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La présente invention concerne la fabrication d'un rein artifi- ciel employé dans le traitement du sang humain pour en enlever les substan- ces nuisibles qui s'y sont accumulées à cause du non-fonctionnement, ou du mauvais fonctionnement, des reins humains.
Dans le passé,la plupart des reins artificiels étaient des dispo- sitifs encombrants, compliqués,et couteaux d'appareils employés pour effectuer le transfert de l'urée du sang dans un fluide dialysant. Ces mécanismes étaient extrêmement couteux et utilisaient des tambours, extrêmement grands sur lesquels se trouvait enroulé un tube perméable, à travers lequel le sang s'écoulait en un film mince de manière à être exposé à une quantité considérable de fluide dialysant. La présente invention est dirigée vers la production d'un rein de type mobile, relativement peu couteux, dans lequel un segment de membrane dalysante est enroulé de manière appropriée en une structure compacte, portative.
L'on se rendra compte que la première considération dans tout rein artificiel doit être le fonctionnement à toute épreuve de fausses manoeuvres, et plus spécialement le fait d'assurer une intégrité absolue du conduit du sang. La présence de fuites dans le conduit perméable de sang enlève toute valeur au dispositif. Dans le cas du type de rein artifi- ciel à tambour à enroulement, il n'était en général possible de déterminer l'intégrité du tube perméable qu'après son enroulement. De nombreux autres types de reins artificielss ne peuvent être essayés de manière efficace que peu de temps avant leur emploi. On doit se rendre compte de ce que l'essai se fait d'habitude eh remplissant de sang l'élément, puisque tout autre flui- de contaminerait l'élément.
Une solution saline est inopérante comme fluide d'essai, puisqu'elle ne donne pas une décoloration visuelle du fluide de rin- çage pour signaler une fuite . Donc, il est nécessaire d'employer du sang.
Les inconvénients d'une telle limitation ne consistent pas unique- ment en une perte de temps et d'argent; temps pour remontage, et de l'argent pour main d'oeuvre et pour un nouveau sang d'amorçage, mais ils constituent surtout un danger pour la vie du malade, puisque un retard dans la dialyse pourrait être fatal, Dans certains cas, ce traitement ne s'applique qu'après avoir épuisé tous expédients chémothêrapeutiques et le malade, si on ne lui enlève pas l'excès d'urée dans le sang, serait mort en un jour ou à peu près.
Or, si un dialyseur de rein artificiel sur lequel on doit compter pour trai- ter le maldade, ne vaut rien, cela peut bien entrainer les conséquences fata- les mentionnées ci-dessus. La présente invention produit un rein étanche, lequel s'il n'y a pas de dégâts anormaux occasionnés par le transport, ac- complira toujours la tâche à laquelle il est destiné.
De plus, l'invention permet la production d'un rein artificiel qui est d'un prix si bas et d'installation si facile, que personne ne songe- ra à renoncer à une dialyse proposée à cause du prix d'un élément supplémen- taire ou à cause de la durée requise pour son installation.
En général, on peut se rendre compte de l'importance qu'il y a d'avoir un rein étanche en pensant qu'un malade peut perdre tout son sang et mourir en l'espace de quelques minutes aux taux d'écoulement utilisées environ 200 cm3 par minute. L'intégrité du rein artificiel doit être extrê- mement élevée puisqu'une dialyse donnée se fait pendant un laps de temps considérable, un laps de temps de quatre à cinq heures n'étant pas rare.
La structure de rein artificiel envisagée par la présente invention comprend deux tubes plats en cellulose enroulés entre des écrans non-toxiques en fibres de verre. La structure formée par les tubes et écrans est ensuite enroulée de manière serrée mais uniforme autour d'elle-même et est munie de connexions appropriées venant du corps du malade traité et conduisant vers
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'le corps du malade. Le sang est pompé par le tubage cellulosique tandis que le fluide de rinçage est pompé transversalement à travers les écrans.
L'invention sera maintenant expliquée en se reportant aux dessins ci-joints dans lesquels la figure 1 est une vue schématique du système portatif de rein artificiel montré à l'état opératoire.
La figure 2 est une vue sectionnelle d'un élément de construction de la partie dialysante d'un rein artificiel.
