JP3924449B2

JP3924449B2 - Blood purification equipment

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Publication number: JP3924449B2
Application number: JP2001310338A
Authority: JP
Inventors: 眞史新村; 朋之和田
Original assignee: Asahi Kasei Medical Co Ltd
Current assignee: Asahi Kasei Medical Co Ltd
Priority date: 2001-10-05
Filing date: 2001-10-05
Publication date: 2007-06-06
Anticipated expiration: 2021-10-05
Also published as: JP2003111838A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、血液浄化装置に係り、特に、持続緩徐式血液浄化法にて総称される持続的血液ろ過法、及び持続的血液透析法、並びに持続的血液ろ過透析法に好適な血液浄化装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
腎不全患者は、通常、腎機能の低下によって尿量が減少し、水分過剰になることが多く、患者の血液を体外循環させて体内の水分をできる限り正常に近い状態に是正させる治療が必要になる。この体内の水分を除去することを「除水」という。そして、該治療中の総体液変化量が除水量として管理されるので、この除水量は、患者管理において最も重要なパラメータとされている。
【０００３】
ここで、近年、重篤な循環器系の合併症を有する腎疾患や多臓器不全等の治療には、救急・集中治療領域において持続緩徐式血液浄化法と総称される、持続的血液ろ過法（continuous hemofiltration）（以下単に「ＣＨＦ」という。）、持続的血液透析法（continuous hemodialysis）（以下単に「ＣＨＤ」という。）、或いは持続的血液ろ過透析法（continuous hemodiafiltration）（以下単に「ＣＨＤＦ」という。）の各持続緩徐式血液浄化法が効果を上げている。
【０００４】
前記ＣＨＦは、半透膜を収容した血液浄化器に血液を流し、ろ過膜を介して老廃物のろ過された液を排出する一方で、置換液を体内に補充することを持続的、かつ、緩徐に施行するものであり、また、前記ＣＨＤは、浸透により酸塩基平衡等を行う透析を持続的、かつ、緩徐に施行するものであり、さらに、前記ＣＨＤＦは、前記ＣＨＦの小分子量除去能力を改善するために、ろ過液側に透析液を流し、透析効果が得られるように前記ＣＨＦと前記ＣＨＤとを複合させたものである。
【０００５】
いずれの血液浄化法においても、「持続緩徐式」といわれる通り、通常、一回の治療に数日をかけながら、徐々に血液浄化が行われる点がこの治療の特徴であり、一回の治療時間が４〜５時間である単なる血液透析や血液ろ過とは時間のスケールにおいて大きく相違している。
そして、前記持続緩徐式血液浄化法による血液浄化装置には、例えば、特開平９−１０３０４号公報、特開平９−２３９０２４号公報の如くの各種技術が提案されており、該提案の技術の一例を図８に示す。
【０００６】
図８は、前記持続緩徐式血液浄化法による血液浄化装置のうち、前記ＣＨＦと前記ＣＨＤとを複合させた前記ＣＨＤＦを実施する場合の従来の構成概念図を示したものである。
該血液浄化装置５０´は、血液循環路を構成する採血ライン３及び返血ライン４と、老廃物が除かれた水分等を排出するろ過液ライン２３と、置換液を患者に注入するべく、返血ライン４に接続される補液ライン２５と、ろ過液に対して透析液を供給する透析液ライン２４とから構成される。
【０００７】
採血ライン３には、血液ポンプ１が配置され、採血ライン３と返血ライン４との間には、ろ過膜Ｍを収容した血液浄化器２が配置されている。
ろ過液ライン２３には、血液浄化器２からのろ過液及び透析排液を排出するろ過液用の送液ポンプ５と、送液貯留容器８と、上限液位検出器１８と、下限液位検出器１７と、通気制御バルブ１１と、送液路遮断バルブ１４とが、排液ライン２６に対して各々の適宜位置に配置されている。
【０００８】
補液ライン２５には、置換液を患者に供給する補液用の送液ポンプ７と、送液貯留容器１０と、上限液位検出器２２と、下限液位検出器２１と、通気制御バルブ１３と、送液路遮断バルブ１６と、置換液貯留部３０とが、置換液補充ライン２８に対して各々の適宜位置に配置されている。
【０００９】
透析液ライン２４には、透析液を血液浄化器２内のろ過液に供給する透析液用の送液ポンプ６と、送液貯留容器９と、上限液位検出器２０と、下限液位検出器１９と、通気制御バルブ１２と、送液路遮断バルブ１５と、透析液貯留部２９とが、透析液補充ライン２７に対して各々の適宜位置に配置されている。
【００１０】
なお、前記ＣＨＦは、上記構成のうち、前記採血ライン３及び返血ライン４と、ろ過液ライン２３と、補液ライン２５とを有するものであり、一方、前記ＣＨＤは、上記構成のうち、前記採血ライン３及び返血ライン４と、ろ過液ライン２３と、透析液ライン２４とを有するものである。
そして、血液ポンプ１によって患者から取り出された血液は、採血ライン３を通り、ろ過膜Ｍが収容された血液浄化器２に導入されて老廃物等が採取される。
【００１１】
また、血液浄化器２内では、透析液用の送液ポンプ６によって透析液が供給されて酸塩基平衡等がなされ、水分等によるろ過液及び透析排液は、ろ過液用の送液ポンプ５によって排出される。
一方、血液浄化器２にてろ過及び透析が施された血液は、返血ライン４を通って患者に戻るに際し、前記ろ過液とほぼ同量の置換液が補液用の送液ポンプ７によって加えられ、患者に注入されている。
【００１２】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、前記従来の技術は、各送液ポンプの流量を制御するにあたり、各送液貯留容器内の液量が、それぞれ個別に独立して計測されているものである。すなわち、送液ポンプ毎に流量精度が保たれており、この流量精度は、近年の技術では約１％程度の誤差を有するものである。
ここで、上述の如く、腎不全患者の除水量は、重要なパラメータとして管理されるものであり、除水量ΔＶ（Ｌ）は、次式（１）で求められる。
【００１３】
【数１】

