JP2003235965A - モジュラー型在宅透析システム - Google Patents
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- A61M1/14—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis
- A61M1/16—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis with membranes
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Abstract
頼性を自動的に試験する方法を提供する。 【解決手段】血液を患者から動脈側回路を介し前記透析
器までポンプ輸送すると共に静脈側回路を介し前記患者
まで戻し、前記透析器が血液側と透析液側とを有する膜
を備えており、前記方法は、前記膜の前記血液側に存在
しうる液体を実質的に除去するステップと、空気を前記
膜の前記血液側にポンプ輸送して前記透析器を加圧する
ステップと、前記透析器の加圧度を測定するステップ
と、前記透析器が加圧されれば、前記加圧の減衰速度を
測定するステップと、前記加圧度と減衰速度とで前記透
析器の膜の信頼性を示すステップと、を含含む方法。
Description
構成部材およびサブシステム、並びにその操作方法に関
するものである。本発明の人工腎臓装置は、たとえば在
宅、セルフケア・クリニックまたはナーシング・ホーム
における通常の透析病院外での使用に特に適する。
不充分な腎臓機能を有する患者の治療方式である。血液
透析においては、血液をポンプで患者から人工腎臓(透
析器)に送り、ここで血液中の毒素および過剰の水分を
半透膜を介して電解液(透析液)中に濾過する。一般的
に使用される形態の透析器は多数の半透性中空繊維膜か
らなり、これらは透析に用いうる表面積を著しく増大さ
せ、膜に対する拡散および対流を容易化にする。
部分よりなり、すなわち一方は体外血液循環回路からな
り、他方は透析液回路もしくは流路からなっている。典
型的には、血液循環回路全体は使い捨てであって、次の
もので構成されている:(1)動脈および静脈のフィス
トラ針、(2)動脈側(流入)および静脈側(流出)回
路、(3)透析器、(4)生理学的プライミング溶液
(生理食塩水)と点滴セット、および(5)抗凝固剤
(ヘパリンもしくはクエン酸ナトリウム)と点滴セッ
ト。動脈針は患者血液アクセス側から血液にアクセスす
ると共に動脈側回路に接続され、血液が透析器まで運ば
れる。
おける回転式もしくは蠕動式血液ポンプにインターフェ
ースするポンプセグメント、透析装置における圧力トラ
ンスジューサにインターフェースしてポンプ前および/
またはポンプ後の圧力を監視する配管を含む圧力監視チ
ャンバー、生理食塩水および抗凝固剤の注入ポート、並
びに血液を抜取り或いは薬物を注入する1個もしくはそ
れ以上の注入部を備える。
中空繊維の束を包封したケースを備える。血液は中空繊
維の内側で循環する一方、透析液は外側で循環して、こ
れら2種の液体は決して直接接触はしない。毒素は血液
から拡散して濃度勾配に応じ透析液中に拡散する。患者
の血液に含まれる過剰の水分は圧力勾配の結果として透
析液に流入する。膜はセルロース誘導体もしくは合成ポ
リマーから作製される。
液を透析器から搬出し、患者の循環系に戻す。静脈側回
路は人工腎臓装置における他の圧力トランスジューサに
通ずる配管を備えた圧力監視チャンバーと、注入部と、
空気塞栓が患者に移動するのを防止するための、人工腎
臓装置における空気検出装置にインターフェースする配
管のセグメントとを備えている。
において先ず最初に別途の水処理システムで精製された
水と濃縮透析液とを合してオンラインで連続的に調製さ
れる。過去数十年にわたり、濃縮透析液は循環系のアシ
ドーシスを抑制するための生理学的緩衝剤として酢酸塩
を含む単一の組成物から、緩衝剤として酢酸塩の代わり
に重炭酸塩を含む2つの容器により調製されるようにな
った。2種の比例分配ポンプが必要とされ、第1のポン
プは重炭酸塩濃縮物を水と混合する一方、第2のポンプ
はこの混合物を濃縮電解液と比例配合して最終的な生理
学上適合しうる溶液を調製する。
血液出口側で血液回路と透析液回路とに接続された圧力
トランスジューサにより圧力を連続的に監視している。
マイクロプロセッサが、膜を介する水の移動量に相関す
る推定される膜内外圧力(TMP、Transmenb
rane pressure)を計算する。これら人工
腎臓装置はさらに透析器に対し流出入する透析液の量を
測定する手段をも備えて、患者から限外濾過により除去
される正味の水分量を計算することができる。血液に流
入もしくは血液から流出する水分量を膜内外圧力と電子
的に比較することにより、このシステムは患者から除去
される水分量をシステム中に予めプログラミングされた
所定の目標値まで積極的に制御することができる。低水
移動性セルロース膜を用いる場合、充分な水除去を達成
するためには、透析装置により膜の透析液側に陰圧を発
生させなければならない。透析液が透析器を移動する際
に吸引力が透析液に加えられるので、透析液を先ず最初
に脱気槽で高減圧下に置いて、センサによる限外濾過の
計算エラーの原因となると共に透析器の効率を減少させ
る原因となる気泡が透析器内で発生しないようにしなけ
ればならない。他方、高水移動性の合成膜を使用する場
合は、しばしば透析液側に陽圧を加えて過度な限外濾過
速度を抑制する必要がある。
ている。世界的な傾向は透析器の再使用の方向である。
透析器を手動的におよび自動的に再使用するには多くの
方法がある。病院においては、同時に多数の透析器を再
処理するための特殊な装置が使用されている。
に存在すると共に肝炎およびAIDSが透析者に比較的
多いため、無菌環境にて行わねばならない。さらにOS
HAおよびEPAは、使用する有害な滅菌剤および清浄
剤により種々の作業環境を規制している。
上で行うことができる。ボアグ(Boag)特許(米国
特許第4,695,385号)は透析器および血液回路
の清浄装置を開示している。この装置は永久的または半
永久的に人工腎臓装置システムに接続される。
に清浄および殺菌せねばならない。これには2つの理由
がある。第1の理由は、透析液が滅菌されていないとい
う事実に関する。治療としての透析の開始当初から、透
析膜は透析液と血液との間の無菌バリヤとされている。
これは細菌の全体については真実と言えるが、過去数年
間にわたり合成膜およびそれらのより多孔質の構造の使
用により、内生毒素もしくはその成分が膜を透過して患
者内の炎症過程を活性化させるという問題が増大してい
る。重炭酸塩を含有する透析液を使用する場合、炭酸カ
ルシウムが必ず沈澱して配管上に蓄積し、したがって酸
性溶液で溶解させねばならない。
製し、これを血液透析器に供給するための比例配分装置
を用いている。初期の血液透析には、いわゆるタンクも
しくはバッチシステムのみが使用された。人工腎臓装置
には大型タンクを設け、精製水を乾燥薬品と予備混合し
て透析液を調製し、これを加温すると共に透析器の透析
液回路に循環させた。重炭酸塩を緩衝剤として使用し、
CO2 を溶液中にバブリングさせ、あるいは乳酸を溶
液に添加して炭酸カルシウム/マグネシウムの沈澱を防
止した。非効率的な透析器の場合、12時間もしくはそ
れ以上の透析時間がかかった。温かい透析液は細菌増殖
に対して格好の培地となった。長い透析処理時間は問題
を拡大した。この問題を解消すべく、溶液を必要なとき
に精製水と濃縮液とから調製するよう比例配分装置が設
計された。濃縮液は、重炭酸塩はカルシウムおよびマグ
ネシウムが同じ濃度で存在すればカルシウムとマグネシ
ウムとが共に沈澱する傾向を有するので、生理学的緩衝
剤として酢酸塩を含有するようにした。
0,000人の透析患者が存在し、世界的にはほぼ50
0,000人の透析患者が存在している。これら患者の
殆どは血液透析センターで透析を受け、約17%が在宅
腹膜透析を受けており、在宅血液透析は3%未満であ