La figure 3 est une vue sectionnelle du dialyseur, et la figure 4 est une vue agrandie, fragmentaire, sectionnelle de l'une des connexions entre les conduits de sang venant du patient et allant 'vers le patient et la membrane dialysante du rein artificiel.
La figure 11 montre une vue schématique d'un système de rein arti- ficiel. On produit l'écoulement du sang prélevé d'une artère, par exemple de l'artère radiale, dans le dialyseur par la pompe BP. Dans le mode de réalisation préféré, on prévoit au moins deux passages du sang dans le dia- lyseur. L'emploi d'une pluralité de passages à travers le dialyseur permet un fonctionnement continu malgré les fuites inattendues se produisant dans l'un des passages, dues par exemple à la manipulation brutale pendant le transport mentionnée ci-dessus.
Des moyens d'admission sont prévus à l'avant des pompes pour per- mettre l'addition de sang d'amorçage et les mesures de la tension à l'in- térieur du dispositif de rein artificiel. L'introduction de sang d'amorçage est nécessaire pour remplir l'unité avant de la connecter au malade.
La pompe de sang, désignée par BP, est une pompe "à doigts" telle que fabriquée par Sigmamotor Cq. de Middleport, New York. Cette pompe tra- vaille à l'extérieur du conduit dans lequel le sang s'écoule et supprime ainsi la nécessité d'un nettoyage gênant et coûteux du système. L'emploi de ce type de pompe dans lequel les organes "à doigts" F sont animés de manière continue d'un mouvement alternatif contre une plaque de support apte à être mise en position pour "repousser " le sang ' le long des conduit CA permet d'obtenir un écoulement égal dans les deux membranes, quel- que soient les variations de la résistance.
Le sang sous pression est alors envoyé dans le dialyseur dans lequel il est mis en contact avec une solution de rinçage ou dialysante qui comprend en général des solutions salines ou divers autres sels et ali- ments physiologiques.
Une composition préférée de fluide dialysant comprend par litre d'eau :
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Le fluide dmalysant est mis en circulation par une pompe montrée en-dessous du récipient de rinçage SP, le fluide pénétrant dans le dialyseur au fond d'une enceinte cylindrique et débordant à la partie supérieure pour
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retourner dans le réservoir de rinçage pour être remis en circuit. La flui- de est chauffé à environ 39 C et est oxygéné (10 % CO2 dans O2) pour mainte- nir le sang dans un état favorable pour re-admission dans le corps. Après contact avec le liquide dialysant à travers la membrane perméable, le sang est conduit à une paire d'éléments "piège à air-filtre-égouttoir", après quoi les deux courants de sang sont assemblés et introduits dans une veine du malade.
Les éléments "piège à air-filtre-égouttoir" sont munis d'ouvertu- res de ventilation se prolongeant vers le haut pour chasser toutes bulles qui ont pu être retenues.. La lettre J désigne des points dans les conduits menant au dialyseur et partant de celui-ci, permettant la substitution ra- pide d'un élément alternatif,,
Une portion du dialyseur est montrée dans la figure 3.
L'on se rendra compte que le dialyseur comprend une enceinte externe H ouverte à la partie supérieure, adaptée à contenir le fluide dialysant ou de rinçage mis en circulation par la pompe qui délivre du liquide au fond central de H, le trajet du fluide étant indiqué par des flèches .La partie, opératoire du dialyseur comprend une paire de tubes ou cloisons faites en une membrane transparente, flexible, perméable, cette membrane permettant le passage à travers elle dans chaque direction, de substances à ions telles que les solutions salines mentionnées ci-dessus, ou l'urée nocive contenue dans le sang.
Cependant, la membrane ne permet pas le passage à travers elle, 1 de molécules plus grosses, telles que les protéines, et évidemment des cel- lules du sango Dans le mode de réalisation illustré, les segments de tube 10, chacun ayant une longueur d'environ 9 mètres et consistant en un tube cellulosique tel que le Visking XM-151, sont disposés entre les écrans 11 de fibre de verre recouverts de vinyle. Le mode préféré de réalisation pré- sente deux couches d'écrans sur l'un des côtés de tubes 10 et une seule de l'autre côté, les couches étant maintenues en relation espacée au moyen de quatre couches de bandes d'écrans analogues insérées entre les couches de protection 11 comme montré en lla dans la figure 2.