【００１４】
Ｖ_F（Ｌ）はろ過液用の送液ポンプ５の流量、Ｖ_C（Ｌ）は補液用の送液ポンプ７の流量、Ｖ_D（Ｌ）は透析液用の送液ポンプ６の流量である。
この場合に、上述の如く、各送液ポンプの流量精度が約１％程度の誤差を有する場合において、一定量の除水に長時間をかける「持続緩徐式」の治療を行うときには、除水量が正確に管理されなければならない一方で、各送液ポンプの流量の僅かな誤差が大きな除水量の誤差を生むという不都合が生ずる。
【００１５】
つまり、例えば、ろ過液の流量を５Ｌ／ｈｒ、補液の流量を２Ｌ／ｈｒ、透析液の流量を２．９５Ｌ／ｈｒと設定された場合には、各送液ポンプの送液量は、誤差を１％とすると、２４時間でＶ_F ＝１２０±１．２（Ｌ）、Ｖ_C ＝４８±０．４８（Ｌ）、Ｖ_D＝７０．８±０．７０８（Ｌ）となるので、式（１）に基づいて除水量ΔＶを計算すると、ΔＶ＝１．２±２．３８８（Ｌ）となり、除水量の誤差は実に２００％にも達してしまい、これでは、血液浄化による治療効果よりも、患者の体液バランスが異常となるリスクの方が増大するという問題が生ずることになる。
【００１６】
すなわち、本願発明者らは、持続緩徐式血液浄化法において、除水量を従来に比してより正確に管理するべく、各送液ポンプの流量をより高い精度で計測制御するための何等かの手段が必要であるとの新たな知見を得たものであるが、前記従来の技術は、それぞれ送液ポンプ毎に流量精度が保たれているものであり、除水量を一層正確に管理するという点に関しては格別の配慮がなされていない。
本発明は、このような問題に鑑みてなされたもので、その目的とするところは、腎疾患及び多臓器不全等の患者の治療に際し、患者の除水量を一層正確に管理することができる持続緩徐式に関する血液浄化装置を提供することである。
【００１７】
【課題を解決するための手段】
前記目的を達成すべく、本発明に係る血液浄化装置は、透析用の透析液供給手段、ろ過用の補液手段のうち、少なくともいずれかの手段と、排液手段と、血液循環路とから構成された持続緩除式の血液浄化装置であって、前記各手段は、それぞれ貯留容器を有し、前記血液浄化装置は、前記複数の貯留容器に接続される連結管と、該連結管を介して移動する前記貯留容器内の空気の所定変化量を計量する一つの計量器とを有することを特徴としている。
【００１８】
前記の如く構成された本発明の血液浄化装置は、各手段の貯留容器が連結管を介して接続され、貯留容器間を移動する空気の所定変化量が計量されているので、この計量値から患者の除水量を求めることができ、持続緩除式の血液浄化方法による治療を必要とする患者の除水量をより正確に把握して体重コントロールを精度良く管理することができ、治療効果と体重バランス確保との両立を一層図ることができる。しかも、この空気の所定変化量の計量が、一つの計量器によって行われているので、スタッフによる送液ポンプ毎の頻回な計量及び調節作業が不要になって、作業の効率化をも図ることができる。
【００１９】
また、本発明に係る血液浄化装置の具体的態様は、前記各手段は、それぞれ送液ポンプを有し、前記血液浄化装置は、前記計量器による計量値に基づいて、前記複数の送液ポンプのうち、少なくとも一つの送液ポンプの流量を制御していること、又は前記計量器は、大気に対して閉鎖された前記連結管による閉鎖回路内の圧力を計測する圧力計測器を有していることを特徴としている。
【００２０】
さらに、本発明に係る血液浄化装置の他の具体的態様は、前記計量器は、前記閉鎖回路内の圧力の変化量を緩和させる定量容器を有すること、若しくは前記定量容器は、複数個からなり、前記連結管を介して互いに直列又は並列に接続されていること、又は前記計量器は、ピストンと、シリンダとから構成され、前記ピストンの位置を計測する位置計測器を有していること、又は前記計量器は、前記連結管を介して移動する空気の温度を計測する温度計測器を有していることを特徴としている。
【００２１】
さらに、本発明に係る血液浄化装置の他の具体的態様は、前記計量器は、大気に対して開放された前記連結管の開放端を通過する空気量を計測する気体流量計測器を有していることを特徴としている。
また、前記貯留容器は、互いに同じ容積を有することを特徴としている。
【００２２】
【発明の実施の形態】
以下、図面により本発明の実施形態について説明する。また、該実施形態を説明するにあたって、同一機能を奏するものは同じ符号を付して説明する。
図１は、本発明の一実施形態を示すものであり、持続緩徐式血液浄化法のうち、持続的血液ろ過法（ＣＨＦ）と持続的血液透析法（ＣＨＤ）とを複合させた持続的血液ろ過透析法（ＣＨＤＦ）による本実施形態の血液浄化装置の構成概念図である。
【００２３】
該血液浄化装置５０は、透析用の透析液供給手段５０Ａと、排液手段５０Ｂと、ろ過用の補液手段５０Ｃと、血液循環路５０Ｄとから構成される。
血液循環路５０Ｄは、採血ライン３及び返血ライン４を有し、採血ライン３には血液ポンプ１が、採血ライン３と返血ライン４との間には、ろ過膜Ｍを収容した血液浄化器２が、各々の適宜位置に配置されている。
【００２４】
透析用の透析液供給手段５０Ａは、ろ過液に対して透析液を供給する透析液ライン２４を有し、該透析液ライン２４には、透析液を血液浄化器２内のろ過液に供給する透析液用の送液ポンプ６と、送液貯留容器９と、上限液位検出器２０と、下限液位検出器１９と、通気制御バルブ１２と、送液路遮断バルブ１５と、透析液貯留部２９とが、透析液補充ライン２７に対して各々の適宜位置に配置されている。
なお、透析液用の送液ポンプ６は、前記ＣＨＤＦのほか、前記ＣＨＤでも、血液浄化器２内のろ過液に透析液を供給するのに対し、前記ＣＨＦでは停止状態になる。
【００２５】
排液手段５０Ｂは、老廃物が除かれた水分等を排出するろ過液ライン２３を有し、該ろ過液ライン２３には、血液浄化器２からのろ過液及び透析排液を排出するろ過液用の送液ポンプ５と、送液貯留容器８と、上限液位検出器１８と、下限液位検出器１７と、通気制御バルブ１１と、送液路遮断バルブ１４とが、排液ライン２６に対して各々の適宜位置に配置されている。
なお、ろ過液用の送液ポンプ５は、前記ＣＨＦではろ過液を、前記ＣＨＤでは透析排液を排出する。
【００２６】
ろ過用の補液手段５０Ｃは、置換液を患者に注入するべく、返血ライン４に接続される補液ライン２５を有し、該補液ライン２５には、置換液を患者に供給する補液用の送液ポンプ７と、送液貯留容器１０と、上限液位検出器２２と、下限液位検出器２１と、通気制御バルブ１３と、送液路遮断バルブ１６と、置換液貯留部３０とが、置換液補充ライン２８に対して各々の適宜位置に配置されている。
なお、補液用の送液ポンプ７は、前記ＣＨＤＦのほか、前記ＣＨＦでも、血液浄化器２からの血液に置換液を供給するのに対し、前記ＣＨＤでは停止状態になる。
【００２７】
そして、血液ポンプ１によって患者から取り出された血液は、採血ライン３を通り、ろ過膜Ｍを収容した血液浄化器２に導入されて老廃物等が採取され、また、血液浄化器２内では、透析液用の送液ポンプ６によって透析液が供給され、浸透による酸塩基平衡等がなされ、水分等によるろ過液及び透析排液は、ろ過液用の送液ポンプ５によって排出される。一方、血液浄化器２にてろ過及び透析が施された血液は、返血ライン４を通って患者に戻るに際し、ろ過液とほぼ同量の置換液が補液用の送液ポンプ７によって加えられ、患者に注入される。
【００２８】
ここで、本実施形態の血液浄化装置５０は、ろ過液用の送液貯留容器８、透析液用の送液貯留容器９、補液用の送液貯留容器１０の各貯留容器に接続される連結管３１、３２、３３を有するとともに、該連結管３１、３２、３３を介して移動する貯留容器８、９、１０内の空気の所定変位量を計量する一つの計量器３５とを有している。
【００２９】
具体的には、第一の連結管３１は、ろ過液用の送液貯留容器８の空気層に接続され、ろ過液用の通気制御バルブ１１を介して連結点Ｓに達し、第二の連結管３２は、透析液用の送液貯留容器９の空気層に接続され、透析液用の通気制御バルブ１２を介して連結点Ｓに達し、第三の連結管３３は、補液用の送液貯留容器１０の空気層に接続され、補液用の通気制御バルブ１３を介して連結点Ｓに達しており、この連結点Ｓは第四の連結管３４に接続されて計量器３５に達している。
【００３０】
そして、各貯留容器８、９、１０は、互いに同じ容積に設定され、この各貯留容器８、９、１０内の空気層は、該各貯留容器８、９、１０内の液層分が各通気制御バルブ１１、１２、１３、及び送液路遮断バルブ１４、１５、１６、並びに各送液ポンプ５、６、７の作動によって一時的に貯留若しくは排出されることに伴い、体積変化をきたすことになり、前記各貯留容器８、９、１０が、第一〜第三の連結管３１、３２、３３にて互いに接続され、この連結管３１、３２、３３は、第四の連結管３４を介して計量器３５に接続されていることから、計量器３５は、前記式（１）を用いることなく、移動した空気量たる前記空気層の体積変化分を除水量として計量する。この計量される除水量は、前記透析排液等による空気層の体積変化分は除かれる。なお、体積変化の精度を得るには、それに耐える強度が必要であるが、本実施形態では、大気圧〜５０ｍｍＨｇ程度の圧力範囲で変形しないものであれば、特に限定されるものではない。
【００３１】
次に、血液浄化装置５０の動作について説明する。該動作には、各通気制御バルブ１１、１２、１３と、各送液路遮断バルブ１４、１５、１６との開閉により、第一のフェーズと第二のフェーズとに区別される。
前記第一のフェーズは、各送液路遮断バルブ１４、１５、１６と、各通気制御バルブ１１、１２、１３とをともに開放するものである。
【００３２】
まず、血液ポンプ１及び各送液ポンプ５、６、７が、所定の設定流量で運転されると、ろ過液用の送液貯留容器８内に溜まっていたろ過液が、排液ライン２６を通って排出され、また、透析液用の送液貯留容器９又は補液用の送液貯留容器１０には、各減少分の透析液又は置換液が、透析液貯留部２９又は置換液貯留部３０から透析液補充ライン２７又は置換液補充ライン２８を通ってそれぞれ充填される。
次いで、ろ過液用の下限液位検出器１７が、送液貯留容器８からのろ過液の排出終了を検出する、すなわち、送液貯留容器８の空状態を検出すると、ろ過液用の通気制御バルブ１１が閉じられる。
【００３３】
そして、透析液用の上限液位検出器２０が、透析液用の送液貯留容器９への充填終了を検出すると、透析液用の通気制御バルブ１２が閉じられ、同様に、補液用の液位検出器２２が、補液用の送液貯留容器１０への充填終了を検出すると、補液用の通気制御バルブ１３が閉じられ、前記各通気制御バルブ１１、１２、１３の全てが閉じられると、第一のフェーズを終了して第二のフェーズに移行する。
該第二のフェーズは、各送液路遮断バルブ１４、１５、１６を閉塞し、各通気制御バルブ１１、１２、１３を開放するものである。
【００３４】
これにより、ろ過液用の送液貯留容器８の液位は、ろ過液用の送液ポンプ５の流量に応じて上昇するとともに、これと等量の送液貯留容器８内に貯まっている空気が連結管３１を通って排出され、連結管３２、３３、３４を介して、透析液用の送液貯留容器９、補液用の送液貯留容器１０及び計量器３５へ移動する。また、透析液用及び補液用の送液貯留容器９、１０の液位は、それぞれの送液ポンプ６、７の流量に応じて下降し、これと等量の空気が各送液貯留容器９、１０に連結管３２、３３を通って吸入される。このとき、貯留容器８内の空気層の体積の変化量が計量器３５に伝達され、この計量器３５による変化量が患者の除水量に一致する。
【００３５】
そして、ろ過液用の上限液位検出器１８が、送液貯留容器８への充填を検出する、若しくは透析液用の下限液位検出器１９が、送液貯留容器９からの排出終了を検出する、若しくは補液用の下限液位検出器２１が、送液貯留容器１０からの排出終了を検出する、又は計量器３５が、所定の計量限界に達すると、第二のフェーズを終了して第一のフェーズに移行する。
【００３６】
図２以降は、計量器３５の具体的態様について示したものであり、計量器の構成を除いた他の構成は前記血液浄化装置５０と同様のものであることから、計量器の構成について以下に詳細に説明する。
図２に示す計量器３５は、圧力計測器３７と、温度計測器３８と、圧開放バルブ３９と、連結管４０とからなる密閉系である。つまり、第四の連結管３４に接続される連結管４０は、大気に対して閉鎖されて閉鎖回路を構成しており、圧力計測器３７は、閉鎖回路内の圧力を計測し、計量器３５は、この圧力の計測値に基づいて、空気の所定変化量の一態様である圧力の変化量を求めている。また、温度計測器３８は、連結管４０を介して移動する空気の温度を計測している。
【００３７】
次に、図３に示す計量器３５は、図２に示す構成のほか、連結管４０に定量容器３６を付加したものであり、該定量容器３６は、前記閉鎖回路内の圧力の変化量の緩和を図っている。
そして、図２及び図３の計量器３５は、ボイルの法則又はボイル・シャルルの法則を利用するものである。ボイル・シャルルの気体の状態方程式は、次式（２）のように表される。
【００３８】
【数２】

