FR2570948A1

FR2570948A1 - Instrument de dialyse utilisant une pompe cote produit de dialyse, pour entrainer des fluides corporels

Info

Publication number: FR2570948A1
Application number: FR8514533A
Authority: FR
Inventors: Stephen A Ash
Original assignee: Ash Access Technology Inc
Current assignee: Ash Access Technology Inc
Priority date: 1984-10-01
Filing date: 1985-10-01
Publication date: 1986-04-04
Also published as: US4661246A; JPS61119275A; FR2570948B3; DE3535036A1

Abstract

A.INSTRUMENT DE DIALYSE A SIMPLE ACCES. B.INSTRUMENT DE DIALYSE CARACTERISE EN CE QU'IL COMPREND UN CATHETER UNIQUE 41 DESTINE A RECEVOIR DES LIQUIDES CORPORELS; UN DIALYSEUR 33 COMPORTANT UN COTE LIQUIDE CORPOREL MUNI D'UN ORIFICE D'ENTREE 34 ET D'UN ORIFICE DE SORTIE 35, AINSI QU'UN COTE PRODUIT DE DIALYSE MUNI D'UN ORIFICE D'ENTREE 36 ET D'UN ORIFICE DE SORTIE 37; DES MOYENS DE STOCKAGE 43 DU PRODUIT DE DIALYSE SERVANT AU DIALYSEUR 33; ET DES MOYENS DE POMPAGE 56 DU PRODUIT DE DIALYSE 37 DANS LE DIALYSEUR 33. C.L'INVENTION S'APPLIQUE DANS LE DOMAINE MEDICAL DE L'HEMODIALYSE.

Description

Instrument de dialyse utilisant une pompe côté produit

de dialyse, pour entraîner des fluides corporels ".

Dans le domaine des instruments médi-

caux de traitement des fluides corporels, l'invention con- cerne un instrument permettant d'effectuer une hémodialyse, et plus précisément un instrument de dialyse utilisant une pompe côté produit de dialyse, pour entraîner les fluides corporels. L'approche habituelle pour effectuer une dialyse à simple accès consiste à pomper le sang dans le dialyseur par une pompe à rouleaux placée sur l'artère ou sur le tubage d'arrivée de sang. Le vaisseau veineux comporte un tubage rempli d'air conduisant à un manomètre et à une pince de blocage aval. La lecture du manomètre permet de contr6ler le débit et le volume de sang arrivant au dialyseur. A l'arrivée du sang dans le dialyseur, le vaisseau veineux est bloqué, et l'on démarre la pompe à sang de sorte que le volume et la pression du sang augmentent dans le dialyseur et dans la chambre de

goutte-à-goutte veineuse.

La relation entre la pression et le volume à l'intérieur du dialyseur, est déterminée par la "souplesse" ou la "raideur" du dialyseur. A la sortie du

sang, la pompe à rouleaux est stoppée et la pince de blo-

cage veineuse est ouverte. L'évacuation du sang est com-

plètement "passive". Le volume intérieur du dialyseur et de la chambre de goutte-à-goutte diminue. Le degré de vidange du dialyseur est indiqué parla chute de pression

dans la chambre de goutte-à-goutte veineuse. La même rela-

tion entre pression et volume à l'intérieur du dialyseur, est définie par la courbe de "souplesse" du dialyseur. La chambre de goutte-à-goutte veineuse elle-même sert d'accumulateur" important. Lorsqu'on utilise une dialyse

à fibre creuse, le patient ou l'infirmière doivent s'assu-

rer que le levier air-sang contenu dans la chambre de goutte-à-goutte ne sort pas de la chambre pour pénétrer

dans le tube de sortie et cheminer vers le patient.

En variante, on peut utiliser un appa-

reil de contr6le ultrasonique ou optique pour surveiller le niveau du sang dans la chambre de goutte-à-goutte. Si 1' on utilise une chambre de goutte-à-goutte artérielle pour surveiller la pression dans le tube d'arrivée de sang au dialyseur (pour mesurer la résistance ou la coagulation du dialyseur), l'interface air-sang de la chambre doit également être surveillé. En résumé, la mise en oeuvre d'un adaptateur standard "à simple accès" sur un système de dialyse, augmente la complexité de la dialyse. C'est en partie pour cette raison que la dialyse à simple accès est

rarement utilisée pour des dialyses à domicile.

Dans le système décrit ici, le volume de sang contenu dans le dialyseur est également lié à la

pression à l'intérieur du dialyseur par la courbe de sou-

plesse. Cependant, plut6t que de mesurer le degré de rem-

plissage du dialyseur par les variations de pression dans la chambre de goutte-à-goutte veineuse, le système mesure

directement le débit de sang entrant et sortant du dialy-

seur. On utilise un dialyseur à plaques du commerce (Cobe 1,6M2), à courbe de souplesse connue. Deux débitmètres optiques sont utilisés, l'un étant placé sur le tubage d'arrivée de sang (artériel), et l'autre étant placé sur le tubage de sortie de sang (veineux). Les détecteurs optiques mesurent le débit de sang et la teneur en particules anormales. Lorsque le dialyseur se remplit, la pression interne augmente et le débit de sang incident diminue. Le dialyseur se vide de façon passive. Le débit diminue lorsque le volume de sang à l'intérieur du dialyseur diminue. On optimise le degré de remplissage et de vidange du dialyseur, ainsi que le débit de sang,

en surveillant le débit aussi bien qu'en utilisant l'an-

cienne méthode consistant à mesurer la pression dans la

chambre de goutte-à-goutte veineuse.

Avec un tubage en PVC, une pompe à rouleaux standard présente une pression négative maximum (d'environ -450mmHg) et une pression positive pouvant dépasser 1000 mmHg. Ainsi, une pompe à rouleaux artérielle, telle que celle utilisée dans les instruments de dialyse selon l'art antérieur, peut exercer une pression fortement négative sur une aiguille de fistule ou un cathéter, en cas de blocage ou d'affaissement veineux. En l'absence

d'une chambre de goutte-à-goutte "artérielle" et d'un dis-

positif de contr6le de pression, un dialyseur coagulé pla-

cé en face de la pompe peut recevoir des pressions positi-

ves très élevées. Le système décrit ici utilise une pompe à rouleaux sur le tube de débit de sortie du produit de

dialyse, pour dilater les membranes du dialyseur et en-

trainer le sang dans ce dialyseur. Ainsi, la pression de

part et d'autre de la membrane est soustraite de la pres-

sion négative maximum créée par la pompe à rouleaux, ce qui diminue cette pression de 100 à 200 mmHg. De plus, la pression maximum vers l'avant ne peut être appliquée au

dialyseur que sur les éléments situés du côté dialyse. En-

fin, les membranes du dialyseur amortissent certaines variations de débit, de manière à produire un débit de

sang plus régulier dans le dialyseur.

Les brevets U.S.A n 4 071 444 et

2Z570948

4 348 283 décrivent des dialyseurs à va-et-Nient utili-

sant une suspension soluble. Une autre machine de dialyse est mendue par Drake Willock sous le n0 de modèle 8506/8505/5502, cette machine étant semblable au système décrit ici en ce que la dialyse à simple aiguille est

effectuée en commandant le débit de sang entrant et sor-

tant alternativement par une piqure intra-veineuse à sim-

ple aiguille; cependant, le modèle de Drake Willock nécessite l'utilisation d'une chambre de goutte-a-goutte veineuse alors que le système selon les Brevets U.S.A ci-dessus utilise une pompe sanguine au lieu d'une pompe

à produit de dialyse.

Une autre machine de dialyse disponible dans le commerce est le modèle Organon Technika Sorbsystem SS-D utilisant également une pompe coté sang, soit avec un accès a deux aiguilles soit avec un acces a simple aiguille. Le nombre et la quantité d'accessoires à jeter utilisés avec un instrument de dialyse, nécessite, dans

les dispositifs selon l'art antérieur, une attention con-

sidérable de la part de l'opérateur pour s'assurer d'une

utilisation convenable.

Pour pallier les inconvénients ci-

dessus, l'invention a pour but de créer un instrument de

dialyse nouveau et perfectionné.

L'invention a également pour but de créer un instrument de dialyse utilisant une pompe placée du c8té du produit de dialyse du dialyseur, pour entraîner

les fluides corporels dans le dialyseur du coté opposé.

L'invention a encore pour but de créer un instrument de dialyse permettant d'obtenir un débit de

sang plus régulier.

L'invention a encore pour but de creer un instrument de dialyse que l'opérateur peut utiliser avec des cartouches interchangeables contenant tous les

accessoires et fluides à jeter nécessaires.

L'invention a encore pour but de créer

un appareil de contrôle d'ammonium perfectionné fonction-

nant de façon continue sans filtrage et en utilisant une

bande jetable unique.

L'invention a enfin pour but de créer un instrument de dialyse comportant des moyens permettant

de réapprovisionner le citrate dans le produit de dialyse.

Le but est en outre d'utiliser le citrate comme anti-coa-

gulant à la place de l'héparine.

