出する。上記回路では
第２図ａにに示すパルスが発生する。このパルス
数は次の電圧またはパルス計数変換回路４３で積
算され、第２図ｂに示すようなアナログ量に変換
され、この積算値（信号Ｙ）を減算回路４４で血
漿排出ポンプの回転数（信号Ｘ）から減算して、
血漿排出ポンプの回転数制御信号（信号Ｚ）とし
て駆動回路４８へ送出する。上記信号により血漿
排出流量が低下すれば膜間圧力差が低くなり、設
定回路４５で設定した値より低くなるまでの期間
〔ａ〕、第２図ｃに示すようにポンプの回転数は低
下する。上記膜間圧力差が設定値より低くなれば
比較回路４１からパルス発生回路４２へパルス発
生停止信号を送出してパルス発生を停止させる。
膜間圧力差が設定値より低い間〔ｂ〕は血漿排出
ポンプの回転数はパルス信号発生停止時の回転数
に保持される。４７はパルス数周波数設定回路で
あり、パルス発生の周期を変えることにより血漿
排出ポンプの回転数の低下速度を調整することが
できる。回転数低下速度は血漿分離器の血漿透過
能力の低下よりも、やや大きな値に設定する必要
がある。しかしながら、血漿分離器の血漿分離能
力の時間による低下は急激には発生しないので、
あまり大きな値にすることはない。第３図は膜性
能と血漿排出量との関係を示す図で、通常膜は使
用中の目詰り等により徐々に血漿透過量が低下す
るため膜の目詰り状態に合せて血漿排出量を設定
することにより膜の性能を充分に発揮させること
ができる。上記回路では血漿排出量を膜の特性に
合せて調整しているのである。したがつて上記血
漿排出ポンプ４の回転数設定回路４６では設定値
を膜の最大透過量（例えば40ml／min）の約1/2
（20ml／min）に設定すれば膜の目詰りにより透
過量が20ml／min以下になると、血漿排出ポンプ
の回転数は膜の特性に合せて徐々に低下させて透
過量を減少させることができる。
れ、この圧力が設定回路４５で設定された設定値
より高いか低いかを比較回路４１で比較し、圧力
差が設定値より高い場合にはパルス発生回路４２
にパルス発生開始信号を送出する。上記回路では
第２図ａにに示すパルスが発生する。このパルス
数は次の電圧またはパルス計数変換回路４３で積
算され、第２図ｂに示すようなアナログ量に変換
され、この積算値（信号Ｙ）を減算回路４４で血
漿排出ポンプの回転数（信号Ｘ）から減算して、
血漿排出ポンプの回転数制御信号（信号Ｚ）とし
て駆動回路４８へ送出する。上記信号により血漿
排出流量が低下すれば膜間圧力差が低くなり、設
定回路４５で設定した値より低くなるまでの期間
〔ａ〕、第２図ｃに示すようにポンプの回転数は低
下する。上記膜間圧力差が設定値より低くなれば
比較回路４１からパルス発生回路４２へパルス発
生停止信号を送出してパルス発生を停止させる。
膜間圧力差が設定値より低い間〔ｂ〕は血漿排出
ポンプの回転数はパルス信号発生停止時の回転数
に保持される。４７はパルス数周波数設定回路で
あり、パルス発生の周期を変えることにより血漿
排出ポンプの回転数の低下速度を調整することが
できる。回転数低下速度は血漿分離器の血漿透過
能力の低下よりも、やや大きな値に設定する必要
がある。しかしながら、血漿分離器の血漿分離能
力の時間による低下は急激には発生しないので、
あまり大きな値にすることはない。第３図は膜性
能と血漿排出量との関係を示す図で、通常膜は使
用中の目詰り等により徐々に血漿透過量が低下す
るため膜の目詰り状態に合せて血漿排出量を設定
することにより膜の性能を充分に発揮させること
ができる。上記回路では血漿排出量を膜の特性に
合せて調整しているのである。したがつて上記血
漿排出ポンプ４の回転数設定回路４６では設定値
を膜の最大透過量（例えば40ml／min）の約1/2
（20ml／min）に設定すれば膜の目詰りにより透
過量が20ml／min以下になると、血漿排出ポンプ
の回転数は膜の特性に合せて徐々に低下させて透
過量を減少させることができる。
上記膜間圧力差制御回路と血漿排出圧力制御回
路とは上述の説明のように単独で作動することも
あるし、また同時に作動することもある。
路とは上述の説明のように単独で作動することも
あるし、また同時に作動することもある。
以上のように本発明は膜間圧力差と血漿排出圧
力を同時に制御することにより血液に損傷を与え
ることなく、かつ膜の性能を充分に発揮させるこ
とができ、特に上述の血球成分と血漿成分を分離
して処理する各種の治療法に適応できる極めて有
用な装置である。
力を同時に制御することにより血液に損傷を与え
ることなく、かつ膜の性能を充分に発揮させるこ
とができ、特に上述の血球成分と血漿成分を分離
して処理する各種の治療法に適応できる極めて有
用な装置である。
第１図は本発明装置のブロツク図であり、第２
図は上記回路での各信号の時間的変位を示す図で
あり第３図は膜性能と血漿排出量を示す図であ
る。 １…過器、２…圧力制御弁、４…血漿排出ポ
ンプ、５…膜間圧力差制御回路、６…血漿排出圧
力制御回路。
図は上記回路での各信号の時間的変位を示す図で
あり第３図は膜性能と血漿排出量を示す図であ
る。 １…過器、２…圧力制御弁、４…血漿排出ポ
ンプ、５…膜間圧力差制御回路、６…血漿排出圧
力制御回路。
Claims (1)
- １ 血液体外循環回路中に血漿分離膜を収容した
過器１を備え、この過器で血球成分と血漿成
分とを分離する血漿分離装置において、該過器
の膜間圧力差を検出する手段と、検出された膜間
圧力差と設定回路４５で設定された膜間圧力差の
設定値とを比較する比較回路４１と、膜間圧力差
の検出値が設定値より大きい場合にパルスを発生
させるパルス発生回路４２と、上記パルスを電圧
またはパルス計数値に変換して血漿排出ポンプの
回転低下信号として出力する電圧またはパルス計
数変換回路４３と、血漿排出ポンプ４の回転数設
定信号から上記回転数低下信号を減算して、この
ポンプの回転制御信号として出力する減算回路４
４を具備した膜間圧力差制御回路５、および過
器１の血漿排出圧力の検出手段と、検出された血
漿排出圧力と設定回路３０で設定された血漿排出
圧力の設定値とを比較する比較回路３１と、血漿
排出圧力が設定値より小さい場合に、加圧流体供