る。典型的には、センターでの血液透析は1週間につき
3回、2〜4時間にわたって行われる。生理学上望まし
い1週間当り4回の透析サイクルは毎週3回の透析では
耐えられない患者にのみ用いられ、これは一般に心臓血
管の不安定に基づく。在宅血液透析も典型的には1週間
当り、3回行われる。
析センターで標準的なスケジュールであると考えられて
いるが、より短時間の一層頻度の高い透析がより効果的
であるという相当な科学的証拠も存在している。正常人
の腎臓は連続的に機能して体液全体の容積および代謝廃
棄物レベルの緩徐な変化をもたらす一方、毎週3回の透
析スケジュールは異常な生理学的変化を与えて患者の肉
体に相当なストレスを及ぼす。
やされる時間は、1週間当り3回行う患者では殆ど我慢
できる。その結果、体液容積の変動および関連する徴候
に耐えられない患者のみがより高い頻度(毎週4回)の
透析サイクルに同意する。在宅透析患者には毎週3回よ
り多い高い頻度の透析は、患者に付添って看護する身内
およびセットアップや取り外しや清浄の殆どを行う患者
に対してより大きなストレスを意味する。したがって、
高い頻度(毎週4回もしくはそれ以上)の在宅血液透析
は少なくとも従来は広く実施されていなかった。
れ以上の液体を透析処理の間に蓄積すれば「乾燥」体重
を得るのが極めて困難となる。或る患者(特に心臓病を
有する患者)では、僅か2kgの体液増加にも殆ど耐え
られない。彼らは透析前に呼吸が短くなり、筋肉収縮
し、透析の間に低血圧となり、さらに「吐気」をもよお
すと共に極めて弱体となり、「平衡化」して機能を回復
するには数時間を要する。毒性の高いカリウムの血清濃
度はしばしば危険レベル(7mEq/Lより大)に達
し、特に長時間たった後(週末)の最初の透析に先立ち
危険レベルに達する。他の事項については、多くの患者
でカルシウムおよびpHが透析前に低過ぎるかあるいは
透析後に高過ぎるようになる。経験的に多くの血液透析
施設では、これら患者は週4回の透析スケジュールにか
けられる。
して透析および少なくとも調製および清浄につき自動化
せねばならないという仮定に基づき、人工腎臓装置が開
発された。この仮定は、人工腎臓装置のセットアップお
よび清浄のための時間が全透析時間に比べて比較的短い
ような長時間であるが高い頻度でない透析には当てはま
る。
1回の透析サイクルは徐々に8時間、6時間、5時間、
4時間、3時間そして2時間にまで短縮された。極めて
効率的な透析器の場合、酢酸塩がこれを代謝する身体の
能力を越えて患者に供給され、心臓血管の不安定性をも
たらした。この問題の対策は、緩衝剤としての重炭酸塩
に戻ることとなったが、比例配分システムの全体的な設
計の範疇に入るものである。カルシウムおよびマグネシ
ウムに対する重炭酸塩の化学的な非適合性のため、2台
の比例配分ポンプが必要であり、第1のポンプは重炭酸
塩濃縮物を水と混合し、第2のポンプはこの混合物を濃
縮電解液と比例配分して最終的な化学適合性の溶液を得
るためのものである。しかしながら、1〜3時間の短い
毎日の透析サイクルはこの比例配分装置を必要としない
という可能性をもたらす。
合、患者に課せられる移動時間、不便さおよび経費は著
しく増加する。この種の処置をセンターの多数の通院患
者が受ける場合、透析施設のスタッフにも負担がかか
る。さらにこのような増加分の透析を行う透析施設の能
力も増大せねばならず、資本拡大を必要とする。その結
果、患者の家庭がこの透析方式につき望ましい場所とな
る。
i)による米国特許第5,336,165号は、従来の
人工腎臓装置に伴う多くの問題を解決するための技術を
記載している。この米国特許は、組込み水処理システム
とバッチ式透析液の自動調整、自動化された再使用、自
動化されたセットアップ、自動化された血液と透析液回
路の清浄および殺菌、乾燥した薬品および濃縮薬品を用
いることによる貯蔵スペースの減少とを示す血液透析シ
ステムにつき記載している。このシステムは在宅透析に
適している。
使用者にとって使いやすく、効率的でありかつ手頃な値
段の在宅血液透析システムを生産して患者および患者の
家族を時間のかかる面倒な処理前および処理後の在宅血
液透析装置のセットアップおよび取り外しを軽減する技
術に失敗したことに基づく。本発明の人工腎臓装置は、
この状況を軽減すると共に家庭環境における毎日の短時
間の血液透析に特に適する血液透析システムを患者に提
供する。
共に最小の患者の労力しか必要とせず、コスト上有利で
あり、移動可能であり、簡単かつ極めて信頼性のある在
宅用血液透析システムであって、家庭環境において使用
するのに特に適したモジュラー型人工腎臓装置に関する
ものである。従来技術の在宅血液透析治療装置に伴う労
力および消耗品コストを実質的に減少させることによ
り、本発明は多くの血液透析患者に対して家庭環境にて
毎日の短時間の血液透析の可能性を開くことを意図す
る。これら患者は本発明の実施によりこの透析方式を自
ら利用することができ、離れた透析センターまで移動す
る不便さなしに優れた臨床的利点が得られることが判明
した。
つき説明するが、全体的特徴において、本発明は、患者
インターフェースおよび制御モジュールからの中央コン
ピュータ制御下で一体化された水処理、透析液調製およ
び体外循環回路モジュールを備える人工腎臓装置に関す
るものである。人工腎臓装置の水前処理モジュールは家
庭内に設置されて家庭の熱水および冷水配管に接続され
る。水前処理ユニットは温度制御された混合弁と水濾過
器と炭素およびできれば他の精製剤もしくは調節剤とを
有し、これらは地域の供給水の組成および性質に依存す
る。さらに残留塩素もしくはクロラミンにつき処理水を
サンプリングするための水サンプリングポートを有する
減圧弁をも備える。水前処理ユニットは人工腎臓装置に
処理水を約30℃の温度もしくはそれ以下で、ほぼ一定
の圧力で供給する。
ある透析液調製タンクを備えると共に、透析用薬品を透
析液調製タンクに自動的に添加する新規かつ効果的な薬
品添加および分散サブシステムがタンクに設置されてい
る。薬品添加および分散サブシステムはボトル中に透析
用薬品を含んでおり、ボトルの外表面には読取装置用の
表示を設ける。患者が間違った薬品ボトルを添加および
分散サブシステムに設置すれば、警告を発して使用者は
このボトルを正しいボトルと交換するよう促される。
各モジュールの操作は、透析過程の際の信頼性および効
率を確保する新規かつ効果的なプロセスコントロール方
法を特徴とする。限外濾過システム、透析液フィルタ
(または「限外フィルタ/パイロジェンフィルタ」)、
透析器、体外循環回路、透析液回路および透析器のクリ
アランスの信頼性を透析前に自動的に試験する。さら
に、重要な圧力センサおよび血液ポンプの検定をも透析
前に自動的に行って、その精度を確認する。これらおよ
び他のプロセスコントロールの特徴を達成すべく、新規
かつ効果的なサブシステム、回路およびシステムの各部
品が人工腎臓装置の設計に組込まれる。
水処理モジュールを含む装置全体につき精製熱水殺菌を
行うことも特徴としている。コンピュータにより制御さ
れた熱水殺菌は装置の回路にサーミスタを設置し、水温
を監視すると共に工程のフィードバック制御を行う。こ
のシステムは化学薬品による殺菌のバックアップの適応
性を特徴とする。
は極めて効率的、頑丈かつ使用者にとって使いやすい装
置となり、最小限の使用者の負担しか必要としない。そ
のままで、装置は毎日の短時間の血液透析療法に使用す
るのに特に適している。さらに装置全体は、移動するこ
とができ、この装置を従来の透析医院の外部、特に家庭
もしくはナーシング・ホームやセルフケア・クリニック
で使用するのに特に適せしめる設計上の特徴を有する。
さらに、本発明によるプロセスコントロール技術、サブ
システムおよび装置の各部品の多くが、たとえば血液透
析濾過、血液濾過および腹膜透析など血液透析以外の他
の種類の治療法にも(直接的に或いは若干の改変を加え
て)適用しうることが注目されよう。
徴および利点につき詳細に説明する。
体的な装置およびシステムの好適な実施形態をブロック
図で説明する。モジュラー型人工腎臓装置22は水前処