A cet effet, l'invention concerne un instrument de dialyse à simple accès, caractérisé en ce qu'il comprend un cathéter unique destiné à recevoir des liquides corporels; un dialyseur comportant un côté liquide corporel muni d'un orifice d'entrée de fluide et d'un orifice de sortie de fluide relié au cathéter, ainsi qu'un côté produit de dialyse muni d'un orifice d'entrée de produit de dialyse et d'un orifice de sortie de produit de dialyse; des moyens de stockage reliés à l'entrée de produit de dialyse et à la sortie de produit de dialyse de manière à fonctionner pour maintenir une alimentation de liquide de produit de dialyse servant au dialyseur; et des moyens de pompage reliés au côté produit de dialyse

du dialyseur et fonctionnant de manière à appliquer direc-

tement une pression d'extraction de fluide à la sortie de produit de dialyse, par suite de la pression appliquée à l'entrée de fluide,.de manière à produire un débit de fluide dans le dialyseur, à travers l'orifice d'entrée de fluide. Une autre réalisation de l'invention

concerne un appareil de contrôle destiné à détecter l'ammo-

nium dans un fluide, appareil de contrôle caractérisé en ce qu'il comprend un tube de transport de fluide muni d'un orifice de sortie permettant au gaz ammoniac de s'échapper; une membrane perméable au gaz s'étendant à travers cet orifice de sortie; une bande de vérification placée au

voisinage de la membrane et comprenant des réactifs chimi-

ques destinés à réagir avec l'ammonium et à changer de couleur au cours du processus; et des moyens de détection de couleur placés au voisinage de la bande pour détecter les changements de couleur de cette bande.

Une autre réalisation encore de l'in-

vention concerne un instrument de dialyse caractérisé en

ce qu'il comprend des moyens de cathéter destines à rece-

voir des liquides corporels; un dialyseur muni d'un côté liquide corporel comportant un orifice d'entrée de fluide

et un orifice de sortie de fluide relié au moyen de cathé-

ter, ainsi que d'un c6té produit de dialyse comprenant un orifice d'entrée de produit de dialyse et un orifice de sortie de produit de dialyse-; un réservoir de produit de

dialyse destiné à conserver une certaine quantité de pro-

duit de dialyse et comportant un orifice de débit effluent relié à l'orifice d'entrée de produit de dialyse, et un orifice de débit affluent relié à l'orifice de sortie de produit de dialyse; un réservoir de réinfusion contenant du citrate, en communication de fluide avec le réservoir

de produit de dialyse pour fournir du citrate de remplis-

sage à ce produit de dialyse; et des moyens de pompage branchés au dialyseur pour produire un débit de fluide dans le dialyseur, entre l'orifice d'entrée de fluide et

les moyens de cathéter.

Le système décrit ci-dessus est équipé d'une cartouche démontable et jetable contenant tous les accessoires à jeter nécessaires pour des traitements de

dialyse multiples. Ce système utilise un mécanisme de pom-

page du c6té produit de dialyse, pour obtenir une dialyse à aiguille simple. Ainsi, le système est mieux adapté à

une utilisation à domicile car l'utilisateur peut simple-

ment monter une cartouche neuve pour effectuer le dialyse, et retirer puis jeter cette cartouche à la fin de chaque

traitement de dialyse.

7- L'invention sera décrite en détail en se référant aux dessins cijoints dans lesquels:

- la figure 1 est une vue en perspec-

tive éclatée d'une forme préférée de réalisation de l'ins-

trument de dialyse selon l'invention, montrant le châssis principal et la cartouche jetable;

- la figure 2 est un diagramme schéma-

tique représentant le dialyseur relié par des tubes au récipient contenant les accessoires à jeter, ainsi que les pompes, pinces de blocage et appareils de contrôle associés;

- la figure 3 est un diagramme sché-

matique du détecteur optique de débit de sang;

- la figure 4 est un diagramme sché-

matique-des détecteurs d'interface air-fluide;

- la figure 5 est un diagramme sché-

matique de l'appareil de contrôle d'ammonium; et

- la figure 6 est un graphique indi-

quant les niveaux de concentration de potassium obtenus

dans le produit de dialyse pour différents produits d'in-

fusion, lorsque le rythme d'infusion est réglé en fonction

du poids du patient.

En se référant maintenant plus parti-

culièrement à la figure 1, celle-ci représente un instru-

ment de dialyse 30 constitué par une machine commandée par calculateur, contr8ôlée en débit, et alimentée par batterie, destinée à retirer un fluide biologique du corps, à traiter ce fluide, et à le ramener dans le corps. L'instrument 30 comprend un châssis principal 31 sur lequel se monte une cartouche jetable 32. Des moyens classiques peuvent être

utilisés pour fixer la cartouche, dans la mesure o celle-

ci peut être facilement retirée par l'utilisateur. L'ins-

trument 30 peut être utilisé pour effectuer une hémodialyse

par un cathéter veineux simple tel qu'un cathéter à fistu-

le. Le traitement d'hémodialyse peut être effectué avec un S maximum de simplicité, de sécurité et de mobilité, le patient subissant la dialyse étant capable d'effectuer cette hémodialyse par lui-même dans un bloc autonome ou

à domicile.

La figure 2 est un diagramme schéma- tique représentant différents récipients contenant les produits jetables, ainsi que le dialyseur, les pompes, les

pinces de biocage, et les appareils de contrôle. La car-

touche jetable 32 contient une plaque 33 de dialyseur Cobe 1,6 M2 comportant une entrée de sang 34, une sortie de sang 35, une entrée de produit de dialyse 36, une sortie de produit de dialyse 37, et une colonne 48 de régénération du produit de dialyse (Organon Teknika Hisorb). La colonne 48 contient les couches suivantes: Urease, phosphate de zirconium H-NA, oxyde d'acétate de zirconium, et charbon

de bois. La cartouche 32 se monte et se démonte facile-

ment, et permet pour la première fois de disposer d'élé-

ments complètement jetables du côté produit de dialyse et du- cté sang, à chaque utilisation. Comme le système de dialyse est à absorption, le processus de-dialyse peut se faire en n'importe quel endroit, en utilisant simplement 3,3 litres d'eau potable du robinet. La batterie de la

machine, et son faible poids total, permettent une autono-

mie d'une demie-heure de dialyse.

Trois tubes côté sang 38 à 40, sont fixés à la cartouche jetable. Le tube 38 est un tube de sang affluent ou de sang artériel se branchant entre le cathéter 41 et l'entrée de sang 34 du dialyseur. Le tube

est le tube de sang effluent ou de sang veineux se bran-

chant entre la sortie de sang 35 et le cathéter 4i. Le tube 39 est branché entre le tube de sang affluent 38 et le réservoir 42 contenant une solution principale et une solution de lavage (5 % de Dextrose). Des flèches placées

au voisinage des tubes 38 à 40 indiquent le sens du débit.

Un réservoir de produit ultrafiltré 43, de six litres de capacité, est monté sur la cartouche jetable en même temps que la solution d'initialisation et de lavage contenue dans le réservoir 42. La sortie du

réservoir 43 est reliée par le tube 44 à l'entrée de pro-

duit de dialyse 36 du dialyseur 33. La sortie de produit de dialyse 37 du dialyseur est reliée par le tube 45 à un réservoir d'accumulation sous vide 46 lui-même relié par le tube 47 à l'entrée de la colonne Organon Hisorb

Sorbent 48. La colonne Hisorb 48 est montée sur la cartou-

che et permet d'obtenir une capacité d'absorption d'ammo-

niac suffisante pour 30 grammes d'azote. Cette absorption est équivalente à une chute de "BUN" de 100 mg % à 25 mg % pour un patient de 70 kg dont le corps contient au total litres d'eau. Comme la cartouche jetable est un paquet d'une seule pièce ne permettant pas le remplacement de la

colonne ou de tout autre élément, même la solution d'ini-

tialisation côté sang (1 litre à 5 % de Dextrose) est com-

prise et représentée dans le réservoir 42.

La sortie de la colonne 48 est reliée par le tube 49 à l'entrée du réservoir 43. Un réservoir de réinfusion 50 est monté sur la cartouche jetable et

contient des citrates d'hydrogène ou de potassium, la sor-

tie de ce réservoir étant reliée au tube 51 conduisant à la pompe d'infusion 52 elle-même reliée au tube 49 pour infuser en permanence le potassium et le citrate dans le

produit de dialyse. Le transfert du citrate entre le pro-

duit de dialyse et le sang peut permettre unedialyse sans héparine pour certains patients, doit pouvoir diminuer les

besoins en héparine pour tous les patients, et doit per-

mettre d'améliorer la biocompatibilité du dialyseur.

Le réservoir de réinfusion 50 contient une combinaison de citrates d'hydrogène ou de potassium de

manière à obtenir des concentrations de potassium d'envi-

ron 1, 2 ou 3 mEq/L dans le produit de dialyse. Le débit de citrate vers le produit de dialyse est de 3 mEq/min, ce qui donne des concentrations d'environ 2 mg/L dans le sang effluent. Une seconde pompe 53 fonctionne pour faire passer 5 % de chlorure de calcium du réservoir 54 monté sur la cartouche jetable, vers le tube 55 lui-même relié au tube de sang effluent 40, ce qui permet ainsi de rame- ner 5 % de chlorure de calcium dans le sang effluent pour remplacer le calcium retiré par le produit de dialyse dont

la concentration en calcium est nulle.

FONCTIONNEMENT DU DIALYSEUR:

La pompe à rouleaux 56 du produit de dialyse fonctionne pour pomper le produit de dialyse par le tube 47, puis pour faire passer le produit de dialyse

de sortie 37 par le tube 45, ce produit de dialyse circu-

lant dans le sens des flèches indiquées sur le tube 45.

Le tube 45 présente un diamètre intérieur relativement

grand pour faciliter le débit du produit sortant du dialy-

seur. Ainsi, la pompe est placée du côté produit de dialyse du dialyseur 33. Pendant le débit de sang affluent, la

pince de blocage 57 du tube de sortie de sang 40 est fer-

mée, et la pince de débit de sang incident 58 est ouverte.