【００３９】
ここで、ｐは絶対圧力、Ｖは体積、Ｔは絶対温度、Δｐ、ΔＶ及びΔＴは、それぞれｐ、Ｖ及びＴの変化分である。
そして、式（２）から体積変化分ΔＶを求めると、次式（３）のようになる。
【００４０】
【数３】

【００４１】
この式（３）において、ΔＴ＝０としたものがボイルの法則である。
よって、前記第二のフェーズの始めにおいて、圧開放バルブ３９を閉塞すると、空気部分の体積が、ろ過液用の送液貯留容器８、定量容器３６、第一〜第四の連結管３１、３２、３３、３４及び連結管４０の体積の和Ｖに相当する密閉系が成立するので、このときの圧力ｐを記憶する。
【００４２】
そして、ろ過液用の送液貯留容器８、透析用の送液貯留容器９及び補液用の送液貯留容器１０は、第一〜第四の連結管３１、３２、３３、３４で連結されているので、除水速度に応じて前記密閉系の体積が減少し、該密閉系内の圧力が上昇することが分かる。
【００４３】
ここで、体積の変化分及び前記圧力の変化分をそれぞれΔＶ、Δｐとすると、式（３）において、前記ボイルの法則からΔＴ＝０として除水量ΔＶを計算することができる。また、前記の如く記憶された圧力時点からの所要時間を計測すると、除水速度を計算することもできる。なお、圧力計測器３７には、計測範囲に限界があるので、この範囲を超えないように計量器３５の計量限界が設定される。
【００４４】
また、前記第二のフェーズ以外では、圧開放バルブ３９を開放する。ここで、前記密閉系内又はその近傍に設けられた温度計測器３８で温度を計測すると、式（３）を用い、温度変化による体積変化分の誤差を排除した、より正確な除水量ΔＶを求めることができる。
なお、第二のフェーズにおいて、密閉系の成立後直後は、各バルブ開閉の衝撃によって圧力計測が不安定になりやすいことから、前記圧力の記憶は、一定時間の経過後に行われても良いものである。そして、その間に進行している体積変化に比較してＶを十分大きく設定しておけば、この時間に生じる誤差を無視することができるが、Ｖを時間と除水速度の関数として式（３）に代入して用いることにより、より正確に計算することもできる。
【００４５】
また、図４に示す計量器３５は、図２に示す構成のほか、連結管４０にエアシリンダ４３、ピストン４４、ピストン駆動系４５、位置計測器４６を付加したものであり、該位置計測器４６は、前記閉鎖回路内におけるピストン４４の位置を計測し、計量器３５は、この位置の計測値に基づいて、空気の所定変化量の他の一態様である移動距離たるピストン４４の変位量を求めている。
【００４６】
そして、前記第二のフェーズの始めにおいて、圧開放バルブ３９を閉塞すると、ろ過液用の送液貯留容器８、透析用の送液貯留容器９及び補液用の送液貯留容器１０は、第一〜第四の連結管３１、３２、３３、３４で連結されているので、各送液貯留容器８内の空気が除水速度に応じて連結管４０を通ってエアシリンダ４３側に移動する。
【００４７】
このとき、圧力が変化しないようにピストン駆動系４５を制御すると、前記ピストン４４の変位量とエアシリンダ４３の断面積との積により除水量を計算することができる。また、計測開始時点からの所要時間を計測すると、除水速度も計算できる。なお、ピストン４４の変位量には限界があるので、この範囲を超えないように計量器３５の計量限界が設定される。
【００４８】
また、前記第二のフェーズ以外では、圧開放バルブ３９を開放する。ピストン４４は、第二のフェーズが終了する毎に初期位置に戻しても良いが、計量限界まで積算させることもできる。ここで、前記計測系内又はその近傍に設けられた温度計測器３８で温度を計測すると、式（３）を用い、温度変化による体積変化分の誤差を排除した、より正確な除水量ΔＶを
求めることができる。
【００４９】
さらに、図５に示す計量器３５は、図２〜図４に示す密閉系ではなく、連結管４０に気体流量計測器４２を付加したものであり、該気体流量計測器４２は、大気に対して開放された連結管４０の開放端を通過する空気量を計測し、計量器３５は、この空気量の計測値に基づいて、空気の所定変化量のさらに他の一態様である前記空気量の変化量を求めている。
【００５０】
前記第二のフェーズにおいて、ろ過液用の送液貯留容器８、透析用の送液貯留容器９及び補液用の送液貯留容器１０は、第一〜第四の連結管３１、３２、３３、３４で連結されているので、送液貯留容器８内の空気の体積変化に相当する量が、連結管４０を通って気体流量計測器４２に移動し、このとき空気の移動量が除水量に一致することから、流量を時間積分すれば除水量を求めることができる。
以上のように、本発明の前記各実施形態は、上記の構成としたことによって次の機能を奏するものである。
【００５１】
すなわち、前記実施形態の血液浄化装置５０は、各送液貯留容器８、９、１０の空気層が、第一〜第四の連結管３１、３２、３３、３４を介して計量器３５に接続されているので、第二のフェーズにおいて、各送液貯留容器８、９、１０内の空気層の所定の変化量が計量器３５で計量できる。すなわち、空気層の変化量が計量器３５に伝達され、この値から計測期間内の除水量を求めることによって、患者の除水量を一層正確に計測することができることから、各送液ポンプの５、６、７の流量精度の影響を受けることなく、患者の体重コントロールをより高い精度で管理することができ、治療効果と体重バランス確保との両立の一層の向上を図ることができるものである。より具体的には、本実施形態の血液浄化装置５０により、除水量の誤差は、±約５％程度にすることができ、従来に比して格段に向上していることが実験からも明らかにされている。
【００５２】
また、一つの計量器３５で前記変化量が計量されていることによって、患者の除水量を直ちに求めることができるので、スタッフによる送液ポンプ毎の頻回な計量及び調節作業が不要になって、作業の効率化をも図ることができる。なお、一部の従来の技術で利用されている如くの重量計をも使用しないので、装置使用時に血液浄化装置を安静に保つ等の配慮からも開放される。
さらに、第一のフェーズと第二のフェーズとを１サイクルとして自動的に繰り返すことによって、間欠的に正確な除水量の計量を行うことができる。
【００５３】
また、前記血液浄化装置５０の前記構成によって、透析液貯留部２９、置換液貯留部３０、及びろ過液の廃液をタンク等に溜めた場合における廃液タンク（図示省略）の状況は、除水量計測に対して直接的な影響を与えないことから、これら透析液貯留部２９、置換液貯留部３０、及び前記廃液タンクの交換が、治療を停止させることなく任意に行うことができる。
以上、本発明の一実施形態について詳説したが、本発明は前記実施形態に限定されるものではなく、特許請求の範囲に記載された発明の精神を逸脱しない範囲で、設計において種々の変更ができるものである。
【００５４】
例えば、前記実施形態における計測のためのバルブ類の制御方法は、一例を示したものであり、前記動作説明に限定されるものではなく、また、上記の如く、各貯留容器８、９、１０は、互いに同じ一定の容積に設定されることが好適であるものの、これに限定されるものではなく、さらに、ろ過液の流量が最も早いことを鑑みると、透析液用の下限液位検出器１９、補液用の下限液位検出器２１を省略することもでき、これらの場合にも前記実施形態と同様の効果を得ることができる。
また、前記計量器３５によって除水量の計量が正確に行えることを鑑みると、各送液ポンプ５、６、７のうち、少なくとも一つの送液ポンプの流量を制御することによっても、患者の除水量をより正確に制御することができる。
【００５５】
さらに、図２〜図４の計量器３５は、密閉系の計量器について示し、特に、図３の計量器３５は、定量容器３６を有するものであるが、前記式（３）において、Δｐが、徐々に、かつ、できるだけ大きく変化する程、除水量を精度良く計測できることを鑑みると、図６及び図７に示すように、密閉系の計量器３５において、複数個の定量容器３６が、連結管４０を介して互いに直列又は並列に接続させ、除水速度に応じて、各定量容器３６、３６を切り換えバルブ４７、４７で接続の選択を行えるようにさせると、いかなる除水速度でも精度良く計量できることは容易に推測できる。
【００５６】
さらに、図４の計量器３５は、体積可変容器としてエアシリンダ４３を利用した例を示しているが、本発明は、この体積可変容器の原理に限定されるものではなく、例えば、その他の体積可変容器として、ベローズ容器、メンブレンで隔壁した定量容器等を挙げることができ、この場合にも前記と同様の効果を得ることができる。
【００５７】
さらにまた、図５の計量器３５の気体流量計測器４２には、温度補正機能付きのものを含め、種々の原理を応用した製品が市販されているが、独自に製作することも可能である。特に、微少気体流量計測用の高精度のものが好適であるが、本発明は、使用する気体流量計の原理を特定するものではない。
【００５８】
なお、前記実施形態の血液浄化装置５０は、持続的血液ろ過透析法（ＣＨＤＦ）による装置であるが、透析液用の送液ポンプ６の流量を０にすると持続的血液ろ過法（ＣＨＦ）として機能し、補液用の送液ポンプ７の流量を０にすると持続的血液透析法（ＣＨＤ）として機能することから、本発明がＣＨＤＦに限定されるものではないことは明らかである。
【００５９】
【発明の効果】
以上の説明から理解できるように、本発明の持続緩除式の血液浄化装置は、患者管理に最も重要なパラメータである除水量を自動的、かつ、より高い精度で制御でき、スタッフによる頻回な計量及び調節作業を必要とせず、患者の体液量管理を適切に行いつつ、治療を安全に継続することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施形態の持続的血液ろ過透析法による血液浄化装置の構成概念図。
【図２】図１の血液浄化装置における計量器の構成図。
【図３】図２の計量器の他の実施形態の構成図。
【図４】図２の計量器のさらに他の実施形態の構成図。
【図５】図１の血液浄化装置における他の計量器の構成図。
【図６】図３の計量器の他の実施例の構成図。
【図７】図３の計量器のさらに他の実施例の構成図。
【図８】従来の持続的血液ろ過透析法による血液浄化装置の構成概念図。
【符号の説明】
５送液ポンプ（ろ過液用の送液ポンプ）
６送液ポンプ（透析液用の送液ポンプ）
７送液ポンプ（補液用の送液ポンプ）
８貯留容器（ろ過液用の貯留容器）
９貯留容器（透析液用の貯留容器）
１０貯留容器（補液用の貯留容器）
３１連結管（第一の連結管）
３２連結管（第二の連結管）
３３連結管（第三の連結管）
３４連結管（第四の連結管）
３５計量器
３６定量容器
３７圧力計測器
３８温度計測器
４２気体流量計測器
４３シリンダ
４４ピストン
４６位置計測器
５０血液浄化装置
５０Ａ透析液供給手段
５０Ｂ排液手段
５０Ｃ補液手段
５０Ｄ血液循環路[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a blood purification apparatus, and more particularly, to a continuous blood filtration method collectively referred to as a continuous slow blood purification method, a continuous hemodialysis method, and a blood purification apparatus suitable for a continuous blood filtration dialysis method. .
[0002]
[Prior art]
Patients with renal insufficiency usually suffer from decreased urine output due to decreased renal function and often become over-hydrated, requiring treatment to circulate the patient's blood extracorporeally so that the water in the body is as close to normal as possible become. This removal of water in the body is called “water removal”. Since the total body fluid change amount during the treatment is managed as a water removal amount, this water removal amount is regarded as the most important parameter in patient management.
[0003]