Lorsque l'écran de séparation est enroulé de manière à donner une forme cylindrique, trois épaisseurs d'écrans de séparation sépareront chaque spire du tube 10 pour ne pas obstruer de trop l'écoulement du fluide de rinçage. La séparation est cousue aux bords supérieurr- et inférieure et le long de sa ligne médiane pour former une enveloppe ou carter tubulaire plat, perforé, à chambres, pour
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les deux tubes cellulosiqu dialysants 10.
Des ajutages d'admission sont prévus sur le tube 10, adjacents à un noyau de récipient H ainsi que des ajutages.. de sortie, comme montré en 14, la structure des deux ajutages étant essentiellement celle montrée à une échelle plus grande dans la figure 4.
La structure de la figure 4, comprend un tube de vinyle 15 qui se réfère aussi bien au tube partant de la pompe BP qu'au tube menant aux éléments "piège à air-filtre-égouttoir". Il a été trouvé que ces ajutages (tube 15 aux carters 10) sont des éléments particulièrement critiques dans la fabrication d'un dialyseur étanche.
Dans le mode usuel d'assemblage, ce tubage présente un alésage d'environ 0,140 pouce et une épaisseur de paroi d'environ 0,035 pouce. Un adapteur rigide 16 qui dans le mode de réalisation-illustré est en nylon, est inséré dans l'extrémité du tube de vinyle 15. L'adapteur 16 possède un diamètre externe un peu plus grand que le diamètre interne du tube 15 afin de pouvoir y être tenu de manière serrée. Le montage de l'adapteur 16 dans le tube 15 est tel qu'il s'étend sur une distance appréciable à l'ex- térieur du tube 15 et la partie prolongée est recouverte d'un manchon élas- tique 17. Le manchon élastique 17 est fait en caoutchouc et possède un diamè- tre interne un peu plus petit que le diamètre externe de l'adapteur 16 pour
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pouvoir entourer l'adapteur 16 d'une manière serrée.
Une enveloppe,en cellulose 18,qui à l'état dilaté à un diamètre légèrement supérieur à un pouce et présente une épaiseur telle (environ 0,001 pouce) qu'elle soit plate, est enroulée sur le tube 14, et dans cet étant elle aura une largeur d'environ 1-3/4 Pouce.
Lors de la fabrication, le carter 18 est enroulé( de manière uniforme autour de l'adapteur 16 en forme de manchon afin de réduire au minimum l'effort, puisque c'est à ce point particulier que les fuites se produisent le plus souvent. Le carter 18 monté de manière lâche est tenu en place par un collier élastique 19,
Le collier élastique 19 dans le mode de réalisation préféré, est similaire au manchon élastique 17, étant fait en caoutchouc et ayant des diamètres interne et externe identiques à ceux du manchon 17 afin d'obtenir un montage serré sur le carter 18. Le collier élastique 19 est rapidement assemblé comme montré, en le montant sur le tube 15 sur l'extrémité non- firée de la pièce de connexion J.
Une seconde buselure 20 coopère avec le collier élastique 19 dans le carter 18 qui serre de manière étroite contre la buselure élastique 17, cette buselure 20 étant également assemblée en lui faisant entourer le tube 15 depuis l'extrémité libre munie du joint J. La buselure 20 est fai- te en caoutchouc, mais possède un diamètre interne plus petit que celui de?-la buselure 17 et collier 19,en fixant ainsi le carter 18 à la buselure 17 par une pression exercée de manière uniforme le long du segment 16 entouré par la buselure 17dLors de là fabrication,la buselure 20 est enroulée sur elle-mê- me et est montée sur le tube 15 avant d'enrouler le carter 18 sur l'adapteur élastique 16 équipé de la buselure.Ainsi,
immédiatement après que le collier 19 a été placé sur le carter 18 pour le=tenir en place,la pression supplémen- taire et uniforme de la buselure 20 pourra être exercée.
Pour ancrer davantage en place le carter ' 18 sur l'adapteur 16 dans un montage étanche, des bandes non-élastiques 21 (obtenues par exemple en formant des noeuds sur des segments de fil) sont placées sur la buselure 20. Des bandes de fil 21 sont espacées, et sont placées de chaque côté du collier 19.