Simultanément, la pince de blocage 59 du tube de produit de dialyse affluent 44 est fermée, et la pompe à rouleaux 56 continue d'appliquer une pression de pompe au tube de débit de sortie de dialyse (supérieur) 45. La pompe 56 fonctionne en permanence pendant la dialyse. Un réservoir

d'eau 46 est prévu sur le tube 47 pour produire l'établis-

sement d'une pression négative par fonctionnement de la pompe 56 à chaque fois que le tube 44 est fermé par la pince de blocage 59. Ainsi, à l'ouverture du tube 44, une

pression négative est rapidement appliquée par le réser-

voir 46 à la sortie 37 jusqu'à ce que la pression soit

maintenue par la pompe 56.

Un débitmètre optique 60 surveille en permanence le débit dans le tube de sang affluent 38. Au

départ du débit affluent, le débit de sang augmente rapi-

1l 7 dement tandis que la pression diminue du côté produit de dialyse de la membrane située à l'intérieur du dialyseur 33. Lorsque le dialyseur continue de se remplir de sang, le débit tombe alors à une valeur plus faible. A ce moment, la vitesse de la pompe du côté produit de dialyse, est dissociée du débit de sang. Cette dissociation est due à l'affaissement partiel du tubage de la pompe à rouleaux de produit de dialyse, ainsi qu'à la dilatation de petites bulles d'air contenues dans le dialyseur lui-même. Le degré de diminution du débit de sang affluent est lié au remplissage du dialyseur. Plus le volume de remplissage

est élevé, plus le débit de fluide affluent est faible.

Cette relation peut être utilisée comme une indication

précise du point pour lequel le dialyseur est convenable-

ment rempli de sang. Plus le remplissage du dialyseur

augmente, plus la pression de part et d'autre de la mem-

brane est élevée. Un calculateur contrôle à intervalles de 1 milliseconde le débit de sang affluent. A un débit

déterminé par le calculateur pour obtenir un rythme d'ultra-

filtrage adéquat, le débit affluent est coupé, et la par-

tie de débit effluent du cycle est démarrée.

Pendant le débit de sortie ou débit effluent, la pince de blocage 57 de la conduite de sang effluent est ouverte, la pince de blocage de débit affluent 58 est fermée, et la pince de blocage 59 de la conduite de produit de dialyse affluent est simultanément ouverte. La pression négative qui s'est établie dans le carter de dialyseur, passe dans le produit de dialyse à partir du sac de réservoir 43. Du côté sang, la pression à l'intérieur du dialyseur diminue, lorsque le sang sort du dialyseur, et le volume à l'intérieur du dialyseur diminue. Il existe en permanence un gradient de pression positif entre le sang et le produit de dialyse. Le rythme du débit de sang pendant le débit effluent commence par

augmenter puis diminue ensuite lorsque le volume à l'in-

térieur du dialyseur et la pression du côté sanq diminuent.

Pour un rythme de débit effluent prédéterminé par le calcu-

lateur, le débit effluent est coupé. A ce moment, la con-

duite de sang effluent est bloquée, la conduite de sang affluent est ouverte, et le tube de produit de dial}se

affluent 44 est fermé. Le cycle affluent suivant commence.

Des détecteurs optiques chimiques à large bande surveillent le débit de sang, les niveaux de fluide, la contamination par des particules ou par des

bulles, et le processus chimique de la dialyse.

DETECTEURS OPTIQUES DE DEBIT DE SANG:

Deux appareils de contrôle optiques sont utilisés sur les tubes de sang affluent et de sang effluent. Ces appareils de contrôle servent à indiquer le

degré de vidange ou de remplissage des membranes de l'hémo-

dialyseur. Une seconde fonction de ces appareils de con-

trôle est la détection du passage de petites bulles, d'in-

terfaces air-fluide, et de micro-agglomérations à l'inté-

rieur du sang.

On décrira maintenant l'appareil de

contrôle 60 monté sur le tube 38, en supposant qu'une des-

cription identique s'applique à l'appareil de contrôle 61 monté sur le tube 40. L'appareil de contrôle optique 60 (figure 3) utilise une lumière incidente au tungstène 62 dirigée à 90 du débit de sang et illuminant le sang à

travers le tube 63 entourant le sang. Le tube 63 est com-

primé, juste au-dessous de la lumière incidente, pour le fixer en place et pour créer un mince passage de sang d'environ 1 millimètre d'épaisseur. Ce mince passage de sang permet une inspection plus précise du sang et une

meilleure transmission de la lumière.

Du côté opposé de la lumière au tung-

stène 62 se trouvent deux phototransistors de réception 64 65. En faisant passer des globules rouges et en collectant ces globules rouges, on mesure les interruptions de la

lumière par les phototransistors primaires 64 et 65 oppo-

ses à des diodes électroluminescentes. Le signal de sortie

de ces phototransistors est une tension qu'on analyse en-

suite pour déterminer les variations de fréquence. lorsque la vitesse du sang augmente, les interruptions de la lu- mière se produisent plus fréquemment et la fréquence du signal augmente. Lorsque la vitesse du débit de sang

diminue la fréquence du signal diminue.

Les phototransistors 64 et 65 reçoivent

également la lumière réfléchie ou "diffractée" par les par-

ticules. L'intensité de cette lumière réfléchie -est liée au nombre et à la taille des particules. Des bulles très petites (d'environ 0,1 mm) produisent des réflexions brèves et brillantes. La fréquence intrinsèque de ces signaux est beaucoup plus grande que celle produite par le débit de

sang. Les aggrégats de plaquettes, les aggrégats de globu-

les rouges ou des caillots produisent des réflexions de fréquences plus faibles que les bulles et plus élevées que le débit de sang. Un interface air-fluide produit une réflexion très violente suivie d'une perte du signal de débit de sang. Le calculateur 66 de traitement du signal contient des filtres qui séparent les signaux de sortie des phototransistors en signaux liés au débit de sang (basse fréquence), aux caillots (moyenne fréquence) et aux

bulles (haute fréquence).

L'intensité de la lumière réfléchie (enregistrée par le phototransistor primaire) est liée à l'hématogramme du sang. Les patients subissant la dialyse présentent une grande plage d'hématogrammes, suivant leur degré d'anémie (généralement de 15 à 40 % du volume des globules enfermées). Pendant un traitement d'hémodialyse, l'hématogramme change lorsque le fluide est ultra-filtré à partir du sang du patient. Pour corriger les variations et les changements d'hématogrammes, et pour obtenir une lumière transmise et réfléchie adéquates pour la détection,

on utilise un circuit de rétroaction comprenant un-dispo-

sitif de traitement du signal et un calculateur 66 entre

les phototransistors et les diodes électroluminescentes.

Ce circuit règle -la puissance appliquée aux diodes électro-

luminescentes pour donner un signal de sortie convenable

constant à partir du phototransistor primaire.

Lorsque l'hématogramme est excessive-

ment faible, 3 % ou moins, le circuit est incapable d'aug-

menter suffisamment le signal de sortie appliqué à la

diode électroluminescente pour contrôler un signal conve-

nable. Cette propriété est utilisée pour indiquer le point final de rinçage du dialyseur. L'appareil de contrôle de débit effluent 61 indique un hématogramme très faible. A

ce moment, le rinçage est terminé. Si, au début de l'hémo-

dialyse, on ne peut enregistrer de signal provenant du phototransistor primaire 64, cela indique au calculateur que la diode électroluminescente ou le phototransistor

présentent un défaut de fonctionnement.

INITIALISATION:

Avant la dialyse, le côté sang de la

Cartouche Jetable 32 est rempli de solution d'initialisa-

tion. Les appareils de contrôle optiques 60 et 61 n'enre-

gistrent pas de débit de solution d'initialisation, car cette solution d'initialisation claire ne contient pas de

particules réfléchissant la lumière vers les phototransis-

tors. La commande du débit affluent et du débit effluent du dialyseur pendant le mode d'initialisation, se fait par préréglage de synchronisation de la pince de blocage 59

du coté produit de dialyse. Au démarrage du mode d'initia-

lisation, la pince de blocage manuelle 92 est fermée, la pince de blocage 93 reste ouverte, les pinces de blocage

électriques 58 et 67 sont ouvertes, et la pince de blo-

cage 57 est fermée. Cela permet à la solution à 5 % de dextrose contenue dans le réservoir 42, de pénétrer dans le dialyseur 33. La pince de blocage électrique 59 ferme

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la conduite 44 et ouvre la conduite 45 tandis que la pompe à rouleaux 56 extrait le produit de dialyse du dialyseur 33. Ensuite, la pince de blocage 57 est ouverte, la pince de blocage 58 est fermée, et la pince de blocage 59 ferme la conduite 45 et ouvre la conduite 44 en permettant au produit de dialyse de pénétrer dans le dialyseur 33, et à la solution d'initialisation de sortie du dialyseur 33 pour revenir dans le réservoir 42 par les tubes 40, 38 et 39. Pendant ce temps, l'appareil de contrôle optique 60 détecte le passage d'un interface air-fluide dans le dialyseur. L'appareil de contrôle 61 détecte un interface

air-fluide puis des bulles, lorsque la solution d'initia- lisation remplace l'air dans le dialyseur et sort de celui-ci. Les signaux

successifs des interfaces air-fluide provenant des appareils de contrôle 60 et 61

pendant l'INITIALISATION, indiquent en outre le fonctionne-

ment convenable de ces appareils de contrôle. La circula-

tion de la solution d'initialisation provenant du réser-

voir 42 pour entrer et sortir du dialyseur 33 par les tubes 39 et 38, se poursuit jusqu'à ce que l'appareil de contrôle 61 indique le passage d'un nombre nul de bulles ou de particules pour chaque minute de fonctionnement. A

la fin de la procédure d'initialisation, la pince de blo-

* cage manuelle 92 est momentanément ouverte pour remplir de

sang l'aiguille 41.