Here, in recent years, for the treatment of renal diseases and multiple organ failure with severe circulatory system complications, continuous blood filtration method, which is collectively called continuous slow blood purification method in the field of emergency and intensive care (Continuous hemofiltration) (hereinafter simply referred to as “CHF”), continuous hemodialysis (hereinafter simply referred to as “CHD”), or continuous hemodiafiltration (hereinafter simply referred to as “CHDF”). Each of the slow and slow blood purification methods is effective.
[0004]
The CHF flows blood through a blood purifier containing a semipermeable membrane, discharges the filtered liquid of the waste through the filtration membrane, while continuously supplementing the body with the replacement liquid, and The CHD is a continuous and slow dialysis that performs acid-base equilibrium by osmosis, and the CHDF is a small molecular weight removal ability of the CHF. In order to improve this, the dialysate is flowed to the filtrate side, and the CHF and the CHD are combined so as to obtain a dialysis effect.
[0005]
In any blood purification method, as it is said to be “sustained and slow”, the characteristic of this treatment is that blood purification is usually performed while taking several days for each treatment. It is greatly different in time scale from simple hemodialysis or blood filtration in which the time is 4 to 5 hours.
For the blood purification apparatus using the continuous slow blood purification method, for example, various techniques as disclosed in JP-A-9-10304 and JP-A-9-239024 have been proposed, and examples of the proposed technique Is shown in FIG.
[0006]
FIG. 8 is a conceptual diagram of a conventional configuration in the case where the CHDF in which the CHF and the CHD are combined is implemented in the blood purification apparatus based on the continuous slow blood purification method.
The blood purification apparatus 50 ′ includes a blood collection line 3 and a blood return line 4 that constitute a blood circulation path, a filtrate line 23 that discharges moisture and the like from which waste products have been removed, and a replacement fluid to be injected into a patient. It is comprised from the replacement fluid line 25 connected to the blood return line 4, and the dialysate line 24 which supplies a dialysate with respect to a filtrate.
[0007]
A blood pump 1 is disposed in the blood collection line 3, and a blood purifier 2 containing a filtration membrane M is disposed between the blood collection line 3 and the blood return line 4.
In the filtrate line 23, a filtrate pump 5 for draining the filtrate and dialysis drainage from the blood purifier 2, a solution storage container 8, an upper limit liquid level detector 18, and a lower limit liquid level. The detector 17, the ventilation control valve 11, and the liquid supply path cutoff valve 14 are disposed at appropriate positions with respect to the drainage line 26.
[0008]
In the replacement fluid line 25, a fluid replacement pump 7 for supplying replacement fluid to the patient, a fluid storage container 10, an upper limit liquid level detector 22, a lower limit liquid level detector 21, and a ventilation control valve 13 The liquid supply path shutoff valve 16 and the replacement liquid reservoir 30 are disposed at appropriate positions with respect to the replacement liquid replenishment line 28.
[0009]
The dialysate line 24 includes a dialysate feed pump 6 for supplying dialysate to the filtrate in the blood purifier 2, a feed reservoir 9, an upper limit level detector 20, and a lower limit level detection. The vessel 19, the ventilation control valve 12, the liquid supply passage cutoff valve 15, and the dialysate reservoir 29 are arranged at appropriate positions with respect to the dialysate replenishment line 27.
[0010]
The CHF has the blood collection line 3 and the blood return line 4, the filtrate line 23, and the replacement fluid line 25 among the above-mentioned configurations, while the CHD has the above-mentioned configuration among the above-described configurations. A blood collection line 3 and a blood return line 4, a filtrate line 23, and a dialysate line 24 are provided.
Then, the blood taken out from the patient by the blood pump 1 passes through the blood collection line 3 and is introduced into the blood purifier 2 in which the filtration membrane M is accommodated to collect waste products and the like.
[0011]
In the blood purifier 2, the dialysate is supplied by the dialysate feed pump 6 to perform acid-base equilibrium and the like, and the filtrate and dialysis drainage due to moisture and the like are sent to the filtrate pump 5 for the filtrate. Discharged by.
On the other hand, when the blood filtered and dialyzed by the blood purifier 2 returns to the patient through the return line 4, a replacement fluid of almost the same amount as the filtrate is added by a liquid feeding pump 7 for replacement fluid. Have been injected into the patient.
[0012]
[Problems to be solved by the invention]
By the way, in the prior art, when the flow rate of each liquid feed pump is controlled, the amount of liquid in each liquid feed storage container is individually measured independently. That is, the flow rate accuracy is maintained for each liquid feed pump, and this flow rate accuracy has an error of about 1% in recent technologies.
Here, as described above, the water removal amount of the renal failure patient is managed as an important parameter, and the water removal amount ΔV (L) is obtained by the following equation (1).
[0013]
[Expression 1]