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Ainsi,un joint de caoutchouc-cellulose-caoutohouc est réalisé dans le mode de construction illustré, lequel permet à des forces uniformes dé compression de s'exercer sur la membrane perméable, en éliminant prati- quement les possibilités de fuites. Egalement la formation d'un joint reliant les extrémités du tube 15 et du carter 18 permet un écoulement direct de sang n'aboutissant pas en une application d'efforts inégaux sur le car- ter 18 pendant le dialyse. Tout joint dans la paroi du carter 18 pourrait produire de tels efforts qui auraient pour résultat une rupture du carter 18 pendant la longue période de dialyse.
Puisque l'obtention d'une structure absolument étanche est essentielle, l'assemblage de longs tubes-écrans obtenu comme décrit ci-des- sus est ensuite dilaté en appliquant momentanément une pression d'air de l'ordre de 0,5 livre par pouce carré. Si l'on omet cette phase, il a été trouvé que des essais de pression subséquents de l'asemblage de tubes en serpentin peuvent provoquer de petites perforations dans le carter cellu- losique.
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Fabrication.
Dans la fabrication de l'élément dialyseur, on produit une struc- ture compacte en partant de l'assemblage d'une longueur de 9 mètres d'une enveloppe comprenantles écrans 11 et tubes 10, en enroulant les écrans 11 sur eux-mêmes autour d'un noyau cylindrique 12. Pour obtenir les meilleurs résultats, cet enroulement doit se faire sous tension constante. Avant l'en- roulement, le tube est muni avec l'ajutage de connexion de la figure 4.
Après enroulement, l'élément est soumis à des essais sous pression avec de l'air à une pression d'environ 3-1/2 livres par pouce carré, pour dilater le tube 10. Ensuite, l'élément est stérilisé au gaz et est emballé pour em- pêcher la contamination. Dans ce but, du coton stérile est placé dans les extrémités du tube 15 aux joints Jo L'enroulement est maintenu sous la for- me d'un serpentin par des bandes ou fermetures appropriées placées autour de sa circonférence. De plus, une enceinte H peut être prévue pour la proté- ger pendant le transport.
Fonctionnement.
Le tube dialyseur est d'abord complètement humidifié en provoquant l'écoulement du fluide de rinçage. On fait ensuite pomper une solution d' électrolyte par le tube dialysant pour le dilater graduellement.'La teneur en sel de la solution d'électrolyte n'a pas d'importance, car elle attein- dra rapidement l'équilibre avec le fluide dialysant. Cependant, les derniers six litres de la solution d'électrolyte doivent être isotoniques ( par exem- ple, 0,7 % NaCl) et aucune quantité d'air ne doit être pompée dans le rein.
Si on le désire, le dialyseur peut être essayé pour les fuites en pompant environ 100 cm3 de sang héparinisé suivi d'une nouvelle quantité de solution saline. A cette dernière quantité de solution saline on doit ajouter une petite quantité d'héparine.
Le malade reçoit la canule environ une heure avant sa connexion au rein artificiel pour réduire au minimum la probabilité de figeage dans les blessures. La canule veineuse est d'abord insérée, chaque canule conte- nant une solution saline et une petite quantité d'héparine, la connexion veineuse étant un peu plus élevée que la connexion artérielle pour simuler la résistance qui pourra être rencontrée plus tard dans la veine. Avant la canulation artérielle, le malade est héparinisé (environ 80 mgr. par malade moyen).
Le rein artificiel est ensuite amorcé avec environ un litre de sang citrate de la banque, renfermant également une petite quantité d'hépa- rine.
On fait alors circuler le sang du malade à travers le rein, le taux étant déterminé par un examen visuel des éléments "piège à air-filtre- égouttoir" et réglé par des dispositifs conventionnels de rétrécissement à tubes. D'ordinaire on administre de l'héparine en faible quantité pendant la diâlyse,la durée de figeage du malade étant vérifiée de temps en temps.
La description détaillée qui précède n'a été donnée que pour la facilité de sa compréhension, et on ne doit pas en déduire des limitations inutiles de la portée de l'invention.