Au début de la dialyse, le sang pénè-

tre dans le tube 38. Les phototransistors de l'appareil de contrôle optique 60 commencent ainsi à recevoir de la lumière réfléchie dont la fréquence indique le débit de sang qui commence par augmenter pour diminuer ensuite lorsque le dialyseur se remplit. Au bout d'un ou deux cycles, le sang commence à quitter le dialyseur. Le rythme de débit enregistré par chacun des appareils de contrôle de débit indique en outre le fonctionnement convenable de ces appareils de contrôle, et ce signal sert à commander le débit pénétrant et sortant du dialyseur pendant le

reste de la dialyse.

Pendant-la dialyse, les appareils de controle continuent de surveiller le débit et la teneur en particules du sang. Les signaux indiquant le débit (signal basse fréquence des phototransistors), la teneur en bulles (variations du signal haute fréquence des phototransistors), et la teneur en caillots (signaux moyenne fréquence dès

phototransistors), sont appliqués en permanence au calcula-

teur. Le calculateur échantillonne ces signaux à cadence rapide. Les données de débit sont utilisées pour indiquer

le degré de remplissage et de vidange du dialyseur.

Tout signal indiquant la présence d'impuretés amène le calculateur à fermer immédiatement toutes les pinces de blocage, et à mettre la machine en position d'ALARME. Les pinces de blocage se ferment en 0,1 seconde. Pour un débit de sang maximum de 300 ml/min,

il ne passe que 0,5 ml de sang devant l'appareil de con-

trÈle optique, avant la fermeture des pinces de blocage.

Dans les tubages 38 et 40, cela ne représente qu'une dis-

tance de 2,5 cm. Ainsi, une particule passant devant l'appareil de contrôle 61 ne peut pénétrer dans la fistule ou dans l'aiguille de fistule 41, dans les conditions de

surveillance et d'ALARME de la machine.

A la fin de la dialyse, on utilise le mode de fonctionnement en RINCACE pour laver le sang du dialyseur en ouvrant les pinces de blocage 67 et 58 des tubes 39 et 38. Le signal de sortie basse fréquence

(débit) des appareils de contrÈle 60 et 61 est éventuelle-

ment coupé lorsque le passage d'un fluide clair-remplace

le sang pénétrant ou sortant du dialyseur. Lorsque l'indi-

cation de débit de l'appareil de contrôle de débit effluent est coupée, le RINCAGE est alors terminé et la machine passe en position de PAUSE. Leniveau d'hématogramme du

débit de sang effluent est à ce moment d'environ 3 à 6 %.

Ainsi, l'appareil de contrôle 61 sert à indiquer un rin-

çage convenable du dialyseur, en empêchant une retenue excessive de sang par le dialyseur ou un retour excessif de fluide d'initialisation vers le patient.

DETECTEUR D'INTERFACE AIR-FLUIDE:

Les fluides fournis avec la Cartouche Jetable 32, et les volumes d'eau ajoutés avant la dialyse, doivent être suffisante pour permettre un fonctionnement par tout traitement de dialyse standard. Il est possible, bien que cela soit peu probable, qu'une fuite se produise à une liaison ou que des fluides s'échappent pendant la dialyse, ou encore que le patient oublie d'ajouter de l'eau

dans l'un des compartiments. Pour cette raison, des détec-

teurs de calage sont places en différents points du système.

Trois détecteurs 71, 72 et 73 détectent le passage d'un

interface air-fluide dans le tubage relié à l'un des reser-

voirs suivants: solution d'initialisation 42, solution de chlorure de calcium 54, et citrate de K/H 50. Bien qu'il n'existe pas d'indicateur de niveau de fluide dans le

réservoir d'ultra filtrage 43, si l'on n'ajoute pas suffi-

samment d'eau dans ce compartiment, les effets perturba-

teurs de ce manque d'eau apparaissent rapidement. L'eau ne remplit pas le côté produit de dialyse du dialyseur, et la cartouche d'absorption. La présence d'air permanente dans le dialyseur ne permet pas au système de pomper la solution d'initialisation ou le sang dans le dialyseur, avec les cadences voulues. Cette faible vitesse de débit

est détectée par la lenteur de passage des interfaces air-

fluide devant les appareils de contrôle optiques du débit

de sang.

Les détecteurs d'interfaces air-fluide

sont des dispositifs optiques comme les appareils de con-

trôle de débit/particules. La figure 4 indique les éléments essentiels de ces détecteurs 71 à 73. Une diode d'émission infrarouge 68 envoie de la lumière à travers le tubage 69

contenant le fluide considéré. Un phototransistor de récep-

tion 70 fournit une tension de sortie proportionnelle à la lumière qu'il reçoit. Pendant le mode de fonctionnement en TEST/ENTREE, on vérifie le signal de sortie du-photo- transistor 70. Un signal de sortie adéquat indique le fonctionnement convenable de la diode électroluminescente 68 et du phototransistor 70. Pendant le fonctionnement de la machine, le signal de sortie du phototransistor est

vérifié à la fréquence de 10 Hz par le calculateur 66.

La diode électroluminescente 68 est

allumée et coupée de manière intermittente, sous la com-

mande du calculateur, avec une période de coupure plus longue que la période d'allumage. La commutation de la diode électroluminescente est avantageuse pour plusieurs raisons. Tout d'abord elle permet une correction facile des effets de la lumière ambiante sur le signal de sortie du phototransistor 70. En second lieu, comme la diode électroluminescente n'est allumée que pendant de courtes périodes de temps, cette diode ne chauffe pas, ce qui évite les variations du signal de sortie. En troisième

lieu, on augmente la durée de vie de la diode électrolu-

minescente. Pendant le mode de fonctionnement en INITIALISATION, le fonctionnement des pompes à rouleaux et des pinces de blocage propulsent le fluide à travers

les côtés sang et produit de dialyse des éléments jeta-

bles. On fait fonctionner les pompes 52 et 53 à un débit plus élevé que celui utilisé dans le mode de DIALYSE pour permettre un remplissage rapide des tubages en les reliant au reste des éléments jetables> Des tachymètres montés sur ces pompes, renvoient la vitesse réelle des pompes vers le calculateur. Une vitesse plus élevée permet de remplir

initialement les éléments de tubage dans le mode d'INITIA-

LISATION, et d'obtenir un temps total d'INITIALISATION 1.9

plus court.

Lorsque le fluide (haut) déplace l'air dans les tubes 55 et 51, un interface air-fluide arrive à chaque détecteur d'interface 72 et 73. Cet interface, comme la surface d'une bulle, tend à réfléchir ou à dévier la lumière. Lorsque l'interface atteint un point situé

juste au-dessous de la diode électroluminescente, l'inten-

sité de la lumière atteignant le phototransistor diminue.

Le calculateur est programmé pour attendre le passage de cet interface, à un certain instant (calculé à partir de

la longueur du segment de tubage et du débit de la pompe).

Le débit de pompe plus élevé se poursuit ensuite pendant

la durée prévue pour remplir le reste du segment de tubage.

Au bout 'de ce temps, on diminue la vitesse des pompes de façon que le fluide d'initialisation et le produit de dialyse ne soient pas chargés en permanence de calcium, de

citrate, ou de potassium, pendant l'opération d'INITIALI-

SATION.

Au démarrage du mode d'INITIALISATION, et pendant cette initialisation, le tube 39 du réservoir de

fluide d'initialisation 42 est rempli de fluide d'initiali-

sation. Pendant les premiers cycles de fonctionnement, le fluide d'initialisation est pompé dans le dialyseur et

l'air est éjecté. Le calculateur est programmé pour atten-

dre les signaux liés au passage des interfaces air-fluide.

Au bout de plusieurs minutes de rinçage du dialyseur, les

bulles ont définitivement quitté le fluide d'initialisation.

La clarté de ce fluide est indiquée à la fois par les appareils de contr8le optiques de particules/débit 60 et

61, et par le détecteur d'interface 71.

Pendant la dialyse, lorsque les inter-

faces air-fluide sont détectés par l'un quelconque des détecteurs, la machine passe automatiquement en mode d'ALARME, et toutes les pinces de blocage se ferment. La vitesse de réponse est telle qu'il ne peut passer que très peu d'air devant le détecteur, axant la fermeture des

pinces de blocage.

APPAREIL DE CONTROLE D'HEMOGLOBINE:

La présence de globules rouges (ou hémoglobine) dans le fluide de dialyse, pendant le fonc- tionnement du système, indique une fuite de la membrane

du dialyseur. De telles fuites sont rares dans les dialy-

seurs à plaques de très haute qualité de construction.

L'appareil de contr8le optique 74 est monté sur le tube 37 venant en face du dialyseur 33, pour indiquer l'apparition de globules rouges pendant la dialyse (en cas de perte de sang). L'appareil de contrôle d'hémoglobine (appareil HgB) 74 est un système optique analogue au détecteur d'interface. Une diode électroluminescente émet de la lumière à travers le tube 45 transportant le produit de dialyse du dialyseur. Un phototransistor reçoit cette lumière. L'effet de la lumière ambiante est déterminé par le calculateur pendant le temps de coupure de la diode

électroluminescente. Le signal de sortie du phototransis-

tor est mesuré lorsque la machine est tout d'abord allu-

mée, pour déterminer cet effet de densité de tubage.