[0014]
V _F (L) is the flow rate of the liquid feed pump 5 for the filtrate, V _C (L) is the flow rate of the liquid replacement pump 7 for replacement fluid, V _D (L) is the flow rate of the liquid delivery pump 6 for dialysate.
In this case, as described above, when the flow rate accuracy of each liquid delivery pump has an error of about 1%, the amount of water removal is required when performing “continuous slow type” treatment in which a certain amount of water removal is performed for a long time. However, a slight error in the flow rate of each liquid feed pump causes a large water removal amount error.
[0015]
That is, for example, when the flow rate of the filtrate is set to 5 L / hr, the flow rate of the replacement fluid is set to 2 L / hr, and the flow rate of the dialysate is set to 2.95 L / hr, 1%, V in 24 hours _F = 120 ± 1.2 (L), V _C = 48 ± 0.48 (L), V _D = 70.8 ± 0.708 (L), so when the water removal amount ΔV is calculated based on the equation (1), ΔV = 1.2 ± 2.388 (L) and the water removal amount error is actually 200. As a result, there is a problem that the risk that the patient's body fluid balance becomes abnormal is increased rather than the therapeutic effect of blood purification.
[0016]
In other words, the inventors of the present application provide any method for measuring and controlling the flow rate of each liquid pump with higher accuracy in order to manage the water removal amount more accurately than in the conventional method. Although it has been obtained new knowledge that means is necessary, the conventional technique is that the flow rate accuracy is maintained for each liquid feed pump, and the water removal amount is more accurately managed. No special consideration has been given to this point.
The present invention has been made in view of such problems, and the object of the present invention is to maintain the ability to more accurately manage the amount of water removed from the patient in the treatment of patients with renal disease and multiple organ failure. It is to provide a blood purification device relating to a slow type.
[0017]
[Means for Solving the Problems]
In order to achieve the above object, a blood purification apparatus according to the present invention comprises at least one of a dialysate supply means for dialysis and a replacement fluid means for filtration, a drainage means, and a blood circulation path. In the sustained gradual release type blood purification apparatus, each means has a storage container, and the blood purification apparatus includes a connection pipe connected to the plurality of storage containers, and the connection pipe. And a single measuring device for measuring a predetermined amount of change in the air in the storage container.
[0018]
In the blood purification apparatus of the present invention configured as described above, the storage container of each means is connected via a connecting pipe, and the predetermined change amount of the air moving between the storage containers is measured. The amount of water removed from the patient can be obtained, and the amount of water removed from the patient who needs treatment by the continuous and gradual blood purification method can be grasped more accurately, and weight control can be managed accurately. It is possible to further achieve balance with ensuring the balance. In addition, since the measurement of the predetermined change amount of the air is performed by one measuring device, frequent measurement and adjustment work for each liquid feeding pump by the staff becomes unnecessary, and the work efficiency is also improved. be able to.
[0019]
Also, in a specific aspect of the blood purification apparatus according to the present invention, each of the means has a liquid feeding pump, and the blood purification apparatus has the plurality of liquid feeding pumps based on a measured value by the measuring instrument. The flow rate of at least one liquid pump is controlled, or the meter has a pressure measuring device for measuring the pressure in the closed circuit by the connecting pipe closed to the atmosphere. It is characterized by being.
[0020]
Furthermore, another specific aspect of the blood purification apparatus according to the present invention is such that the meter has a metering container that reduces the amount of change in pressure in the closed circuit, or the metering container comprises a plurality of metering containers. Are connected to each other in series or in parallel via the connecting pipe, or the measuring device is composed of a piston and a cylinder, and has a position measuring device for measuring the position of the piston. Or the said measuring device has the temperature measuring device which measures the temperature of the air which moves via the said connection pipe, It is characterized by the above-mentioned.
[0021]
Furthermore, in another specific aspect of the blood purification apparatus according to the present invention, the measuring instrument has a gas flow rate measuring instrument that measures the amount of air passing through the open end of the connecting pipe that is open to the atmosphere. It is characterized by having.
The storage containers may have the same volume.
[0022]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. Further, in describing the embodiment, components having the same function are denoted by the same reference numerals.
FIG. 1 shows an embodiment of the present invention. Of continuous slow blood purification methods, continuous blood combined with continuous blood filtration (CHF) and continuous hemodialysis (CHD). It is a lineblock diagram of the blood purification device of this embodiment by a filtration dialysis method (CHDF).
[0023]
The blood purification apparatus 50 includes a dialysate supply means 50A for dialysis, a drainage means 50B, a replacement fluid means 50C for filtration, and a blood circulation path 50D.
The blood circulation path 50 </ b> D has a blood collection line 3 and a blood return line 4, and the blood pump 1 is in the blood collection line 3, and the blood purification containing a filtration membrane M between the blood collection line 3 and the blood return line 4. A container 2 is disposed at each appropriate position.
[0024]
The dialysate supply means 50A for dialysis has a dialysate line 24 for supplying dialysate to the filtrate, and supplies the dialysate to the filtrate in the blood purifier 2 in the dialysate line 24. Dialysate pump 6, solution reservoir 9, upper limit liquid level detector 20, lower limit liquid level detector 19, aeration control valve 12, fluid path shutoff valve 15, dialysate reservoir A portion 29 is disposed at each appropriate position with respect to the dialysate replenishment line 27.
The dialysate feed pump 6 supplies the dialysate to the filtrate in the blood purifier 2 in the CHD as well as the CHDF, whereas the CHF is stopped.
[0025]
The drainage means 50B has a filtrate line 23 that drains moisture and the like from which waste products have been removed, and the filtrate line 23 drains filtrate and dialysis drainage from the blood purifier 2. The liquid feed pump 5, the liquid feed storage container 8, the upper limit liquid level detector 18, the lower limit liquid level detector 17, the ventilation control valve 11, and the liquid feed path cutoff valve 14 are connected to the drain line 26. Are arranged at appropriate positions.
The liquid feed pump 5 for the filtrate discharges the filtrate in the CHF and the dialysis drainage in the CHD.
[0026]
The replacement fluid means 50C for filtration has a replacement fluid line 25 connected to the blood return line 4 in order to inject the replacement fluid into the patient, and the replacement fluid line 25 supplies the replacement fluid to the patient. The liquid pump 7, the liquid supply storage container 10, the upper limit liquid level detector 22, the lower limit liquid level detector 21, the aeration control valve 13, the liquid supply passage cutoff valve 16, and the replacement liquid storage unit 30 include: They are arranged at appropriate positions with respect to the replacement liquid replenishment line 28.
The replacement fluid supply pump 7 supplies the replacement fluid to the blood from the blood purifier 2 in the CHF as well as the CHDF, whereas the CHD is stopped.
[0027]
Then, the blood taken out from the patient by the blood pump 1 passes through the blood collection line 3 and is introduced into the blood purifier 2 containing the filtration membrane M to collect wastes and the like. In the blood purifier 2, The dialysate is supplied by the dialysate feed pump 6, and acid-base equilibration by osmosis is performed. The filtrate and dialysate drainage due to moisture and the like are discharged by the filtrate feed pump 5. On the other hand, when the blood filtered and dialyzed by the blood purifier 2 is returned to the patient through the blood return line 4, a replacement fluid of almost the same amount as the filtrate is added by the liquid feeding pump 7 for replacement fluid. Injected into the patient.
[0028]
Here, the blood purification apparatus 50 of the present embodiment is connected to each storage container of a filtrate-feeding liquid storage container 8, a dialysate liquid-feeding storage container 9, and a replacement fluid-feeding storage container 10. It has