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The present invention relates to the manufacture of an artificial kidney used in the processing of human blood to remove therefrom harmful substances which have accumulated therein due to the non-functioning, or malfunction, of the human kidneys.
In the past, most artificial kidneys were cumbersome, complicated, and knife-edged devices used to transfer urea from blood to dialysis fluid. These mechanisms were extremely expensive and used extremely large drums on which was wound a permeable tube, through which the blood flowed in a thin film so as to be exposed to a considerable amount of dialysing fluid. The present invention is directed to the production of a relatively inexpensive mobile-type kidney in which a segment of dalysant membrane is suitably coiled into a compact, portable structure.
It will be appreciated that the first consideration in any artificial kidney must be the foolproof operation of false maneuvers, and more especially the fact of ensuring absolute integrity of the blood duct. The presence of leaks in the permeable blood conduit renders the device of all value. In the case of the wound drum type artificial kidney, it was generally possible to determine the integrity of the permeable tube only after it was wound. Many other types of artificial kidneys cannot be tried effectively until a short time before they are used. It should be realized that the test is usually done by filling the element with blood, since any other fluid would contaminate the element.
Saline solution is ineffective as a test fluid, since it does not give a visual discoloration of the flushing fluid to indicate a leak. So, it is necessary to use blood.
The disadvantages of such a limitation are not only a waste of time and money; time for reassembly, and money for labor and for a new priming blood, but they constitute above all a danger for the patient's life, since a delay in the dialysis could be fatal, In some cases, this treatment only applies after having exhausted all chemotherapeutic expedients and the patient, if one does not remove the excess of urea in the blood, would have died in a day or so.
However, if an artificial kidney dialyzer, on which one must rely to treat the patient, is worthless, it may well lead to the fatal consequences mentioned above. The present invention produces a sealed kidney which, if there is no abnormal damage caused by transport, will still perform the task for which it is intended.
In addition, the invention enables the production of an artificial kidney which is so inexpensive and so easy to install that no one will consider forgoing a proposed dialysis because of the cost of an additional component. - silent or because of the time required for its installation.
In general, one can appreciate the importance of having a tight kidney by thinking that a patient can lose all of their blood and die within a few minutes at the flow rates used approximately. 200 cm3 per minute. The integrity of the artificial kidney must be extremely high since a given dialysis is performed for a considerable period of time, a period of four to five hours is not uncommon.
The artificial kidney structure envisioned by the present invention comprises two flat cellulose tubes wound between non-toxic glass fiber screens. The structure formed by the tubes and screens is then wound tightly but evenly around itself and provided with suitable connections coming from the body of the patient being treated and leading to
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'the patient's body. The blood is pumped through the cellulose tubing while the flushing fluid is pumped crosswise through the screens.
The invention will now be explained with reference to the accompanying drawings in which Figure 1 is a schematic view of the portable artificial kidney system shown in operation.
Figure 2 is a sectional view of a structural component of the dialysis portion of an artificial kidney.
Figure 3 is a sectional view of the dialyzer, and Figure 4 is an enlarged, fragmentary, sectional view of one of the connections between the blood conduits coming from the patient and going to the patient and the dialysing membrane of the artificial kidney.
Figure 11 shows a schematic view of an artificial kidney system. Blood taken from an artery, for example from the radial artery, is produced to flow into the dialyzer by the BP pump. In the preferred embodiment, at least two blood passages are provided through the dialysis machine. The use of a plurality of passages through the dialyzer allows continuous operation despite unexpected leaks occurring in one of the passages, due for example to the rough handling during transport mentioned above.
Inlet means are provided at the front of the pumps to allow addition of priming blood and measurements of the tension inside the artificial kidney device. The introduction of priming blood is necessary to fill the unit before connecting it to the patient.
The blood pump, referred to as BP, is a "finger" pump as manufactured by Sigmamotor Cq. of Middleport, New York. This pump works outside the conduit through which the blood flows and thus eliminates the need for troublesome and expensive cleaning of the system. The use of this type of pump in which the "finger" members F are continuously reciprocated against a support plate adapted to be placed in position to "push" the blood along the ducts CA allows to obtain an equal flow in the two membranes, whatever the variations in resistance.