理モジュール20から水を受入れる。水前処理モジュー
ル20およびモジュラー型人工腎臓装置22は、限定は
しないが患者の家庭環境に設置されているものとして示
す。水前処理モジュール20の主たる機能は、家庭水供
給源からの水を予め処理すると共に処理水を所定の加温
された温度および圧力で人工腎臓装置22に供給し、シ
ステムの廃液と廃水とを人工腎臓装置22から家庭の排
水口まで運ぶことである。人工腎臓装置22は好ましく
はホイール上に設置した移動自在なユニットであって、
3種の機能的に異なるモジュール、すなわち水処理モジ
ュール24と透析液調製モジュールもしくは水調製モジ
ュール26と体外循環回路モジュール28とを収容す
る。透析を必要とする患者(図示せず)を、通常の方法
で「動脈側」および「静脈側」と称する2本の血液回路
で体外循環回路モジュール28に接続する。
ェースおよび制御モジュール25を備え、これは1種も
しくはそれ以上の中央処理装置に接続された表示および
タッチスクリーン(または、たとえばキーボードもしく
は音声作動システムのような患者による他の入力手段)
を備える。インターフェースおよび制御モジュール25
はシステムの操作に関する管理制御を行って人工腎臓装
置の現在の状態を表示し、指令や情報を入力するよう使
用者を促し、各種のセンサおよびシステムの他の受動部
品からデータを受け、これらデータを記憶装置に記録
し、人工腎臓装置の作動部品(たとえば弁、ポンプ、ヒ
ーターなど)の操作を制御し、人工腎臓装置における異
常もしくは故障状態に対しアラームもしくは他の表示器
で患者に警告し、血液透析に関する各パラメータを計算
し、さらに下記に詳細に説明する他の仕事をも行う。さ
らにインターフェースおよび制御モジュール25には、
人工腎臓装置22が処置中または処置後の患者の透析情
報を中央監視ステーションに電子的に(たとえばモデム
によって)送信しうる追加のハードウェアー部品をも設
けることができる。
はシンク34の下のキャビネット32に設置されている
(図1)。なお、水前処理モジュール20は移動可能な
ユニットとすることもでき、可撓性配管によりモジュー
ル20を家庭用熱水および冷水に接続する。特に図2を
参照して、熱水および冷水は家庭の給水設備から取水す
ると共に温度制御混合弁36に供給され、ここで混合さ
れ出口ライン37では28〜30℃の一定温度に維持さ
れる。適する温度制御混合弁はグローエ(Grohe)
社から部品No.34 448として入手しうる。温水
は水圧調整器38を通過して手動操作弁39を介し交換
自在な一体型水濾過および処理ユニット40まで移動す
る。好適な水圧調整器38はノルグレン(Norgre
n)社から入手しうる。
illipore)社、部品No.MSPB00168
のROPAKユニットである。図3を参照すると、水処
理ユニット40は4個のチャンバ49A〜49Dを内蔵
する一体型ハウジング47を有している。水は給水口4
1Aを介しチャンバ49Aに流入する。チャンバ49A
には粒子状の濾過剤42が充填されて、微粒子により水
が濾過される。微粒子状の濾過剤42を通過した後、水
はカーボン濾剤44が充填された第2のチャンバ49B
および第3のチャンバ49Cを通過して有機物質および
溶解ガスが水から除去される。次いで、水はポリホスフ
ェートの水状態調節剤43を内蔵する第4のチャンバ4
9Dに流れ、ポリホスフェートの水状態調節剤を通って
出口45Aから流出する。ユニット40におけるカラム
もしくはチャンバは、必要に応じ地域の状態に合致する
ように予め成形することができる。
から送出されて減圧弁78に送られ、この弁には経路4
6における水中の塩素もしくはクロラミンの存在を試験
するための水のサンプルを手動で採取する一体型ポート
を備える。出口50は水の流れを水前処理モジュール2
0から人工腎臓装置22における給水口52まで可撓性
ホース54により指向させる。水前処理モジュール20
はドレイン入口56を備えて、人工腎臓装置22からの
流出液を可撓性ホース58を介して受入れると共にこの
流出液をドレイン経路62と逆止弁CV3とを介し家庭
の排水口60まで送出する。入口および出口ホース5
4、58を定期的に切り換えて、入口ホース54に生じ
うる有機物質の蓄積を防止することが推奨される。何故
なら、人工腎臓装置に向かう水は一般に塩素を含有せ
ず、流出液が一定の時間熱いからである。
混合弁36の設置は多くの利点を与える。給水口52に
て人工腎臓装置22に投入される水の温度は一定温度
(理想的には28〜30℃)に制御され維持される。こ
れは、人工腎臓装置22が冷水を加熱する必要がなく、
加熱負荷が最小化されるため、人工腎臓装置22の電力
消費を減少させるものである。さらに温度制御混合弁3
6は、逆浸透濾過膜100(図5)が最も効率的となる
温度近くで水を水処理モジュール24に供給する。これ
は人工腎臓装置22中への水の処理量を最大化し、これ
により水消費が減少する。温度制御混合弁36は、水前
処理モジュール20を何らかの理由で使用しなくてもよ
い場合でも、水処理モジュール24の入口回路に設置し
うることに注目すべきである。
圧力にて人工腎臓装置22に供給する。一体的な水サン
プリングポートを備える減圧弁78は、水処理ユニット
40の下流で経路46から水も取出しうる手段を備え、
これにより水中の塩素もしくはクロラミンの存在につい
て水試料の試験を可能にする。サンプリングポートは液
体回路から液体試料(すなわち経路46における水)
を、試料を汚染することなしに採取することを可能にす
る。試料は注射器または他の適する器具で採取される。
る減圧弁78を図4Aに断面図として示す。この減圧弁
78は標準的な調整自在の減圧弁ハウジングよりなり、
これはハウジング133に対し時計方向もしくは反時計
方向に螺着する調整部材130を備えることにより、減
圧バネ144がプラスチックプランジャ142および弾
性体ダイヤフラム140に加える力を調整する。弾性体
ダイヤフラム140は上側チャンバ131に対し下側境
界を与える。減圧弁ハウジング部材132は液体入口管
134と液体出口管136とを備える。一体的なサンプ
リングポート138はハウジング部材132の底部に設
けられる。
に設置すると共に、頂部リム139をダイヤフラム14
0の底部に対しほぼ同一の高さに位置させることによ
り、液体が頂部リム139を越えて円筒部材146中へ
流入したり、減圧弁78における通常の圧力条件下でサ
ンプリングポート138から流出するのを防止する。好
ましくは、円筒部材を減圧弁のハウジング部材132と
一体的に形成する。図4Cの代案構成においては、円筒
部材146を別途の部材として形成し、これをサンプリ
ングポート138の直ぐ上にてハウジング部材132の
底部に螺着する。
円筒プラスチック挿入体148を円筒部材146内に設
置する。挿入体148を図4Dに斜視図で隔離して示
す。挿入体148の目的は、サンプリングポート138
中に挿入された注射器135の先端からダイヤフラム1
40の底部に対し力を加えてダイヤフラムを円筒部材1
46の頂部リム139より上方へ持上げることにより、
液体が頂部リム139を越えてサンプリングポート13
8中へ流入させることにある。
先端により上部位置まで押圧された際の主流路チャンバ
137の上部を示す詳細図である。図4Aおよび図4B
を参照すると、使用者が試料を取出そうとする際、使用
者は注射器135の先端150をサンプリングポート1
38中へ挿入する。注射器135の先端150は円筒挿
入体148の下側先端152を押圧して、上表面154
によりダイヤフラム140が上方向へ押圧される(図4
B)。チャンバ137内の液体は頂部リム139を越え
て円筒部材146の内部領域に流入し(矢印参照)、さ
らに挿入体148を囲む領域156に流れ落ち、サンプ
リングポート138中へ流入し、そこから注射器135
中へ引き抜かれる。
し高レベルの毒性を有し、したがって透析液に使用する
水からこれらを除去することが必須である。水濾過ユニ
ット40のカーボン濾剤44はこの種の物質を水経路か