Si l'on ne remarque pas de différence entre les signaux d'allumage et de coupure de la diode électroluminescente, le détecteur est en panne et une

alarme appropriée est émise. Le système ne peut fonction-

ner sans appareil de contrôle d'hémoglobine en état de marche. Pendant le mode d'INITIALISATION, le fluide de

dialyse pénètre dans le tube 45 au moment o aucune conta-

mination sanguine n'est possible. Le signal de sortie du phototransistor indique le signal de "base" correspondant

à un produit de dialyse clair. Pendant la DIALYSE, la ten-

sion de sortie de l'appareil de contrôle est vérifiée

fréquemment par le calculateur. La présence de 1 % de glo-

bules rouges provoque une diminution de la tension de 2.1 sortie de deux ordres de grandeur. En bref, de grandes variations sont produites par les bulles d'air quittant le dialyseur; cependant ces bulles d'air n'affectent pas

notablement la lecture de sortie moyenne.

APPAREIL DE CONTROLE D'AMMONIUM (APPAREIL NH4):

L'appareil de contrôle 75 de NH4 (figure 5) est monté sur le tube de débit effluent 49 de la colonne d'absorption 48. L'appareil de contrôle de NH4 est également un dispositif optique, mais celui-ci sert à observer une bande de papier plutôt qu'un segment de tubage. La bande de papier contient des réactifs chimiques pouvant réagir avec l'ammonium, et changer de couleur

pendant le processus. Un exemple d'une telle bande chimi-

que est fourni par la bande de test d'ammonium vendue par Organon Teknika contenant un phthalate. La bande 78 est

séparée du produit de dialyse 79 par une membrane perméa-

ble aux gaz 80 (telle qu'une membrane de Téflon ou une membrane de Polycarbonate CellGard), de façon qu'aucun

des réactifs ne puisse pénétrer dans le produit de dia-

lyse (car aucun de ces réactifs ne forme de gaz ou de vapeur). L'ensemble de tubage 49 vient avec une bande et une membrane prédéterminées. Un trou 99 de 4,76 mm, percé dans le tubage, permet au produit de dialyse de venir en contact avec la membrane perméable au gaz. Un ruban 81 maintient en place la bande et la membrane. La bande 78 peut être mouillée par une goutte d'eau juste avant de mettre en place le porte-bande dans la fente du détecteur, ou encore être mouillée automatiquement dans la première demi-heure de la dialyse par la vapeur d'eau traversant la membrane perméable aux gaz. Le capot de détecteur/ tubage de la partie supérieure transparente, contribue à maintenir en place le tubage et la bande chimique contre

le détecteur optique.

Le développement couleur de la bande est surveillé par un phototransistor 77. La bande 78 est éclairée par une diode électroluminescente 76 de longueur d'onde rouge, montée à 60 par rapport au tubage, comme indiqué sur la figure 5. Un phototransistor 82 surveille le signal de sortie de la diode électroluminescente, et un calculateur 66 règle la tension de cette diode électro- luminescente pour que le phototransistor donne un signal de sortie adéquat. Cela confirme le bon fonctionnement de la diode électroluminescente. Le signal de sortie du phototransistor de détection 77 indique le fonctionnement convenable du phototransistor et la position convenable

du papier de filtre.

Au cours de la dialyse, la tension de sortie du phototransistor est surveillée à intervalles d'une minute. Si une saturation de la colonne se produit,

les niveaux d'ammonium du fluide effluent montent conti-

nuellement pendant une période de 15 minutes et le pH monte d'environ 6,5 à plus de 7,3. L'ammonium (NH4) de la solution de dialyse est-associé à une certaine quantité d'ammoniac (NH3). Pour un pH de 7,3, le rapport de NH4 à NH3 est d'environ 1000:1. Comme le NH3 gazeux se diffuse très bien, et comme les réactifs de la bande chimique réagissent avec NH3 pour l'extraire de la solution, on obtient un passage rapide et continu de NH3 dans la bande 78. Lorsque la couleur de la bande devient plus foncée, le signal de sortie du phototransistor diminue. Une chute de tension de l'ordre de 30 % indique l'apparition d'une

quantité importante d'ammonium au détecteur, et la satu-

- ration de la colonne. Cela conduit le calculateur à placer la machine en position d'ALARME. Comme pour l'interface air-fluide et les détecteurs d'hémoglobine, la coupure intermittente de la diode électroluminescente permet

d'effectuer la correction de lumière ambiante.

L'appareil de contrôle est très avan-

tageux du fait qu'il peut fonctionner en permanence et qu'il utilise une bande pour déterminer les concentrations pendant toute la dialyse. De plus, on évite le filtrage de produits chimiques éventuellement toxiques dans le

produit de dialyse par une membrane perméable aux gaz.

ELEMENT DE SELS DU PRODUIT D'ULTRAFILTRAGE, ET RESERVOIR

DE REINFUSION 44 ET 50:

Pour rendre la mise en oeuvre du sys-

tème aussi simple que possible, les sels normalement uti-

lisés pour la préparation du produit de dialyse sont mesu-

rés à l'avance et empaquetés dans la Cartouche Jetable 32.

Le patient n'a simplement qu'à ajouter de l'eau ordinaire

(potable) du robinet.

Un sac placé au dos de la cartouche 32 est divisé en deux parties, à savoir le réservoir de produit d'ultra filtrage 44 et le réservoir de potassium/ citrate 50. Le réservoir de produit d'ultra filtrage 44 contient, avant dialyse, 360 mMoles de NaHC03, et 40 mMoles de Citrate de Na. Après adjonction de 3 litres d'eau du robinet, et au bout de 1O minutes d'INITIALISATION, on obtient les concentrations suivantes en produit de dialyse: sodium 90 meq/L, bicarbonate 72 meq/L et citrate 8mM/L

(la majorité du citrate étant localisée dans la colonne).

On obtient également une concentration de 100 mg % de glucose, par suite du transfert de glucose à travers le

dialyseur, à partir de la solution d'initialisation conte-

nant du glucose.

Le réservoir 50 contient à la fois des sels de potassium et d'hydrogène du citrate. Pour obtenir des concentrations variables de potassium dans le produit de dialyse, on utilise des cartouches de citrate à 33 %, 66 % ou 100 de potassium. Ces cartouches sont appelées

cartouche de potassium "basses", "moyennes", ou "hautes".

Après adjonction de 300 ml d'eau du robinet, la concentra-

tion de citrate dans le réservoir passe à 1000 mM. Pendant

le fonctionnement du dialyseur, la concentration en potas-

sium du produit de dialyse obtenu, devient 0,8 à 1 meq/l pour la cartouche à faible K; 1,0 à 2.2 meq/l pour la

cartouche à K moyen; et 2,8 à 3,2 meq/l pour la cartou-

che à K élevé.

Dans les quelques dernières minutes de l'INITIALISATION, la pompe 52 commence à transférer le

fluide vers le réservoir de produit d'ultra filtrage 43.

Le volume de ce réservoir est petit pendant ce temps, de

sorte que la concentration en potassium augmente rapide-

ment pour atteindre la concentration d'équilibre. Le potas-

sium est limité par la colonne, pendant son passage dans cette colonne, mais le citrate ne l'est pas (car la colonne est déjà saturée de citrate). Dans le petit volume de fluide contenu à ce moment dans le réservoir de produit

d'ultra filtrage 43, le niveau de potassium atteint rapi-

dement son niveau d'équilibre; et la concentration en citrate du réservoir de produit d'ultra filtrage est très

légèrement augmentée par le produit de réinfusion.

Pendant la dialyse, la pompe 52 fonc-

tionne pour ramener une petite quantité de citrate au patient. Le rythme de retour du citrate au patient est déterminé par le calculateur en fonction du poids du patient, et se situe entre 0,9 mg/kg/min pour des patients de 40 kg de poids à sec, et 0,6 mg/kg/min pour des patients de 80 kg de poids à sec. Comme le rythme de retour de citrate est déterminé par l'information d'entrée de poids à sec du patient, il est important d'inciter les patients

à introduire cette valeur avec précision.

- Comme le rythme d'infusion de potas-

sium/citrate dépend du poids du patient, la concentration

en potassium d'équilibre du produit de dialyse est égale-

ment affectée par cette information d'entrée de poids à

sec. De plus, comme dans n'importe quel système de recy-

clage de produit de dialyse, la concentration en potassium dépend dans une certaine mesure du débit de produit de dialyse. Dans le système décrit ici, on utilise les variations du débit du produit de dialyse pour optimiser

le débit de sang. L'effet des variations du débit de dia-

lyse sur la concentration-en potassium est en fait rela-

tivement mineur. La figure 6 indique la concentration en potassium d'équilibre obtenue pour des patients de poids à sec variables, et pour des débits de produit de dialyse variables. La ligne inférieure du niveau de réinfusion indique les concentrations en potassium pour un débit de

produit de dialyse élevé (350 ml/min), et la ligne supé-

rieure de concentration en potassium correspond à un fai-

ble débit de produit de dialyse (250 ml/min). Ce diagramme

doit être utilisé par les médecins pour définir une Car-

touche Jetable de teneur en potassium appropriée pour cha-

que patient.

Tout au début de la DIALYSE, la con-

centration en citrate du produit de dialyse tombe à un niveau d'équilibre inférieur, à partir du niveau de départ de 8 mM. Le retour vers le patient est ensuite égal au rythme de transfert du citrate vers le réservoir de produit d'ultra filtrage déterminé par la pompe 52. La concentration de sang affluent dépend évidemment du rythme

de débit de sang.