The pressurized blood is then sent to the dialyzer where it is contacted with a rinsing or dialysing solution which generally includes saline solutions or various other salts and physiological foods.
A preferred composition of dialysing fluid comprises per liter of water:
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<tb> NaCl <SEP> 570 <SEP> gr
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<tb> NaHCO3 <SEP> 300 "
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CaCl2 <SEP> 28 <SEP> gr.
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MgCl2 <SEP> 15 <SEP> gr.
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The analyzing fluid is circulated by a pump shown below the rinsing vessel SP, the fluid entering the dialyzer at the bottom of a cylindrical enclosure and overflowing at the top to
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return to the rinsing tank to be switched on again. The fluid is heated to about 39 C and is oxygenated (10% CO2 in O2) to keep the blood in a condition favorable for re-admission into the body. After contact with the dialysing fluid through the permeable membrane, the blood is led to a pair of "air trap-filter-drip tray" elements, after which the two blood streams are assembled and introduced into a patient's vein.
The "air trap-filter-drip tray" elements are provided with ventilation openings extending upwards to expel any bubbles that may have been retained. The letter J designates points in the ducts leading to and from the dialyzer. of the latter, allowing the rapid substitution of an alternative element,
A portion of the dialyzer is shown in Figure 3.
It will be appreciated that the dialyzer comprises an outer enclosure H open at the top, adapted to contain the dialysing or rinsing fluid circulated by the pump which delivers liquid to the central bottom of H, the path of the fluid being indicated by arrows. The operative part of the dialyzer comprises a pair of tubes or partitions made of a transparent, flexible, permeable membrane, this membrane allowing the passage through it in each direction, of ionic substances such as the saline solutions mentioned above, or the harmful urea contained in the blood.
However, the membrane does not allow the passage through it, 1 of larger molecules, such as proteins, and of course Sango cells. In the illustrated embodiment, the tube segments 10, each having a length of 'About 9 meters and consisting of a cellulosic tube such as Visking XM-151, are disposed between the screens 11 of vinyl coated fiberglass. The preferred embodiment has two layers of screens on one side of the tubes 10 and only one on the other side, the layers being kept in spaced relation by means of four layers of inserted like screen strips. between the protective layers 11 as shown at 11a in figure 2.
When the separation screen is rolled up so as to give a cylindrical shape, three layers of separation screens will separate each turn of the tube 10 so as not to obstruct too much the flow of the flushing fluid. The partition is sewn at the top and bottom edges and along its midline to form a flat, perforated, chambered tubular casing or casing for
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the two dialysis cellulose tubes 10.
Inlet nozzles are provided on tube 10, adjacent to a container core H as well as outlet nozzles, as shown at 14, the structure of the two nozzles being essentially that shown on a larger scale in the figure. 4.
The structure of FIG. 4 comprises a vinyl tube 15 which refers both to the tube leaving the BP pump and the tube leading to the "air trap-filter-drip tray" elements. These nozzles (tube 15 to housings 10) have been found to be particularly critical elements in the manufacture of a sealed dialyzer.
In the usual mode of assembly, this tubing has a bore of about 0.140 inch and a wall thickness of about 0.035 inch. A rigid adapter 16, which in the illustrated embodiment is made of nylon, is inserted into the end of the vinyl tube 15. The adapter 16 has an outside diameter a little larger than the inside diameter of the tube 15 in order to be able to be held to it tightly. The mounting of the adapter 16 in the tube 15 is such that it extends an appreciable distance outside the tube 15 and the extended part is covered with an elastic sleeve 17. The elastic sleeve 17 is made of rubber and has an internal diameter a little smaller than the external diameter of the adapter 16 for
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be able to surround the adapter 16 in a tight manner.
An envelope, of cellulose 18, which in the expanded state to a diameter slightly greater than one inch and has such a thickness (about 0.001 inch) as to be flat, is wound on the tube 14, and in this being it will have a width of about 1-3 / 4 Inch.