ら除去するが、カーボン濾剤44がクロラミンもしくは
塩素を除去する能力を消耗した場合には、使用者がこの
水濾過ユニット40を交換する必要がある。人工腎臓装
置の使用後、使用者は注射器をサンプリングポートに挿
入し、水の試料を抜取って、クロラミンもしくは塩素の
試験紙を用い、試験紙における色変化が生じたかどうか
を検査して塩素物質が試料中に存在するかどうかを調べ
る。試験紙の適当な購入先はセリム・リサーチ・コーポ
レーション(Serim Research Corp
oration)、私書箱4002、エルクハルト(E
lkhart)、インジアナ州(Indiana)46
514−0002である。
ミンの存在は一般に都市の水処理操作に起因する。水前
処理ユニット40のカーボン濾剤44が適正に働けば、
経路46におけるクロラミン量は一般にゼロとなる。し
かしながらカーボンフィルタ44が消耗すれば、水処理
モジュール24における第2のカーボンフィルタ88
(図5)がクロラミンを水から除去してシステムの安全
性を確保する。理想的には、使用者が各透析処置の後に
毎日クロラミンを検査して、一次のクロラミン濾剤(た
とえば濾剤44)が消耗した場合に予備の第2の炭素フ
ィルタ88も消耗状態とならないようにする。
透析液を調製すべく使用するための水処理方法をも提供
し、この方法は塩素除去特性を有する第1のフィルタ
(たとえばカーボン濾剤44)に水を通過させ、濾過水
を経路に移送し、この経路から水を取出して定期的に塩
素もしくはクロラミンの存在につき取出された水をサン
プリングし、塩素もしくはクロラミンの存在により、第
1のフィルタの塩素に対する濾過能力が実質的に消耗し
たことが示され、同様に塩素除去特性を有する第2のフ
ィルタ(たとえばカーボンフィルタ88)でサンプル箇
所よりも下流の水を濾過し、そして、塩素もしくはクロ
ラミンがサンプリング工程で検出された場合には第1の
フィルタを交換することを特徴とする。
図3C)を使用する場合(患者が人工腎臓装置22と共
に移動するが水前処理モジュール20を備えない場合の
ように前処理なしで)、濾過ユニット84は流入する水
における塩素含有量に応じ2週間までの水前処理の唯一
の手段として使用するのに充分な能力を有する。水道水
のクロラミン含有量およびカーボン濾剤の濾過能力が既
知であれば、濾過ユニット84の寿命期待推定値がわか
り、これに従いユニット84の予定された交換が可能に
なる。さらに、逆浸透水の試料を人工腎臓装置22の透
析液調製モジュール26におけるサンプリングポート、
たとえば減圧弁や試料ユニット210(図6)で採取し
て、移動方式でありながら水の塩素を測定するようにす
ることもできる。
ール24を詳細に説明する。水処理モジュール24は給
水口52に接続された経路70を備えて、水前処理モジ
ュール20からの水を受入れる。水処理モジュール24
中への水の流れは弁72(たとえば、シライ(Sira
i)社、部品No.D111 V14Z723A)、三
方弁83(たとえば、シライ(Sirai)社、部品N
o.311 V14 Z723A)および逆止弁CV6
によって制御される。
常態閉鎖(NC)ポートを備え、ポリホスフェート水状
態調節剤が存在する場合には、ポリホスフェート水状態
調節剤を洗浄する目的で、熱水殺菌に先立ち逆浸透(R
O)膜100の供給側から限外濾過タンク244に水を
供給する。供給ループからの全イオン性物質の洗浄は、
不溶性化合物の蓄積を回避すると共に逆浸透(RO)膜
の汚染を防止する。
メトリックス(Thermometrics)社)およ
び圧力トランスジューサ76(マイクロスイッチ(Mi
croswitch)社、部品No.26PC X−9
8752−PC)は経路72に流入する水の温度および
圧力を監視する。逆止弁CV1を戻し経路73に設置す
る。
i)社、部品No.311 V14Z723A)を設け
て、ドレイン経路71および流入経路70を戻し経路7
3を介して接続する。閉鎖状態のポート81にて水を経
路82に切り換え、第2の水濾過および処理ユニット8
4に対する圧力トランスジューサ76に流すようにす
る。
適実施例を図3Bおよび図3Cに示す。水処理ユニット
84は図3Bに斜視図で示され、入口および出口(矢印
で示す)を備えたキャップCを有する。このキャップは
一般に円筒形状のハウジングHに螺着され、ハウジング
はカーボンおよび微粒子状のフィルタ部材を収容する。
ユニット84の図3Bの3C−3C線に沿った縦断面図
を図3Cに示す。キャップCをOリングシールORと共
にハウジングHに螺着して、それらの間の漏れを防止す
る。入口経路82からの水を、第2の同心的に垂直に配
置されたチャンバ88内に設けられ微粒子フィルタ42
およびカーボンフィルタ44として機能する能力を有す
る中央濾過ユニットFを囲む外周入口チャンバPに導
く。本発明の好ましい実施態様では、カートリッジF全
体が樹脂と超微粉活性炭から作られた「混練り」型カー
トリッジである。このカーボン−樹脂の固形のブロック
は0.5ミクロン微粒子フィルタとして機能する。好適
な「混練り」型フィルタはアメテック(Ametek)
社から入手できるCBCスタイルカートリッジ(CBC
−Style Cartridge)である。第2の同
心的に垂直に配置されたチャンバ88の内部表面は濾過
水を中央放出チャンバDに流入させうる穴部LHを備え
たライニングLでライニングされる。中央放出チャンバ
Dは出口と液体連通して水を出口経路90まで移送す
る。中央濾過ユニットFは、頂部および底部にてワッシ
ャーシールWによりハウジングH内に固定保持される。
ハウジングHは好ましくは高温耐性の材料、たとえばR
YTON(登録商標)高温プラスチックで作製される。
ユニット84のフィルタ部材を交換する時点となれば、
使用者はキャップCをハウジングから取外して、フィル
タユニットFをハウジングHから取り出し、これを新た
なフィルタと交換する。コネクタAおよびBはユニット
84の迅速な交換を可能にする。
出経路90に流し、水圧センサ92(76と同じ)およ
び侵食性導電セル94(たとえば、パルサ・フィーダー
(Pulsa Feeder)社、部品No.E−2
A)に供給する。導電セル94は経路90における水の
イオン含有量を測定する。定期的に圧力センサ76およ
び92を比較して、フィルタユニット84の微粒子フィ
ルタ42の閉塞による交換時点を決定する。
調整剤が存在しているような別の実施態様では、三方バ
イパス弁および経路82と経路90との間のバイパス経
路とをフィルタ84に対する入口にて経路82に設け、
人工腎臓装置の殺菌サイクルに際し熱水が水濾過および
処理ユニット84を迂回して熱水が処理ユニット84内
のポリホスフェート水状態調節剤の信頼性を阻害しない
ようにする。ポリホスフェート水状態調節剤は、高温の
水に長時間にわたり暴露されると分解することが知られ
ている。弁における常態閉鎖ポートNCおよび常態開口
ポートNOは水前処理モジュール20から流入水が水濾
過および処理ユニット84を通過することを可能にする
が、これらポートの状態が逆転すると水はバイパス経路
を介しフィルタ84を迂回して出口経路90に達する。
えば、プロコン(Procon)社、部品No.CO1
6505AFVおよびボジンモータ(Bodine m
otor))を経路90に位置せしめて水を圧力センサ
98を介し逆浸透フィルタ100(ダウ・フィルムテッ
ク(Dow FilmTex)XUS50454.00
フィルタ)に至らしめる。流量制限器95をポンプ96
に並列に設けてデッドヘッド故障状態を回避する。弁1
12、流量制限器FC2と逆止弁CV4とを戻し経路1
10に位置せしめる。調整自在な水圧調整器114を高
圧弁112(シライ(Sirai)社、上記と同じ)に
並列に位置せしめる。水圧調整器114は逆浸透フィル
タ100に逆圧を加えて水を膜に通過させる。高圧弁1
12は水圧調整器114に対する流れを迂回させて、所
定の操作方式および故障状態での逆圧を最小限にする。
流量制限器FC2は、熱水殺菌に際し詳細に下記するよ
うに逆浸透フィルタ100に対し約10psi(68.