Le rythme de retour du citrate est inférieur au rythme de sécurité calculé par des patients normaux, et inférieur à celui utilisé dans les expériences d'anticoagulation de dialyse de Diederich et autres. La raison pour laquelle on utilise le citrate en association avec le potassium plutôt qu'avec le chlorure, dans le réservoir 50, est triple. Tout d'abord, le citrate entre dans le métabolisme du foie à l'inverse du chlorure. Par suite, l'augmentation totale de concentration anionique

du patient est inférieure lorsqu'on utilise le citrate.

En second lieu, le citrate est un tampon effectif, dont les propriétés métaboliques sont analogues à celles du lactate ou de l'acétate. Dans son métabolisme avec le foie, le citrate élimine l'hydrogène en contribuant ainsi à corriger l'acidité urémique. En troisième lieu, le citrate est un anticoagulant efficace. Le transfert du citrate vers le sang, à travers le dialyseur, n'augmente que très peu le temps de coagulation activée. Cependant, étant donné le passage de sang très lisse de la Cartouche Jetable 32, en l'absence de pompe sanguine et en l'absence de chambre ou d'écran

de goutte-à-goutte, cet effet du citrate peut être suffi-

sant pour diminuer notablement les besoins en héparine.

Comme dans l'hémodialyse standard, les besoins exacts en

héparine doivent être déterminés pendant la période d'en-

traînement du patient.

CHLORURE DE CALCIUM:

Les sels des réservoirs de produit d'ultrafiltrage et de produit de réinfusion ne contiennent pas de calcium. La cartouche d'absorbant 48 élimine tout

le calcium du fluide qui lui parvient. Par suite, le pro-

duit de dialyse des produits jetables est essentiellement constitué par un "bain" de calcium O. Le calcium transféré

du sang au produit de dialyse pendant la DIALYSE, est éli-

miné par la colonne.

La raison pour laquelle on ne prévoit pas de calcium dans le produit de dialyse du dialyseur, est de trois ordres. Tout d'abord tout calcium atteignant la colonne tend à réduire la capacité de fixation de

l'ammonium (car les échangeurs d'ions de la colonne pré-

sentent une plus grande affinité pour le calcium divalent que pour les ions monovalents). En second lieu, le calcium

perturberait tout effet anticoagulant favorable du citrate.

Enfin, le fait d'utiliser séparément un réservoir de chlorure de calcium et une pompe, permet de faire varier le rythme de retour du calcium suivant les besoins du patient. Une solution stérile à 5 % de chlorure

de calcium est utilisée dans le réservoir 54 de la Cartou-

che Jetable 32. Le volume de ce fluide est de 250 ml. La pompe 53 transfère ce fluide vers le tube de sang effluent , en un point situé à l'intérieur de la cartouche. La vitesse de fonctionnement de la pompe 53 est régulée par un tachymètre fixé au moteur. Pendant l'INITIALISATION, le débit est rapide pendant une période suffisante pour remplir le tube 55. La pompe 53 est alors stoppée et

redémarrée au déclenchement de la DIALYSE. On règle en-

suite le rythme de débit de la pompe proportionnellement au débit de sang traversant le dialyseur, ce débit étant mesuré par les appareils de contrôle optique de débit/ particules. Pendant le passage du sang dans le

dialyseur, on retire environ 40 % du calcium du sang. Pen-

dant l'étape de TEST/ENTREE, l'une des données affichées est le rapport du débit de calcium au débit de sang. Ce rapport est normalement de 1 ml/400 ml de sang. Cette quantité de calcium est calculée pour ramener légèrement plus de calcium que la quantité de calcium retirée au passage du sang dans le dialyseur. Le rapport du retour de calcium peut se régler à ce moment vers le haut ou vers

le bas, dans les limites de 1/200 à 1/900. On peut utili-

ser l'analyse chimique du sérum et l'état des os du patient pour déterminer le retour de calcium convenable,

comme cela se fait dans n'importe quelle procédure d'hémo-

dialyse.

COLONNE D'ABSORPTION:

les Cartouches Jetables 32 contiennent une colonne d'absorption 48 pour purifier le produit de dialyse. La cartouche est essentiellement identique à la

cartouche Hisorb D-32 de Organon Teknika. La colonne com-

porte, à l'intérieur de celle-ci, cinq couches séparées de particules d'absorption solide. La première couche est une couche mince de charbon de bois, destinée à retirer les traces d'impuretés de l'eau du robinet. La seconde couche contient de l'uréase stabilisée. l'uréase sert à dissocier l'urée, comme indiqué par la réaction suivante urée ±vi 2NH + C03 La seconde couche contient du phosphate de zirconium. Cette substance contient un certain nombre d'ions étroitement liés mais interchangeables, 60 % des ions chargés sont des ions hydrogène, et 40 % sont des ions sodium. Dans cette couche, NH4+ est absorbé, en échange avec l'hydrogène ou le sodium. L'absorption d'ammonium de

cette couche est suffisante pour absorber l'ammonium pro-

duit par 30 mg d'urée (pour des concentrations de produit de dialyse de 20 mg % d'urée). Lorsque cette quantité d'ammonium a été absorbée, l'ammonium commence à passer à

travers la couche de phosphate de zirconium.

La troisième couche de la colonne contient de l'oxyde de zirconium. Le rôle de cette couche est d'extraire le phosphate en échange avec l'acétate. La quatrième couche contient du charbon de bois activé. Le but de cette couche est d'absorber une grande variété de substances à base d'urée telles que l'acide urique, la créatinine, les phénols, etc.

Le débit de produit de dialyse à tra-

vers la colonne d'absorption est d'environ 250 ml/min. Le débit de produit de dialyse varie légèrement, suivant la

manière dont le calculateur règle le débit de sang péné-

trant et sortant du dialyseur. Dans une variante de réali-

sation, on peut réduire les performances de la colonne, tout en conservant constant le débit de produit de dialyse global, de manière à maintenir un niveau raisonnable

d'urée, et à supprimer la capacité NH4+ de la colonne.

COMMANDE DU CALCULATEUR:

Le système de dialyse décrit ici comprend un calculateur 66 constitué de deux calculateurs

Intel 8751 (figure 2) reliés ensemble 82 et 83. Le cal-

culateur 82 sert de "moëlle épinière" recevant les signaux

d'entrée des différents détecteurs et appareils de con-

trÈle, et fournissant en sortie les signaux de commande des moteurs d'entraînement des différentes pompes 52, 53 et 56. Le second calculateur 43 sert de "cerveau" et reçoit les commandes effectuées par le patient pour les

transmettre au calculateur de fonctionnement 82. Les don-

nées concernant la dialyse sont stockées dans une "EEPROM" pour être transférées par une porte "RS232". Ce transfert

peut se faire une fois par mois ou plus fréquemment, sui-

vant les besoins, vers un calculateur central.

L'ensemble de la machine de dialyse

repose sur une plaque de base 84 (figure 1) par l'intermé-

diaire d'un mécanisme de plateau de balance. Ce plateau de balance 85 (figure 2) contient une ou plusieurs jauges de contrainte destinées à mesurer le gain en poids de la machine pendant toute la période d'hémodialyse. Le gain en poids est égal à l'ultrafiltrage diminué de tout retour

de fluide provenant des différents produits de réinfusion.

Il permet donc de mesurer avec précision la perte de fluide totale et la perte de poids totale du patient. Le plateau de balance 85 (figure 2) envoie son information au calculateur 82. Le plateau de balance n'est également sensible qu'aux volumes d'entrée et de sortie du dialyseur.

Cela peut servir à confirmer la mesure de débit effectuée

par l'appareil de controle de débit optique.

COMMANDE D'ULTRAFILTRAGE:

La commande d'ultrafiltrage est un mécanisme important permettant de réduire au minimum les symptômes intradialytiques et d'empêcher les chocs et

affaissements vasculaires. En l'absence de commande d'ul-

trafiltrage, il est nécessaire de prévoir l'extraction de fluide par le coefficient d'ultrafiltrage du dialyseur, et de régler corrélativement le gradient de pression à travers la membrane (TMP). Les dialyseurs présentant des possibilités de commande d'ultrafiltrage comportent une

mesure volumétrique ou des dispositifs de mesure permet-

tant de déterminer l'ultrafiltrage net. Bien qu'ils soient généralement précis, ces dispositifs ne prennent pas en compte l'adjonction de fluide du côté sang à partir de la solution d'initialisation et augmentent la complexité et

les coûts des machines de dialyse actuelles.

Le rythme d'ultrafiltrage du système considéré est déterminé par le gain en poids de l'ensemble

de la machine. Ainsi, la réinfusion de la solution d'ini-

tialisation vers le sang, est automatiquement prise en compte dans le calcul de la perte de poids totale du patient. Le rythme de gain en poids de la machine est égal à la perte de poids du patient. Pour régler le rythme du produit d'ultrafiltrage, le calculateur 82 règle vers le bas le volume du dialyseur. Cela se fait en coupant le débit affluent à un rythme légèrement plus élevé, de manière à réduire ainsi le volume de remplissage et la pression de part et d'autre de la membrane de transfert du dialyseur. Pour augmenter le rythme d'ultrafiltrage, on utilise un rythme de débit plus faible pour la coupure du débit affluent, ce qui permet ainsi d'augmenter le volume et la pression de part et d'autre de la membrane de

transfert du dialyseur.

La mesure du gain en poids de la ma-

chine se fait par des jauges de contrainte montées dans le bas de la machine. Ces jauges de contrainte peuvent être fixées sur une plaque de base de support 84 si on le désire. L'augmentation de poids de la machine, par

exemple par mise en place d'objets dans le haut de la ma-

chine pendant la dialyse, peut produire un calcul incor-

rect du produit d'ultrafiltrage. Des augmentations brus-

ques de poids sont détectées par le calculateur et peuvent

déclencher une alarme indiquant un signal d'entrée erroné.