pipes

31, 32, 33, and one measuring instrument 35 for measuring a predetermined amount of displacement of the air in the

storage containers

8, 9, 10 moving through the connecting

pipes

31, 32, 33. Yes.
[0029]
Specifically, the first connecting pipe 31 is connected to the air layer of the filtrate feeding container 8 and reaches the connection point S via the filtrate aeration control valve 11 to be connected to the second connecting pipe 31. The pipe 32 is connected to the air layer of the dialysate liquid supply reservoir 9 and reaches the connection point S via the dialysate aeration control valve 12. The third connection pipe 33 is a liquid supply for replacement liquid. It is connected to the air layer of the storage container 10 and reaches the connection point S via the replacement fluid ventilation control valve 13, and this connection point S is connected to the fourth connection pipe 34 and reaches the measuring device 35. .
[0030]
The

storage containers

8, 9, and 10 are set to have the same volume, and the air layer in each of the

storage containers

8, 9, and 10 has a liquid layer portion in each of the

storage containers

8, 9, and 10, respectively. The volume is changed by temporarily storing or discharging by the operation of the

ventilation control valves

11, 12, 13, the liquid supply

passage cutoff valves

14, 15, 16 and the liquid supply pumps 5, 6, 7. Thus, the

storage containers

8, 9, 10 are connected to each other through first to third connecting

pipes

31, 32, 33, and the connecting

pipes

31, 32, 33 are connected to a fourth connecting pipe 34. Therefore, the meter 35 measures the volume change of the air layer, which is the amount of moved air, as the amount of water removal without using the equation (1). This measured water removal amount excludes the volume change of the air layer caused by the dialysis drainage or the like. In addition, in order to obtain the accuracy of volume change, the strength which can withstand it is required, but in this embodiment, there is no particular limitation as long as it does not deform in the pressure range of atmospheric pressure to 50 mmHg.
[0031]
Next, the operation of blood purification apparatus 50 will be described. The operation is distinguished into a first phase and a second phase by opening and closing the

ventilation control valves

11, 12, 13 and the liquid supply

passage cutoff valves

14, 15, 16.
In the first phase, both the liquid supply

path shutoff valves

14, 15, 16 and the

ventilation control valves

11, 12, 13 are both opened.
[0032]
First, when the blood pump 1 and each of the liquid feeding pumps 5, 6, 7 are operated at a predetermined set flow rate, the filtrate accumulated in the liquid feeding storage container 8 for the filtrate passes through the drainage line 26. In addition, the dialysate storage fluid container 9 or the replacement fluid reservoir 10 supplies the reduced amount of dialysate or replacement fluid to the dialysate storage fluid reservoir 9 or the replacement fluid transport reservoir 10. Through the dialysate replenishment line 27 or the replacement liquid replenishment line 28, respectively.
Next, when the lower limit liquid level detector 17 for the filtrate detects the end of the discharge of the filtrate from the liquid feeding storage container 8, that is, when the empty state of the liquid feeding storage container 8 is detected, the ventilation control for the filtrate is performed. The valve 11 is closed.
[0033]
When the upper limit liquid level detector 20 for dialysate detects the end of filling of the dialysate liquid supply storage container 9, the aeration control valve 12 for dialysate is closed, and similarly, the liquid for replacement fluid is used. When the position detector 22 detects the completion of filling of the liquid replacement reservoir 10 for replacement fluid, the replacement fluid ventilation control valve 13 is closed, and when each of the