9kPa)の逆圧を与える。経路110および116は
ドレイン経路であって、逆浸透フィルタ100により排
斥された水を弁80を介しドレイン経路71に排水す
る。
経路102に通過させ、サーミスタ104と導電セル1
06(94と同じ)とを介し、逆止弁CV14を介して
ドレイン経路109および116に接続された常態開放
ポートNOを備える三方弁108に通過させる。三方弁
108の常態閉鎖ポートNCが開放されると、逆浸透水
は経路111を介し透析液調製モジュール26(図1、
図6)まで供給される。これは、導電セル94と106
との比較で逆浸透フィルタ100の適正な機能を確認し
た際に生ずる。この比較が逆浸透フィルタ100の不適
正な機能を示せば、水を三方弁108の常態開放ポート
NO並びに経路109、116および71を介して排水
させる。
液の流路を形成すると共に透析液調製モジュール26か
ら水処理モジュール24への加熱水の流路を形成する。
三方弁80の状態に応じ、経路107からの液体は経路
71もしくは経路73を介して流動する。水処理モジュ
ール24における弁ネットワークは、(もし、他の実施
態様で望まれるならば)水濾過および処理ユニット84
のバイパスを含めモジュール24におけるすべての液体
通路を介する水の選択的流動を可能にする。さらに逆止
弁CV5は、逆浸透フィルタ100からの排斥水がドレ
イン経路71まで戻る際に水が経路107を通過しない
よう防止する。
ュール26 次に図6を参照して、透析液調製モジュール26につき
詳細に説明する。透析液調製モジュール26の全体的機
能は透析液を自動的に混合し、調製すると共に溶液を透
析器404に供給することである。透析液調製モジュー
ル26は経路111(図5)に接続された入口経路20
0を備え、濾過水を水処理モジュール24から弁108
(図5)を介して受入れる。入口経路200は水を逆止
弁CV10を介し薬品混合タンク202(好ましくはポ
リプロピレンで作製される)に運ぶ。薬品添加および分
散サブシステム204をタンク202の側部に取付け、
これと液体連通させる。薬品添加サブシステム204の
充填プラットフォーム250を図7A〜図7Fに示す。
薬品添加サブシステム204の薬品投入器260を図8
A〜図8Cおよび図9A〜図9Cに示す。薬品容器(理
想的にはボトル)270を図10A〜図10Fに示す。
好ましくは2個の薬品投入器260を備え、そのそれぞ
れは直ぐ上に設置された個々のバッチ量の透析用薬品を
含有する容器270を開放するものである。一方の容器
270は典型的には液状の薬品を含有し、他方は粉末状
の薬品を含有する。薬品のバッチを個々のバッチ容器、
好ましくはポリエチレンおよび/またはポリプロピレン
製ボトル270に入れる。タンク202が精製水により
適正レベルまで満たされた際、薬品投入器260はボト
ル270をスパイクで下方から突き刺し、ボトル内の薬
品を重力によりボトルから落下させると共に充填プラッ
トフォーム250の内部へ濯ぎ込む。以下詳細に説明す
るように、噴霧器285が充填プラットフォーム250
からタンク202中へ薬品を濯ぎ入れ、ここで薬品を水
で溶解混合して透析液を調製する。さらに、好ましくは
ボトル洗浄ノズルを薬品投入器260内に設ける。乾燥
透析用薬品を含有するボトルの下に配置されたノズルは
ボトル中へ一連の短い間隔で水を噴出して薬品をボトル
から徐々に排出させる。薬品が充填プラットフォーム2
50上で取り出された後、ノズルはボトル270内の残
留の薬品をボトルから充填プラットフォーム250上へ
洗出する。第3の薬品投入器260および第3の容器2
70を好ましくは充填プラットフォーム250の上方に
設けることもできる。第3の容器における薬品は典型的
には、必要に応じ透析液に添加して透析液の化学特性を
調整する塩分とすることができ、あるいは殺菌サイクル
に際しタンクに添加される化学清浄剤もしくは殺菌剤と
することができる。第3のボトル270のための他の可
能な薬品は医薬物およびビタミン並びに他の栄養補給物
である。下記するように、好ましくは薬品を含まない熱
純水殺菌法を用いて人工腎臓装置22の液体回路を清浄
する。しかしながらある理由から熱水殺菌で充分でなけ
れば、代案法を用い、第3の容器における殺菌剤をタン
クに添加し、装置全体に循環させて清浄および/または
殺菌を達成することもできる。勿論、必要に応じて他の
薬品投入器および容器を充填プラットフォーム250の
頂部に追加することもできる。
に設置してタンク202の壁部に対し接線方向に水平面
で配向させ、流入水をタンク側部の周囲で入口管203
の配向方向に回動させることにより渦を形成させて水を
タンク202内で撹拌する。皿洗い噴霧器と同様なスプ
レーウォッシャー205をタンク202の上部領域に設
け、タンク202の清浄およびタンク202内の透析用
薬品の混合に際し作動させる。スプレーウォッシャー2
05を通過する水の力は、スプレーウォッシャー205
を回転させて、入口管203により形成された渦におけ
る水の流れと同方向にタンク202中へ水を噴霧する。
スプレーウォッシャー205と入口管203との連携に
よりタンク202内で良好な混合作用をもたらし、充填
プラットフォーム250からタンク202中へ投入され
た薬品の効果的な分散および溶解を促進すると共に、タ
ンクの底部への薬品の沈降を防止する。
物適合性であり化学的に適合性がある滅菌可能かつ実質
的に耐圧性(すなわち剛性があり、かつ圧力、温度もし
くは他の条件に基づく膨脹もしくは収縮を受けない)の
材料で作製され、図6に示した形状のものである。他の
形状も勿論可能である。外壁の外側にガラス繊維巻付物
で強化した外壁を有するポリプロピレン製のタンクがこ
れら要件に合致する。ポリプロピレンはその化学的不活
性さ、軽量さおよび何らの影響なしに長時間にわたり熱
水に暴露しうる能力により選択される。外壁のための他
の材料はポリフッ化ビニリデン(PVDF)である。強
化用ガラス繊維はタンク202の耐圧性(もしくは剛
性)を顕著に向上させる。以下詳細に説明するように、
タンクの耐圧性は透析に際し患者から除去される体液の
リアルタイムの測定を改善するのに重要である。ガラス
繊維をタンク202の壁部の外面を囲むオーバーラップ
した斜めの層として巻付け、他の層によりタンク202
の中間部を水平に巻付ける。適するタンクはオハイオ州
のストラクチュラル・ノース・アメリカ(Struct
ural North America)社から入手し
うる。他の可能な強化用繊維、たとえば複合繊維、炭素
繊維およびケブラーも適しており、これらは外壁本体自
身に一体化させたりあるいは外壁の外側に巻付けたりす
ることができる。加熱部材をタンク外壁の上部に組込み
あるいは巻付けて、下記するように透析液分離技術に役
立てることもできる。
ッチ(Microswitch)社、部品No.26P
C X−98493−PC)を、タンク202における
水のレベルを決定する目的で経路206におけるタンク
202の底部に設ける。経路206のための弁V17の
NOポートが閉鎖されると共に経路209におけるNC
ポートが開放された際に、経路206は隔離され(静的
に、この経路を流過する液体なし)、レベルトランスジ
ューサによりタンク202内のレベルを測定することが
できる。これは、タンク202が満たされつつある場合
である。タンクの充填および混合に際し、水を経路20
9からV17とV9を介しポンプ212、弁220およ