Une diminution brusque du poids appliqué à la jauge de contrainte indique que la machine a été soule\ée. Dans ce cas, le calculateur conserve simplement les points de coupure de débit affluent et de débit effluent déjà calcu-

lés pour obtenir le rythme d'ultrafiltrage convenable.

Une augmentation brusque de poids indique que la machine a été replacée sur une surface ferme. On effectue alors le reréglage des points de coupure de débit affluent et

de débit effluent, suivant l'augmentation de poids actuel-

lement mesurée de la machine.

*FONCTIONNEMENT GENERAL:

Pendant le réglage initial, le patient

effectue les branchements de tubages convenables à l'inté-

rieur de la Cartouche Jetable 32, vers le réservoir d'ini-

tialisation 42 et vers le réservoir de chlorure de calcium

54, ainsi que vers le dialyseur 33. Le patient ferme -

manuellement la pince de blocage 92. Le processus d'ini-

tialisation est déclenché en appuyant sur un bouton et la pompe 56 commence à tourner. La fermeture automatique de la pince de blocage 57 et du tube 44 aspirent le fluide d'initialisation dans le dialyseur. La fermeture de la

pince de blocage 58 et du tube 45 permet au dialyseur d'ex-

pulser le..fluide. L'initialisation est confirmée et les appareils de contrôle 60 et 61 indiquent l'absence d'air ou de particules tandis que le détecteur d'interface 71 indique l'absence de bulles. Pendant ce temps, la solution

d'initialisation est tirée du réservoir 42, passe à tra-

vers le dialyseur; et revient au réservoir 42, par des cycles multiples. La pince de blocage 67 est maintenue

ouverte pendant cette opération.

A la fin du mode d'initialisation, le patient place l'aiguille 41 dans une fistule. Le mode de

dialyse est déclenché tandis que le débit de sang péné-

trant et sortant du dialyseur est complètement contrôlé par les appareils de contrôle optiques 60 et 61. La pompe 56 reste à faible débit. Pendant le débit affluent, la pince de blocage 57 est fermée, la pince de blocage 58 est ouverte et la pince de blocage 59 ouvre le tube 45 et ferme le tube 44. Le calculateur 82 surveille l'augmenta- tion de débit de sang pour s'assurer qu'il dépasse

ml/min, puis surveille le débit jusqu'à ce qu'il dimi-

nue à 25 ml/min en indiquant ainsi le remplissage du dia-

lyseur. La pince de blocage 58 est ensuite fermée et la

pince de blocage est ouverte, la pince de blocage 59 fer-

mant le tube 45 et ouvrant le tube 44. Le calculateur surveille l'augmentation du débit effluent au delà de ml/min et la décélération du débit à 25 ml/min indiquant le remplissage convenable du dialyseur. Dans les cycles successifs, on augmente la vitesse de la pompe 56 jusqu'à ce que les vitesses moyennes de débit affluent et de débit

effluent soient égales à 300 ml/min, Il en résulte un trai-

tement de sang moyen de 150 ml/min.

La courbe de souplesse du dialyseur 33 et son coefficient d'ultrafiltrage ont été programmés dans le calculateur, de même que la relation entre le débit affluent pour remplir le volume, et la pression de

part et d'autre de la membrane de transfert. Le calcula-

teur choisit le temps voulu pour obtenir le rythme d'ultra-

filtrage souhaité, et transfère cette valeur à un point final voulu pour les débits affluents et effluents. Les cycles de débit affluent et effluent sont ensuite réglés

suivant ces limites de débit.

Lorsque ces limites ont été réglées, le calculateur commence à mesurer le rythme de gain en poids de la machine (rythme d'ultrafiltrage). Si ce rythme est supérieur à la valeur voulue, on utilise des points de coupure légèrement plus bas pour limiter les débits

affluents ou effluents (différence de débit de 5 ml/min).

Si le rythme d'ultrafiltrage est inférieur à la valeur voulue, on choisit des rythmes de coupure plus élevés. Ce

réglage de rétroaction se poursuit pendant toute la dia-

lyse. Entre chacun de ces réglages de rythme d'ultrafil-

trage, l'algorithme de rétroaction permettant d'obtenir un débit de sang moyen de 300 ml/min reste toujours vala-

ble. Si, par suite d'un abaissement du rythme d'ultrafil-

trage (et du volume de remplissage du dialyseur), le rythme de traitement moyen diminue, on augmente la vitesse de la pompe 56. Si le rythme de traitement dépasse 150 ml/min, on ralentit la pompe. De cette manière, il est possible de faire fonctionner le dialyseur soit à basse vitesse soit à grande vitesse d'ultrafiltrage, sans affecter notablement le rythme de traitement moyen du sang. Le calculateur continue de fonctionner en mode de dialyse jusqu'à ce que le temps voulu (entrée) se soit écoulé. A la fin de la dialyse, le patient appuie sur un bouton pour démarrer le cycle de rinçage, et ferme manuellement la pince de blocage 93. La pince de

blocage 67 s'ouvre automatiquement et les pinces de blo-

cage 57 et 58 s'ouvrent et se ferment comme dans le mode de dialyse. l'appareil de contrôle de débit de sang

effluent 61 indique le rinçage effectif du dialyseur lors-

que son signal de débit disparaît.

VARIANTES DE REALISATION:

En variante, on peut utiliser l'ensem-

ble du système avec des absorbants en suspension (uréase,

charbon de bois, échangeur de cations tel que de la zéo-

lite chargée de calcium ou de l'IRP chargé de sodium-

hydrogène, et un échangeur d'anions) à la place de la colonne 48. La zéolite chargée de calcium est décrite dans la demande de Brevet U.S.A 482 210 intitulée PROCEDE

ET MATERIAU DE DIALYSE POUR EXTRAIRE DES SUBSTANCES A

BASE D'UREE DANS UN REIN ARTIFICIEL, indiquée ici à titre de référence. Les avantages qu'on peut en retirer sont:

faible coGt (pas besoin de construire une colonne), meil-

leure clarté (résistance chimique diminuée du côté du

produit de dialyse), et machine plus petite et plus sim-

ple (pas de pompe de colonne nécessaire). Tous, les appa-

reils de contrôle fonctionnent de la même manière, sauf

celui de l'hémoglobine qui peut être réalisé en électro-

chimie plutôt qu'en optique.

Une autre variante consiste à faire fonctionner le système avec de l'héparine à la place de bouteilles de Ca C12. Une telle variante de réalisation prend approximativement un débit de produit de dialyse de 500 ml/min pour atteindre le débit de sang global de

ml/min. La Colonne Redy perd de la capacité de liai-

son et présente une pression de débit de tête trop élevée.

Un débit de court-circuit vers le sac peut dériver la colonne, comme indiqué par les lignes en pointillés de la figure 2. Ainsi, le tube 47 est également relié à une pompe auxiliaire placée entre la pompe 56 et la colonne 48. La pompe 90 est à son tour reliée au tube 91 se vidant dans

le haut du sac du produit de dialyse 43 et peut fonction-

ner pour forcer le passage d'une partie du produit de dialyse traversant le tube 47, dans le tube.91, puis dans le sac 43, même en présence d'un débit entre le tube 47

et la colonne 48. La pompe 90 et le tube 91 sont représen-

tés en pointillés car ils ne sont utilisés que dans la présente variante de réalisation. Toutes les autres

caractéristiques et tous les autres éléments sont identi-

ques à ceux de la forme de réalisation précédemment dé-

crite. L'avantage est que le débit de la colonne peut être réglé à une valeur haute au début de la dialyse, lorsque le niveau de sang-urée tombe, ce qui permet de conserver une forte teneur en urée dans le produit de dialyse, pour

maintenir la liaison de la colonne.

R E V E N D I C AT I 0 N S

1 ) Instrument de dialyse à simple

accès, caractérisé en ce qu'il comprend un cathéter uni-

que (41) destiné à recevoir des liquides corporels; un dialyseur (33) comportant un côté liquide corporel muni d'un orifice d'entrée de fluide (34) et d'un orifice de sortie de fluide (35) relié au cathéter (41), ainsi qu'un

côté produit de dialyse muni d'un orifice d'entrée de pro-

duit de dialyse (36) et d'un orifice de sortie de produit de dialyse (37), des moyens de stockage (43) reliés à l'entrée de produit de dialyse et à la sortie de produit de dialyse de manière à fonctionner pour maintenir une alimentation de liquide de produit de dialyse servant au dialyseur (33); et des moyens de pompage (56) reliés au côté produit de dialyse du dialyseur et fonctionnant de manière à appliquer directement une pression d'extraction de fluide à la sortie de produit de dialyse, par suite de la pression appliquée à l'entrée de fluide, de manière à produire un débit de fluide dans le dialyseur (33), à

travers l'orifice d'entrée de fluide.

2 ) Instrument. selon la revendication 1, caractérisé en ce que les moyens de stockage sont constitués par un ensemble jetable (32) comprenant un

réservoir (43) de produit de dialyse (37) destiné à con-

server une certaine quantité d'eau et comportant un ori-

fice de débit effluent relié à l'entrée (36) de produit de dialyse et un orifice de débit affluent relié à la sortie (37) de produit de dialyse par l'intermédiaire des

moyens de pompage (56).