給手段に駆動信号を発信して、血球成分移送管に
取り付けた可撓性材料からなる血球流通部材２０
を非可撓性材料からなるケース２１で流密に包囲
した密閉空間２２に加圧流体を供給する血漿排出
圧力制御回路６からなり、上記膜間圧力差制御回
路および血漿排出圧力制御回路とで過器の膜間
圧力差と血漿排出圧力をそれぞれ設定値に近づけ
るよう構成したことを特徴とする血漿分離装置。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP57091803A JPS58206758A (ja) | 1982-05-28 | 1982-05-28 | 血漿分離装置 |
| EP83302834A EP0096973B1 (en) | 1982-05-28 | 1983-05-18 | Apparatus for plasma separation |
| DE8383302834T DE3368200D1 (en) | 1982-05-28 | 1983-05-18 | Apparatus for plasma separation |
| US07/224,899 US4936980A (en) | 1982-05-28 | 1988-07-27 | Apparatus and method for plasma separation |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP57091803A JPS58206758A (ja) | 1982-05-28 | 1982-05-28 | 血漿分離装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS58206758A JPS58206758A (ja) | 1983-12-02 |
| JPS636021B2 true JPS636021B2 (ja) | 1988-02-08 |
Family
ID=14036775
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP57091803A Granted JPS58206758A (ja) | 1982-05-28 | 1982-05-28 | 血漿分離装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4936980A (ja) |
| EP (1) | EP0096973B1 (ja) |
| JP (1) | JPS58206758A (ja) |
| DE (1) | DE3368200D1 (ja) |
Families Citing this family (30)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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| JPS61500590A (ja) * | 1983-12-09 | 1986-04-03 | バクスタ−、トラベノ−ル、ラボラトリ−ズ、インコ−ポレイテッド | 膜血漿ロ過装置においてトランスメンブレン圧力を制御するための方法および装置 |
| JPS60135066A (ja) * | 1983-12-26 | 1985-07-18 | 株式会社ニツシヨ− | ドナ−フエレシスシステム |
| JPS60256464A (ja) * | 1984-05-31 | 1985-12-18 | 株式会社 ニツシヨ− | 膜型採漿システムおよび膜型採漿法 |
| JPS6185951A (ja) * | 1984-10-04 | 1986-05-01 | 株式会社 ニツシヨ− | 膜型血漿分離システム |
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| US6706007B2 (en) | 2000-12-29 | 2004-03-16 | Chf Solutions, Inc. | Feedback control of ultrafiltration to prevent hypotension |
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| US12169034B2 (en) | 2016-02-26 | 2024-12-17 | Cytiva Sweden Ab | Method for pressure control in crossflow filtration |
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| JPS6040302B2 (ja) * | 1980-07-18 | 1985-09-10 | 川澄化学工業株式会社 | 二重ロ過型血漿分離交換装置 |
-
1982
- 1982-05-28 JP JP57091803A patent/JPS58206758A/ja active Granted
-
1983
- 1983-05-18 DE DE8383302834T patent/DE3368200D1/de not_active Expired
- 1983-05-18 EP EP83302834A patent/EP0096973B1/en not_active Expired
-
1988
- 1988-07-27 US US07/224,899 patent/US4936980A/en not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US4936980A (en) | 1990-06-26 |
| EP0096973B1 (en) | 1986-12-10 |
| EP0096973A1 (en) | 1983-12-28 |
| JPS58206758A (ja) | 1983-12-02 |
| DE3368200D1 (en) | 1987-01-22 |
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