び232、経路231を通し、弁V15およびタンク2
02内の噴霧器205に循環させてタンク202の混合
を促進する。
る平板中に成形されたメッシュフィルタFTB(130
μm)をタンク202の底部に備える。ポンプフィルタ
FP2(好ましくは50〜200μm)を脱気経路20
9に設置する。透析液に入りうる空気もしくはガスを、
透析液をフィルタFP2を通してポンプ輸送して除去す
る。フィルタFP2は陰圧を生じて、包蔵された空気を
水から逸散させる。
12まで搬送する。薬品が薬品添加サブシステム204
からタンクに放出され、タンク202内で混合されてい
る際、液体の循環は経路206を通して行う(脱気経路
209は静的にする)。
差点に設置し、経路206もしくは209のいずれかを
停止させる。ポンプ212(たとえば、マイクロポンプ
(Micropump)社、EGシリーズ、0〜3L/
min)は溶液を圧力トランスジューサ214(マイク
ロスイッチ(Microswitch)社、PN26P
C X−98752−PC)を介してポンプ輸送する。
経路226および戻し経路236を流過する液体の流れ
を制御する。経路226における水もしくは溶液をヒー
ター装置228に供給する。ヒーター装置228は温度
制御された1300ワットの流過ヒーターで、たとえ
ば、ヒートロン(Heatron)No.23925ヒ
ーターである。このヒーター装置228を用いて透析液
を人の温度まで体外循環回路モジュール28(図1)を
通過する際に加熱する。さらにヒーターを用いて水を少
なくとも80℃、好ましくは少なくとも85℃の殺菌温
度まで加熱し、以下詳細に説明するように人工腎臓装置
22の液体流路の水殺菌を行う間、1時間以上にわたり
その温度を維持する。
241(たとえば、Digiflow(登録商標)ユニ
ット)を通過して経路および安全サーミスタTHSにお
ける溶液の流量を測定する。第2のサーミスタ230を
使用して経路226における液体の温度を制御する。三
方弁232はタンク戻し経路231および流出経路23
3を通る液体の流れを制御する。たとえば限外フィルタ
/パイロジェン除去フィルタ234のような透析液フィ
ルタを設けて、透析液から発熱性物質(パイロジェン)
および微粒子物質を除去する。好適なフィルタ234は
Minntech Renaguard(登録商標)パ
イロジェンフィルタである。透析処理に際し最初にフィ
ルタ234を通過することなく透析液が透析液回路40
2に達することはない。三方弁236の状態は、液体が
限外フィルタ/パイロジェンフィルタ234から経路2
38を介して排出するか、あるいは透析液回路入口ライ
ン406に流出するかどうかを制御する。
間に設置する。経路238と逆止弁CV13と弁V22
とは、限外フィルタ234を充填し、透析液を限外フィ
ルタ234を介し透析液回路402までポンプ輸送する
間、空気が限外フィルタ234から(すなわちフィルタ
234における繊維の外側に)流れ出るようにする。
の前処理繊維束の信頼性試験につき開発した。限外フィ
ルタ234の信頼性は、漏れがないよう確保するのに重
要である。パイロジェン/限外フィルタを、この限外フ
ィルタ234の「血液」側(すなわち透析器404と直
接に液体連通する繊維束の内部)で透析前に加圧し、圧
力減衰速度を測定する。急速な圧力減衰(すなわちパイ
ロジェン/限外フィルタを加圧しえないこと)はアラー
ムを鳴らしてパイロジェン/限外フィルタ234を交換
する必要性を患者に警告する。これを行うため先ず最初
にパイロジェン/限外フィルタ234の血液側から液体
を吸引し、吸引はUFポンプ242を逆方向に作動させ
て空気を弁236、透析液回路402におけるバイパス
弁412および経路406を介しパイロジェン/限外フ
ィルタ234の空腔もしくは血液側にポンプ輸送させて
行った。水がパイロジェン/限外フィルタ234の血液
側から吸引されると、血液側は加圧を始動する(パイロ
ジェン/限外フィルタ234に漏れがないならば)。U
Fポンプ242は、パイロジェン/限外フィルタ234
が500mmHgに加圧されるまでポンプ輸送する。漏
れが存在する場合は、空気がフィルタ234の透析液側
に漏れる。空気圧を透析液回路402における圧力セン
サ410によって測定する。圧力センサ410が加圧さ
れなければ重大な漏れが存在する。圧力の緩徐な低下は
漏れが存在しないことを示す。パイロジェン/限外フィ
ルタの交換を必要とする漏れを示す減衰速度はフィルタ
膜の物理的性質の関数であり、したがってどのフィルタ
を使用するかに応じて変化する。大抵のフィルタ234
の場合、フィルタの種類にも関係するが、不合格を示す
減衰速度の閾値は10〜25mmHg/30秒より大で
あると予想される。
の加圧はフィルタの最大細孔サイズにも相関しうる。パ
イロジェン/限外フィルタ234をより高い圧力まで加
圧すると、最大圧力は、フィルタの細孔における水の表
面エネルギーが圧力による力よりも低くなることによる
圧力が突然低下するよりも高い圧力に達することにな
る。最大圧力から細孔サイズを知ることにより、所定の
パイロジェンおよび他の物質に対する濾過能力を決定す
ることができる。
アナログボード614および中央処理装置(CPU)6
10は圧力センサ410から圧力データを受信すること
が了解されよう。たとえば減衰の速度がどこで所定の閾
値範囲よりも大きくなるかなど漏れを示す圧力測定値は
CPU610(または安全CPU616)により警告を
発せしめ、たとえば患者インターフェースにメッセージ
を発生するかあるいは音響もしくは視覚表示604また
はブザーを作動させる。
た後に人工腎臓装置22はタンク202の頂部から導出
する経路における液体センサ288を監視することによ
り、タンクに対する水の注入を停止する時点を決定す
る。液体センサ288が液体を検知すると、水の流れが
弁108(図5)の閉鎖により停止される。
析器を通過した溶液)の帰還流は戻し経路240と弁V
18と透析液入口243とを流過する。弁V19、V1
5およびV6を閉鎖して透析液を透析液入口243に流
すようにする。サンプリングポート210を備えた一体
型減圧弁を、弁V6に通ずるタンク202の頂部にて経
路に設置する。
の密度差を利用することにより、タンク202内の新た
な透析液と古い透析液との分離を維持する技術を開発し
た。本発明の技術はテルステーゲン(Terstege
n )特許、米国特許第4,610,782号に記載さ
れた技術の改良である。タンク202における透析液の
調製および混合は28〜30℃の温度の透析液で行われ
る。この温度は好適な実施例において水前処理モジュー
ル20における温度制御混合弁38によって制御され
る。透析に際し透析液をヒーター228にて体温(一般
に37℃)まで加熱し、体外循環回路モジュール28に
おける透析器404まで移送する(図13)。新たな
(すなわち新鮮な)透析液をタンク202の底部から抜
取ると共に、古い透析液はタンク202の頂部の入口2
43に約37℃または恐らくそれより1〜2℃低い温度
(これは透析液回路402における配管およびハードウ
ェアーでの輻射熱および伝導熱の損失に基づく)で戻さ
れる。
質的に防止するように(すなわち戻した透析液をタンク
の頂部にゆっくり投入して、戻された透析液と新たな透
析液とが混合することを防止するように)古い透析液を
タンク202の頂部に戻す。これを行う好適な方法は、
タンク202の頂部の中心に円形入口管を設け、これに