ventilation control valves

11, 12, 13 is closed, End the first phase and move on to the second phase.
In the second phase, the liquid supply

passage cutoff valves

14, 15, 16 are closed, and the

ventilation control valves

11, 12, 13 are opened.
[0034]
As a result, the liquid level of the filtrate-feeding storage container 8 rises according to the flow rate of the filtrate-feeding pump 5, and the air stored in the liquid-feeding storage container 8 of the same amount as this. Is discharged through the connecting pipe 31 and moves to the dialysate liquid supply storage container 9, the replacement liquid supply storage container 10 and the meter 35 via the

connection pipes

32, 33, and 34. In addition, the liquid levels of the dialysate and replacement

fluid supply reservoirs

9, 10 are lowered according to the flow rates of the respective liquid supply pumps 6, 7. 10 is sucked through the connecting

pipes

32 and 33. At this time, the amount of change in the volume of the air layer in the storage container 8 is transmitted to the meter 35, and the amount of change by the meter 35 coincides with the amount of water removed by the patient.
[0035]
Then, the upper limit liquid level detector 18 for the filtrate detects the filling of the liquid feeding storage container 8 or the lower limit liquid level detector 19 for the dialysate detects the end of the discharge from the liquid feeding storage container 9. When the replacement liquid lower limit detector 21 detects the end of discharge from the liquid-feeding storage container 10, or when the meter 35 reaches a predetermined measurement limit, the second phase is ended and Transition to one phase.
[0036]
FIG. 2 and subsequent figures show specific modes of the measuring instrument 35. Since the other configuration excluding the configuration of the measuring instrument is the same as that of the blood purification apparatus 50, the configuration of the measuring instrument will be described below. Will be described in detail.
The measuring instrument 35 shown in FIG. 2 is a closed system including a pressure measuring instrument 37, a temperature measuring instrument 38, a pressure release valve 39, and a connecting pipe 40. That is, the connecting pipe 40 connected to the fourth connecting pipe 34 is closed to the atmosphere to form a closed circuit, and the pressure measuring device 37 measures the pressure in the closed circuit, and the measuring device 35. Calculates the amount of change in pressure, which is an aspect of the predetermined amount of change in air, based on the measured value of pressure. Further, the temperature measuring instrument 38 measures the temperature of the air moving through the connecting pipe 40.
[0037]
Next, in addition to the configuration shown in FIG. 2, the metering device 35 shown in FIG. 3 is obtained by adding a metering container 36 to the connecting pipe 40. The metering container 36 is used to measure the amount of change in pressure in the closed circuit. Mitigating.
2 and 3 utilizes Boyle's law or Boyle-Charles' law. Boyle-Charle's gas equation of state is expressed by the following equation (2).
[0038]
[Expression 2]

[0039]
Here, p is an absolute pressure, V is a volume, T is an absolute temperature, and Δp, ΔV, and ΔT are changes in p, V, and T, respectively.
Then, when the volume change ΔV is obtained from the equation (2), the following equation (3) is obtained.
[0040]
[Equation 3]

[0041]
In this equation (3), the one in which ΔT = 0 is Boyle's law.
Therefore, when the pressure release valve 39 is closed at the beginning of the second phase, the volume of the air portion is changed to the liquid-feeding storage container 8 for the filtrate, the metering container 36, and the first to

fourth connection pipes

31, 32. , 33 and 34 and the closed system corresponding to the sum V of the volumes of the connecting pipe 40 is established, and the pressure p at this time is stored.
[0042]
And the liquid sending storage container 8 for filtrate, the liquid feeding storage container 9 for dialysis, and the liquid feeding storage container 10 for a replacement fluid are connected by the 1st-

4th connection pipes

31, 32, 33, 34. Therefore, it can be seen that the volume of the closed system decreases according to the water removal rate, and the pressure in the closed system increases.
[0043]
Here, assuming that the volume change and the pressure change are ΔV and Δp, respectively, the water removal amount ΔV can be calculated by ΔT = 0 from the Boyle's law in Equation (3). Further, the water removal rate can be calculated by measuring the required time from the pressure point stored as described above. In addition, since there is a limit in the measurement range in the pressure measuring instrument 37, the measurement limit of the measuring instrument 35 is set so as not to exceed this range.
[0044]
Further, the pressure release valve 39 is opened except in the second phase. Here, when the temperature is measured by the temperature measuring device 38 provided in the vicinity of the closed system or in the vicinity thereof, a more accurate water removal amount ΔV that eliminates the error of the volume change due to the temperature change using the equation (3). Can be sought.
In the second phase, immediately after the closed system is established, the pressure measurement is likely to become unstable due to the impact of opening and closing of each valve. Therefore, the storage of the pressure may be performed after a certain period of time. It is. If V is set sufficiently large compared to the volume change that has progressed in the meantime, the error occurring in this time can be ignored, but V can be expressed as a function of time and water removal rate (3 By substituting and using, it is possible to calculate more accurately.
[0045]
In addition to the configuration shown in FIG. 2, the measuring instrument 35 shown in FIG. 4 is obtained by adding an air cylinder 43, a piston 44, a piston drive system 45, and a position measuring device 46 to the connecting pipe 40. 46 measures the position of the piston 44 in the closed circuit, and the meter 35, based on the measured value of this position, is the displacement of the piston 44 as the movement distance, which is another aspect of the predetermined change amount of air. Seeking.
[0046]
When the pressure release valve 39 is closed at the beginning of the second phase, the filtrate-feeding liquid storage container 8, the dialysis liquid-feeding storage container 9, and the replacement liquid-feeding storage container 10 are Since it is connected by the fourth connecting

pipes

31, 32, 33, 34, the air in each liquid feeding storage container 8 moves to the air cylinder 43 side through the connecting pipe 40 according to the water removal speed.
[0047]
At this time, if the piston drive system 45 is controlled so that the pressure does not change, the water removal amount can be calculated from the product of the displacement amount of the piston 44 and the cross-sectional area of the air cylinder 43. Moreover, if the time required from the measurement start time is measured, the water removal speed can also be calculated. Since the displacement amount of the piston 44 has a limit, the measurement limit of the measuring device 35 is set so as not to exceed this range.
[0048]
Further, the pressure release valve 39 is opened except in the second phase. The piston 44 may be returned to the initial position every time the second phase ends, but can be integrated up to the measurement limit. Here, when the temperature is measured by the temperature measuring instrument 38 provided in or near the measurement system, a more accurate water removal amount ΔV that eliminates an error of a volume change due to a temperature change is obtained using Equation (3).
Can be sought.
[0049]
Furthermore, the measuring device 35 shown in FIG. 5 is not the closed system shown in FIGS. 2 to 4, but a gas flow measuring device 42 is added to the connection pipe 40. The amount of air passing through the open end of the connecting pipe 40 opened in this way is measured, and the measuring device 35 is based on the measured value of the amount of air, and the amount of air that is still another aspect of the predetermined change amount of air The amount of change is calculated.
[0050]
In the second phase, the liquid-feeding storage container 8 for filtrate, the liquid-feeding storage container 9 for dialysis, and the liquid-feeding storage container 10 for replacement fluid are first to fourth connecting

pipes

31, 32, 33, 34, the amount corresponding to the volume change of the air in the liquid-feeding storage container 8 moves to the gas flow rate measuring device 42 through the connecting pipe 40. At this time, the amount of movement of the air becomes the water removal amount. Since they agree with each other, the water removal amount can be obtained by integrating the flow rate over time.
As described above, the respective embodiments of the present invention have the following functions by being configured as described above.
[0051]
That is, in the blood purification apparatus 50 of the above embodiment, the air layer of each of the liquid-feeding