During manufacture, the housing 18 is wrapped (evenly around the sleeve-shaped adapter 16 in order to minimize stress, since it is at this particular point that leaks most often occur. The loosely mounted housing 18 is held in place by an elastic collar 19,
The elastic collar 19 in the preferred embodiment is similar to the elastic sleeve 17, being made of rubber and having internal and external diameters identical to those of the sleeve 17 in order to obtain a tight fit on the housing 18. The elastic collar 19 is quickly assembled as shown, mounting it on the tube 15 on the unfinished end of the connection piece J.
A second nozzle 20 cooperates with the elastic collar 19 in the casing 18 which tightens against the elastic nozzle 17, this nozzle 20 also being assembled by making it surround the tube 15 from the free end provided with the seal J. The nozzle 20 is made of rubber, but has an internal diameter smaller than that of the nozzle 17 and collar 19, thereby securing the housing 18 to the nozzle 17 by pressure exerted uniformly along the surrounded segment 16. by the nozzle 17d During manufacture, the nozzle 20 is wound on itself and is mounted on the tube 15 before winding the housing 18 on the elastic adapter 16 equipped with the nozzle.
immediately after collar 19 has been placed over housing 18 to hold it in place, additional and even pressure from nozzle 20 may be exerted.
To further anchor the casing 18 on the adapter 16 in a sealed assembly, non-elastic bands 21 (obtained for example by forming knots on segments of wire) are placed on the nozzle 20. Bands of wire 21 are spaced apart, and are placed on each side of the collar 19.
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Thus, a rubber-cellulose-rubber seal is made in the illustrated construction mode, which allows uniform compressive forces to be exerted on the permeable membrane, virtually eliminating the possibility of leaks. Also the formation of a seal connecting the ends of tube 15 and casing 18 allows for direct flow of blood not resulting in uneven stress being applied to casing 18 during dialysis. Any seal in the wall of casing 18 could produce such stresses which would result in rupture of casing 18 during the long period of dialysis.
Since obtaining an absolutely airtight structure is essential, the assembly of long tube-screens obtained as described above is then expanded by momentarily applying an air pressure of the order of 0.5 pounds per. square inch. If this phase is omitted, it has been found that subsequent pressure testing of the coil tube assembly can cause small perforations in the cell casing.
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Manufacturing.
In the manufacture of the dialyzer element, a compact structure is produced by starting from the assembly of a length of 9 meters of a casing comprising the screens 11 and tubes 10, by winding the screens 11 on themselves around. of a cylindrical core 12. To obtain the best results, this winding must be done under constant tension. Before winding, the tube is provided with the connection nozzle of figure 4.
After coiling, the element is pressure tested with air at a pressure of about 3-1 / 2 pounds per square inch, to expand tube 10. Next, the element is gas sterilized and is packaged to prevent contamination. For this purpose, sterile cotton is placed in the ends of the tube 15 at the joints. The coil is held in the form of a coil by suitable bands or closures placed around its circumference. In addition, an enclosure H can be provided to protect it during transport.
Operation.
The dialyzer tube is first completely wetted, causing the flushing fluid to flow. An electrolyte solution is then pumped through the dialysis tube to gradually expand it. The salt content of the electrolyte solution is not important, as it will quickly reach equilibrium with the dialysis fluid. . However, the last six liters of the electrolyte solution should be isotonic (eg 0.7% NaCl) and no amount of air should be pumped into the kidney.
If desired, the dialyzer can be tested for leaks by pumping out approximately 100 cc of heparinized blood followed by a further amount of saline. To this last quantity of saline solution a small quantity of heparin should be added.
The patient receives the cannula about an hour before it is connected to the artificial kidney to minimize the likelihood of freezing in wounds. The venous cannula is first inserted, each cannula containing saline and a small amount of heparin, with the venous connection being a little higher than the arterial connection to simulate the resistance that may be encountered later in the vein. . Before arterial cannulation, the patient is heparinized (about 80 mgr. Per average patient).
The artificial kidney is then primed with about a liter of citrated blood from the bank, also containing a small amount of heparin.
The patient's blood is then circulated through the kidney, the rate being determined by visual examination of the "air trap-filter-drip tray" elements and regulated by conventional tube narrowing devices. Usually a small amount of heparin is administered during the dialysis, the duration of the patient's freezing being checked from time to time.
The foregoing detailed description has been given only for the convenience of its understanding, and unnecessary limitations should not be inferred from the scope of the invention.