半径方向内側に指向したチューブに一連の小さい穴を設
けることである。戻された透析液が入口管に流入する
際、透析液は穴を通ってタンクの頂部のほぼ中心まで穏
やかに流れる。代案実施例は、入口243を僅か上方か
つタンク202の側部方向へ指向させることにより僅か
な乱流にて戻どされた透析液の投入を行う。戻された透
析液は新たな透析液の上方に水温境界層を有する帯域を
形成して、2つの帯域における透析液間の温度差(した
がって密度差)に基づき戻された透析液と新鮮な透析液
とが分離される。透析過程が持続する際、境界帯域は戻
された透析液の上方帯域における液体の容積が増加し、
新鮮な透析液の容積が減少するにつれてタンク202の
下方向に移動する。この方法は、上側帯域と下側帯域と
の間の温度差が少なくとも5〜7℃もしくはそれより大
きい時に最良に作用するが、3℃まで低下しても許容し
うる。通常、この温度差は透析液が上記したように加熱
された時に存在する。
な透析液をタンク202内の透析液の温度よりも高く加
熱(好ましくは少なくとも5℃)した後に透析を開始
し、加熱された透析液をタンクの頂部に実質的な非乱流
方式で投入する。これは、古い(使用済み)透析液がタ
ンク中へ投入される際に、古い透析液は上側領域に流入
して、さらに古い透析液と新たな透析液との実質的混合
の傾向を最小化させるような温度差の帯域を確立する。
この加熱はヒーター228により行うことができ、加熱
された透析液の戻しは弁232と戻し経路231と弁V
18とによって行われる。弁V6、V15および弁23
6と232とのNOポートは閉鎖して、加熱された透析
液をタンク202に流れるようにする。
透析液との分離は多数の利点を与える。第1に、これは
使用すべき閉鎖ループの限外濾過制御法を可能にする。
第2に、患者から透析される液体を他の溶液とは分離し
てタンク202に集め、古い透析液をサンプリングして
測定すると共に窓もしくはサンプリングポートによりタ
ンク内を肉眼観察することを可能にする。第3に、閉鎖
ループ限外濾過は、透析に際し装置を水源およびドレイ
ンに接続することなく、この装置を操作することを可能
にする。これは人工腎臓装置22および患者の両者に対
する移動性を一層大にし、病院、在宅およびナーシング
ホームにて特に効果的である。第4に、古い透析液と新
たな透析液との分離はバッチシステムに関する尿毒素の
クリアランス効率を向上させる。
たUF(限外濾過)ポンプ242は透析液をUFタンク
244に向かっておよびUFタンク244からポンプ輸
送し、流れ方向はUFポンプ242が前進方向もしくは
逆方向で操作されるかどうかに依存する。弁V9のNC
ポートを閉鎖すると共に弁V13のNOポートを開放し
て、タンク244の底部に流入する溶液の通路を形成す
る。さらにUFポンプ242を用いて、充填(プライミ
ング)溶液を体外循環回路400からUFタンク244
までポンプ輸送する。
ンク244における液体容積を正確に測定する。UFタ
ンク244を用いて、患者から除去された液体と同量
の、透析液回路から除かれた液体を貯蔵する。患者から
除去された液体は、透析過程の前後におけるUFタンク
内の液体容積の差である。UFタンク244中への液体
の除去の速度(したがって時間をかけた全容積)はUF
ポンプ242のポンプ速度により制御される。無菌バリ
ヤ空気フィルタAF(たとえばポール(Pall)EM
FLON II)を大気に開口させてタンク244の頂
部に設置する。血液透析における限外濾過制御に関する
バックグランド情報についてはローン・プーラン(Rh
one−Poulenc)社に係る米国特許第3974
284号および第3939069号(これら両者は現在
消滅しており)に記載されており、参考のためここに引
用する。
244の底部に設置する。トランスジューサPUHは圧
力を測定し、従ってタンク244における液体のレベル
を測定する。レベルセンサPUSは安全バックアップお
よびUFポンプ242の見張り役として作用し、透析時
の限外濾過の量を確認する。特に、センサPUHは限外
濾過タンク244内における透析液の流体力学圧力を測
定し、それに応じてUFタンク244内の液体容積を示
す測定信号を発生(し、制御モジュール25に送信)す
る。あるいはUFポンプによるUFタンク244中への
液体の移送速度を連続監視する。このほかさらに、UF
ポンプ1回転当りの流出容積と透析時に経過した時間と
を知ることである。この情報は、中央制御モジュール2
5(図16)によりUFタンク244における透析液の
予想容積を決定することを可能にする。センサPUHか
らの測定信号とUFタンク内の透析液の予想容積とを比
較することにより、ポンプ242のポンプ速度を確認す
る。
ンク中への透析液移送速度の調節に関する決定(すなわ
ち、ポンプ242のポンプ速度に関する決定)を行うこ
とができる。たとえば、UFタンク244内に350m
Lの液体が存在するが、ポンプ速度および経過時間に基
づくUFタンク内の液体の予想容積の計算値が385m
LであるとセンサPUHが示せば、UFポンプ242は
約10%ほど遅くポンプ輸送しており、ポンプ速度を予
想透析時間における限外濾過目標に合致するよう増大さ
せねばならない。
の液体回路とが透析液で満たされた後、ポンプ212に
より経路209に陽圧を発生させる。透析液をタンク2
02から弁V9とUFポンプ242とを介し弁236ま
で導き、次いでCV12と経路206と弁220と弁V
8とを介しパイロジェン/限外フィルタ234に導く。
透析液を流量計241を通し透析液回路402まで移送
し、ここで溶液は迂回弁412、戻し経路422、経路
240、弁V18を介しタンク202まで戻る。透析に
際し、透析液を透析液回路からUFタンク244まで経
路240と弁236と弁V13とを介し患者の目標限外
濾過容積に応じてポンプ輸送する。
80をモジュール26に設けて、タンク202からの液
体もしくは凝縮液を回収する。光学液体センサ288を
用いてタンク202がタンク充填モードに際し満杯とな
った時点を検出し、透析時の弁V6の故障を検出し、さ
らに弁V6から空気フィルタAFへのホース部分(実
線)における水もしくは透析液を検出する。
ール26のハウジングは、他のモジュール24および2
8を含む人工腎臓装置22全体のための床もしくはベー
スを備える。たとえば血液、水もしくは透析液のような
モジュール24、26もしくは28から漏れる液体は装
置全体の底部における捕獲容器284に集まる。漏れは
破線280および282として図示した任意の経路に滴
下する。人工腎臓装置22のハウジング床は水平方向に
非平面状とし、エンジン用のオイルパンと同じようにし
て液体の捕獲を容易にする。装置の床はボウル状または
他の任意の適する形状として、下側捕獲容器284を形
成することができる。液体センサ286を捕獲容器28
4の近傍に設置して、捕獲容器284における液体の存
在を検出する。液体が検出されれば、使用者に音響もし
くは視覚表示器により警告を発して、装置の漏れの点検
を促す。
60に水を導く経路283を設け、開口された後の透析
用薬品ボトル270を洗浄すると共にボトルのシールを
殺菌する。経路281は薬品投入器260から弁V13
への戻し経路である。経路291は三方弁287から薬
品充填プラットフォーム250における水噴霧器もしく
はスプレー285まで水を供給する。ドレイン経路23
6Aおよび236Bは、体外循環回路モジュール28か