storage containers

8, 9, 10 is connected to the measuring instrument 35 via the first to fourth connecting

pipes

31, 32, 33, 34. Therefore, in the second phase, the predetermined change amount of the air layer in each of the liquid-feeding

storage containers

8, 9, 10 can be measured by the measuring device 35. That is, the change amount of the air layer is transmitted to the measuring device 35, and the water removal amount of the patient can be measured more accurately by obtaining the water removal amount within the measurement period from this value. Therefore, the patient's weight control can be managed with higher accuracy without being affected by the flow rate accuracy of 6 and 7, and further improvement in coexistence between the therapeutic effect and ensuring the weight balance can be achieved. . More specifically, the blood purification apparatus 50 according to the present embodiment can reduce the error of the water removal amount to about ± 5%, and it is clear from experiments that it is remarkably improved as compared with the prior art. Has been.
[0052]
In addition, since the amount of change is measured by one measuring device 35, the amount of water removed from the patient can be obtained immediately, so that frequent measurement and adjustment work for each liquid delivery pump by the staff becomes unnecessary. Also, work efficiency can be improved. In addition, since a weight scale as used in some conventional techniques is not used, it is also freed from considerations such as keeping the blood purification apparatus at rest when the apparatus is used.
Further, by automatically repeating the first phase and the second phase as one cycle, accurate water removal amount can be intermittently measured.
[0053]
Further, according to the configuration of the blood purification device 50, the status of the dialysate reservoir 29, the replacement fluid reservoir 30, and the waste liquid tank (not shown) when the filtrate waste liquid is stored in a tank or the like is measured by measuring the amount of water removed. Therefore, the replacement of the dialysate reservoir 29, the replacement fluid reservoir 30, and the waste liquid tank can be arbitrarily performed without stopping the treatment.
Although one embodiment of the present invention has been described in detail above, the present invention is not limited to the above-described embodiment, and various changes in design can be made without departing from the spirit of the invention described in the claims. It can be done.
[0054]
For example, the control method of valves for measurement in the embodiment is an example, and is not limited to the description of the operation. Further, as described above, each

storage container

8, 9, 10 is used. Are preferably set to the same constant volume, but the present invention is not limited to this. Further, in view of the fact that the flow rate of the filtrate is the fastest, the lower limit level detector for dialysate 19. The lower limit liquid level detector 21 for replacement fluid can be omitted, and in these cases, the same effect as in the above embodiment can be obtained.
Considering that the water removal amount can be accurately measured by the meter 35, the patient can be removed by controlling the flow rate of at least one of the liquid pumps 5, 6, and 7. The amount of water can be controlled more accurately.
[0055]
2 to 4 show a closed-type measuring instrument. In particular, the measuring instrument 35 of FIG. 3 has a metering container 36. In the equation (3), Δp is In view of the fact that the amount of water removal can be measured with accuracy as gradually and as greatly as possible, as shown in FIGS. 6 and 7, a plurality of metering containers 36 are connected in a sealed meter 35. By connecting in series or in parallel with each other via the pipe 40 and allowing each

metering container

36, 36 to be selected with a switching

valve

47, 47 in accordance with the water removal speed, any water removal speed can be accurately determined. It can be easily guessed that it can be measured.
[0056]
4 shows an example in which the air cylinder 43 is used as a variable volume container. However, the present invention is not limited to the principle of the variable volume container. Examples of the variable container include a bellows container and a quantitative container partitioned by a membrane. In this case, the same effect as described above can be obtained.
[0057]
Further, as the gas flow rate measuring device 42 of the measuring device 35 in FIG. 5, products applying various principles including those with a temperature correction function are commercially available, but can also be produced independently. . In particular, a highly accurate one for measuring a minute gas flow rate is suitable, but the present invention does not specify the principle of a gas flow meter to be used.
[0058]
The blood purification apparatus 50 of the above embodiment is an apparatus based on continuous blood filtration dialysis (CHDF). However, when the flow rate of the dialysate feed pump 6 is set to 0, continuous blood filtration (CHF) is performed. It is clear that the present invention is not limited to CHDF because it functions as a continuous hemodialysis method (CHD) when the flow rate of the fluid replacement pump 7 is 0.
[0059]
【The invention's effect】
As can be understood from the above explanation, the continuous gradual release type blood purification apparatus of the present invention can automatically and highly accurately control the water removal amount, which is the most important parameter for patient management, and can be frequently used by the staff. Therefore, it is possible to safely continue the treatment while appropriately managing the body fluid volume of the patient, without requiring any measurement and adjustment work.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a conceptual diagram of a configuration of a blood purification apparatus using a continuous hemofiltration dialysis method according to an embodiment of the present invention.
2 is a configuration diagram of a measuring instrument in the blood purification apparatus of FIG. 1;
FIG. 3 is a configuration diagram of another embodiment of the measuring instrument in FIG. 2;
FIG. 4 is a configuration diagram of still another embodiment of the measuring instrument in FIG. 2;
FIG. 5 is a configuration diagram of another measuring instrument in the blood purification apparatus of FIG. 1;
6 is a configuration diagram of another embodiment of the measuring instrument of FIG. 3;
7 is a configuration diagram of still another embodiment of the measuring instrument in FIG. 3;
FIG. 8 is a conceptual diagram of the configuration of a blood purification apparatus using a conventional continuous blood filtration dialysis method.
[Explanation of symbols]
5 Liquid feed pump (liquid feed pump for filtrate)
6 Liquid feed pump (liquid pump for dialysate)
7 Liquid feed pump (liquid feed pump for replacement fluid)
8. Reservoir (filtrate reservoir)
9 Storage container (dialysis fluid storage container)
10 Reservoir (reservoir reservoir)
31 Connecting pipe (first connecting pipe)
32 Connecting pipe (second connecting pipe)
33 Connecting pipe (third connecting pipe)
34 Connecting pipe (fourth connecting pipe)
35 Weighing scale
36 Metering container
37 Pressure measuring instrument
38 Temperature measuring instrument
42 Gas flow meter
43 cylinders
44 piston
46 Position measuring instrument
50 Blood purification device
50A dialysate supply means
50B drainage means
50C fluid replacement means
50D Blood circuit

Claims

In a continuous gradual release type blood purification apparatus composed of at least one of dialysate supply means for dialysis and replacement fluid means for filtration, drainage means, and blood circulation path,
Each of the means has a storage container,
The blood purification apparatus includes a connection pipe connected to the plurality of storage containers, and a single measuring device for measuring a predetermined change amount of air in the storage container that moves through the connection pipes. Blood purification device.

Each means has a liquid feed pump,
The blood purification device according to claim 1, wherein the blood purification device controls a flow rate of at least one liquid delivery pump among the plurality of liquid delivery pumps based on a measurement value obtained by the measuring instrument. apparatus.

The blood purification apparatus according to claim 1 or 2, wherein the measuring instrument has a pressure measuring instrument for measuring a pressure in a closed circuit by the connecting pipe closed to the atmosphere.

4. The blood purification apparatus according to claim 3, wherein the meter has a metering container that relaxes the amount of change in pressure in the closed circuit.

5. The blood purification apparatus according to claim 4, wherein the quantitative container is composed of a plurality, and is connected to each other in series or in parallel via the connecting pipe.

4. The blood purification apparatus according to claim 3, wherein the measuring instrument comprises a piston and a cylinder, and has a position measuring instrument for measuring the position of the piston.

The blood purification apparatus according to any one of claims 3 to 6, wherein the measuring instrument has a temperature measuring instrument for measuring a temperature of air moving through the connecting pipe.

The blood purification apparatus according to claim 1 or 2, wherein the measuring instrument has a gas flow rate measuring instrument for measuring the amount of air passing through the open end of the connecting pipe that is open to the atmosphere. .

The blood purification apparatus according to any one of claims 1 to 8, wherein the storage containers have the same volume.