3 ) Instrument selon l'une quelconque

des revendications 1 et 2, caractérisé en ce que les

moyens de stockage comprennent en outre une colonne d'ab-

sorption (48) destinée à régénérer le produit de dialyse et à conserver les éléments cSté produit de dialyse et

côté liquide corporel pour pouvoir éventuellement en dis-

poser, cette colonne étant montée en communication de fluide, entre l'orifice d'entrée de produit de dialyse

(44) et l'orifice de sortie de produit de dia1]se (45).

4 ) Instrument selon l'une quelconque

des revendications 1 à 3, caractérisé en ce que les moyens

de stockage comprennent en outre un réservoir de réinfu-

sion (50) contenant des produits chimiques en communica-

tion de fluide avec le réservoir de produit de dialyse (43), pour fournir ces produits chimiques au produit de

dialyse de manière à le remplir.

) Instrument selon l'une quelconque

des revendications 1 à 4, caractérisé en ce qu'il comprend

en outre un réservoir d'infusion de liquide corporel bran-

ché entre le cathéter (41) et le dialyseur (33).> 6 ) Instrument selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend en outre des moyens de blocage (57, 58, 59) branchés à l'orifice d'entrée de fluide, à l'orifice de sortie de fluide, et à l'orifice d'entrée de produit de dialyse, de manière à fonctionner pour contrSler le débit traversant ces éléments, l'orifice d'entrée de fluide et l'orifice de sortie de produit de dialyse étant ouverts, et l'orifice de sortie de fluide et l'orifice d'entrée de produit de dialyse étant fermés lorsque les moyens de pompage (56) appliquent la pression

d'extraction provoquant le débit de fluide entre le cathé-

ter (41) et le dialyseur (33).

7 ) Instrument selon la revendication 6, caractérisé en ce que les moyens de blocage (57, 58)

ouvrent l'orifice de sortie de fluide et l'orifice d'en-

trée de produit de dialyse tout en fermant cet orifice d'entrée de fluide pour permettre au liquide de sortir du

dialyseur (33) pour aller vers le cathéter (41).

8 ) Instrument selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend en outre des moyens d'initialisation (42) branchés en communication de fluide

avec le dialyseur (33) pour lui fournir du liquide d'ini-

tialisation de manière à initialiser ce dialyseur.

9 ) Machine d'hémodialyse utilisant

l'instrument selon l'une quelconque des revendications 1

à 8, caractérisée en ce qu'elle comprend un cathéter (41), un dialyseur (33) muni d'un orifice d'entrée de sang (34)

et d'un orifice de sortie de sang (35) branché au cathe-

ter (41), ainsi qu'un orifice d'entrée de produit de dia-

lyse (36) et un orifice de sortie de produit de dialyse (37); un réservoir de conservation de produit de dialyse (43) branché entre l'entrée de produit de dialyse et la sortie de produit de dialyse; des moyens de retenue de débit de liquide (57, 58) associés à l'orifice d'entrée de

sang, à l'orifice de sortie de sang, et à l'orifice d'en-

trée de produit de dialyse, de manière à laisser passer le débit de sang à travers l'orifice d'entrée de sang et à ne pas laisser passer le débit de sang par l'orifice de sortie de sang, lorsqu'il se trouve dans-un premier état, et de manière à laisser passer le débit de sang à travers l'orifice de sortie de sang et ne pas le laisser passer à travers l'orifice d'entrée de sang, lorsqu'il se trouve

dans un second état; et des moyens de pompage (56) bran-

chés entre l'orifice de sortie de produit de dialyse et le réservoir, de manière à appliquer une force de pompage à l'orifice de sortie de produit de dialyse lorsque les moyens de retenue de débit de liquide se trouvent dans

le premier état.

) Machine selon la revendication 9, caractérisée en ce qu'elle comprend en outre des moyens

de contr8le (60, 61) associés en fonctionnement à l'ori-

fice d'entrée de sang et à l'orifice de sortie de sang, ces moyens comportant des moyens de détection de lumière (64, 65) servant à détecter les paramètres de débit de sang traversant l'orifice d'entrée de sang et l'orifice de sortie de sang, y compris la détection de bulles, de

caillots et de particules contenues dans ce sang.

) Machine selon l'une quelconque

des revendications 9 et 10, caractérisée en ce qu'elle

comprend en outre des moyens de mesure de poids (85) associés au dialyseur et au réservoir, destinés à mesurer

les variations de poids de la machine par suite de l'ex-

traction et du retour de sang à travers le cathéter, et par suite de l'ultrafiltrage du fluide traversant le dialyseur. 12 ) Machine selon l'une quelconque

des revendications 9 à 11, caractérisée en ce qu'elle

comprend en outre un réservoir de citrate (50) branché à

l'orifice d'entrée de produit de dialyse.

13 ) Machine selon l'une quelconque

des revendications 9 à 12, caractérisée en ce qu'elle

comprend en outre une cartouche jetable (32) dans laquelle se montent le dialyseur (33), le réservoir (43) et le récipient de citrate (50), une colonne d'absorption (48) étant montée sur la cartouche jetable et branchée entre l'orifice d'entrée de produit de dialyse et l'orifice de sortie de produit de dialyse pour extraire les impuretés

de ce produit de dialyse.

14 ) Instrument de dialyse selon la

revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend un dia-

lyseur (33) muni d'un côté fluide corporel destiné à rece-

voir les fluides corporels, et d'un côté produit de dia-

lyse destiné à recevoir le produit de dialyse; un réser-

voir de produit de dialyse (43) relié au dialyseur du côté produit de dialyse; et une pompe (56) branchée au dialyseur du c6té produit de dialyse, pour lui appliquer une pression faisant pénétrer un débit de fluide corporel

dans le dialyseur.

) Instrument selon la revendication 14, caractérisé en ce qu'il comprend en outre des moyens de mesure (60, 6i) branchés du côté fluide corporel du dialyseur pour déterminer le débit de fluide corporel

pénétrant dans le dialyseur (33).

16 ) Instrument selon l'une quelconque

des revendications 14 et 15, caractérisé en ce qu'il com-

prend en outre des moyens de détection de poids (85) asso-

ciés au dialyseur et au réservoir, pour détecter la varia-

tion de poids due à la différence entre le débit de fluide

corporel affluent et le débit de fluide corporel effluent.

17 ) Instrument selon l'une quelconque

des revendications 14 à 16, caractérisé en ce que le ré-

servoir est monté sur un ensemble jetable (32).

18e) Instrument selon l'une quelconque

des revendications 14 à 17, caractérisé en ce qu'il com-

prend en outre une-colonne d'absorption (48) reliée au dialyseur pour extraire les éléments étrangers du produit

de dialyse; et un réservoir de réinfusion (50) de pro-

duits chimiques de remplissage relié au réservoir(43).

19 ) Appareil de contrôle utilisé dans l'instrument de dialyse selon la revendication 1

pour détecter l'ammonium dans un fluide, appareil de con-

trôle caractérisé en ce qu'il comprend un tube de trans-

port de fluide (49) muni d'un orifice de sortie permettant au gaz ammoniac de s'échapper; une membrane perméable au gaz (80) s'étendant à travers cet orifice de sortie; une

bande de vérification (78) placée au voisinage de la mem-

brane et comprenant des réactifs chimiques destines à réagir avec l'ammonium et à changer de couleur-au cours du processus; et des moyens de détection de couleur (76, 77, 78) placés au voisinage de la bande pour détecter les

changements de couleur de cette bande.

) Appareil de contrôle selon la revendication 19, caractérisé en ce que les moyens de détection de couleur comprennent une source de lumière (76) destinée à diriger de la lumière sur la bande (78), et un détecteur de lumière (77) destiné à recevoir une

partie au moins de la lumière réfléchie par cette bande.

21 ) Instrument de dialyse selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend des moyens de cathéter (41) destinés à_receoir des liquides corporels; un dialyseur (33) muni d'un côté liquide cor-

porel comportant un orifice d'entrée de fluide et un ori-

fice de sortie de fluide relié au moyen de cathéter,

ainsi que d'un côté produit de dialyse comprenant un ori-

fice d'entrée de produit de dialyse et un orifice de sortie de produit de d.ialyse; un réservoir de produit de dialyse (43) destiné à-conserver une certaine quantité de produit de dialyse et comportant un orifice de débit effluent relié à l'orifice d'entrée de produit de dialyse,

et un orifice de débit affluent relié à l'orifice de sor-

tie de produit de dialyse; un réservoir de réinfusion (50) contenant du citrate, en communication de fluide avec le réservoir de produit de dialyse pour fournir du citrate de remplissage à ce produit de dialyse; et des moyens de pompage (56) branchés au dialyseur pour produire un débit de fluide dans le dialyseur, entre'l'orifice

d'entrée de fluide et les moyens de cathéter.

22 ) Instrument selon la revendication 21, caractérisé en ce que les moyens de pompage (8) sont reliés au côté produit de dialyse du dialyseur, et servent à appliquer directement une pression d'extraction de fluide à l'orifice de sortie de produit de dialyse, de maniere à produire à l'orifice d'entrée de fluide, une pression provoquant un débit de fluide dans le dialyseur,

par l'orifice d'entrée de fluide.

23 ) Instrument selon la revendication

3, caractérisé en ce que les moyens de stockage compren-

nent des moyens de dérivation (90, 91) branchés entre le dialyseur (33) et le réservoir de produit de dialyse (43), de même que la colonne d'absorption (43), pour dériver un certain débit de produit de dialyse entre le dialyseur et la colonne d'absorption, et également vers le réservoir

de produit de dialyse.

24 ) Instrument selon la revendication

2, caractérisé en ce que les moyens de stockage compren-

nent des absorbants en suspension.