ら殺菌マニホールド494(図28も参照)と弁V16
およびサーミスタ293とを介して流出する透析液もし
くは殺菌水の通路を形成する。減圧/サンプリングポー
ト215を、弁220に接続されたドレイン経路236
Cに設置する。減圧/サンプリングポート215は減圧
弁と一体型サンプリングポートとの組合せであって、減
圧/サンプリングポート78(図4)と同じ設計であ
り、これを用いて液体試料をシステムから採取する。経
路289および289Aは弁CV11を介する体外循環
回路モジュール28への液体経路を形成する。経路29
5は殺菌マニホールド494の殺菌ポート495(図2
8)を経路496および弁24を介して接続する(図1
3)。サーミスタ293は、熱水殺菌サイクルに際し体
外循環回路400から戻る液体の温度を監視する。
Fに詳細に示す。図7Aは、タンク202の側部に対し
位置せしめて示したプラットフォーム250の斜視図で
ある。図7Bはプラットフォーム250の平面図であ
り、図7Cは図7Bの7C線に沿ったプラットフォーム
250の断面図であり、図7Dは図7Bの7D線に沿っ
たプラットフォーム250の断面図である。図7Eはプ
ラットフォーム250の側面図であり、図7Fは図7E
の7F線に沿ったプラットフォーム250の断面図であ
る。これら図面において、プラットフォーム250は一
体的に成形されたハウジングであって、タンク202の
側部に設置されると共に4個の孔を備えた頂部304を
有する。孔306、308および310は薬品投入器2
60からの薬品の経路を形成し、薬品投入器260はプ
ラットフォーム250の頂部304より上方に設置す
る。孔312は経路291(図6)に接続して、水をプ
ラットフォーム250内に懸垂された噴霧器285に供
給することにより棚320からタンク202中へ薬品を
洗い入れる(図6参照)。棚320は水平に対し10〜
30°(好ましくは17°)の角度で傾斜して、棚32
0からタンク202中へ供給される薬品の分散を促進す
る。タンク202はポリプロピレン製外壁316の周囲
に巻付けたガラス繊維巻付物314を有することに注目
すべきである。
および326と側壁部318および319とを備える。
薬品をプラットフォーム250の開口側部324により
タンクの内部と液体連通するように設定し、この開口側
部はタンク202における開口部(図示せず)と整列す
るようにする。
5は液体(たとえば、透析液もしくは精製水)を下側棚
320の方向に噴霧して透析用薬品を棚320からタン
ク202中へ洗い入れるよう作用し、これによりタンク
202内での薬品の効果的溶解を促進すると共に棚32
0における薬品の蓄積を回避する。
ミニウム板322をプラットフォーム250の頂部に設
置して薬品投入器260の設置ベースとする(図6、図
8A〜図8C)。
細に説明する。薬品投入器260(好適実施例では全部
で3個)を孔306、308、310の直ぐ上方のアル
ミニウム板322に設置する(図7A)。図8Aは薬品
投入器260の側面図であり、図8Bおよび図8Cはそ
れぞれ上方および下方位置にスパイク330がある場合
の薬品投入器260の断面図である。スパイク330が
上方位置(図8Aおよび図8B)に位置すると、スパイ
クの先端331が薬品投入器260の上方領域332に
転倒配置で設置されたボトル270を突き刺して、ボト
ル270中の薬品を薬品投入器260および孔306
(または308もしくは310)を介し充填プラットフ
ォーム250の棚320(図7)上へ注ぎ出す。
2に固定されたベース部材336に設置した円筒ハウジ
ング334を有する。ハウジング334は開口した内部
領域338を備える。ネジ部をもつドライブカラー34
0をハウジング334に設置する。スパイク330は上
方位置と下方位置との間で内部領域338内を往復自在
に動く。スパイク330は上方位置(図8B)まで移動
して、ボトル270もしくは透析用薬品(またはボトル
270の他の内容物)を含有する他の容器のシールを突
き刺す。スパイク330はハウジング334に対し同心
の一体的円筒体342を備え、内部を開口して透析用薬
品をスパイク330がボトル270のシールを突き刺し
た後に通過させる。1対のネジブロック344をスパイ
ク330の側壁部に設置してドライブカラー340にお
けるネジ346と係合させる。ドライブベルト348
(1個もしくは2個)または他の適する手段(たとえば
歯車)がネジ部をもつドライブカラー340に係合する
(図8A)。ベルト348がカラー340を回転させる
と、ネジブロック344が回転してスパイク330をド
ライブベルト348の運動方向に応じ下方位置と上方位
置との間で移動する。
照して、ノズル350を給水経路200と経路281を
介して連通するように円筒ハウジング334内に配置す
る。スパイク330の円筒体342は垂直スリットを備
えてノズル350を収容する。ノズル350の先端35
2は、ボトル270がハウジング332に設置された際
にボトル270の方向へ上方向に向けられる。必要に応
じノズル350を通る水の流れはボトルがスパイク33
0により開口された後に水をボトル270の内部方向へ
噴出し、これによりボトル270の内部を洗浄すると共
にボトル270の全内容物が孔306(または308、
310)を介してタンク202中へ重力により放出され
るのを促進する。ボトルからの乾燥透析用薬品の取り出
しを調節し、ボトルの底部における薬品の凝固を防止す
るために、所定時間にわたりノズル350を介して水を
脈動させるのが好ましい。たとえばノズルに対し水を1
秒間(10psi(68.9kPa)より高い圧力に
て)脈動させ、次いで短時間停止させながら若干の薬品
をスパイク330の内部に落下させ、次いで再び脈動さ
せ、停止させ、そしてこの過程を全薬品がボトルから落
下するまで持続する。この脈動は10分間にわたり約5
0回行うことができる。この脈動作用は全薬品が1度に
充填プラットフォーム250の棚上へ放出されるのを防
止する。ボトルが実質的に空となった際、ノズルは水の
連続流により5〜10秒間にわたりボトルを洗浄する。
剤で処理された水)をボトル270のシール372の外
側表面に、人工腎臓装置の殺菌サイクルに際し噴出し
て、ボトル270内の薬品と透析液調製タンク202と
の界面を殺菌する。
35の周囲に設ける。スパイクが下方位置になった際、
経路281(図6)に通ずる出口管337を開口させる
と共に、タンク202が孔306、308および310
から閉鎖される。
動確認システム 次いで特に図8C図9A〜図9Cを図10Aと一緒に参
照して、ボトル装着部材354を薬品投入器260のハ
ウジング334の上方に設置して、ボトル270が薬品
投入器260に対しスパイク330と整列して設置され
るようにする。装着部材354を図9Aに平面図で示し
(すなわち、スパイクの頂部方向に上方から見下ろして
見た場合)、さらに図9Bに底面図として、および図9
Cに側面図として示す。装着部材354は中央開口部3
60を有し、これを通してボトル270の頭部が挿入さ
れる。スルーホールノッチボタン356は接触ボタン3
62(図10A)を収容し、この接触ボタン362はボ
トル270の内容物に関するコード化情報を含有しボト
ル270の首部に取り付けられる。接触ボタンは直径約
1/2インチ(1.25cm)である。ボトル装着部材
354は、ボトル270がボトル装着部材354から外
された際に接触ボタン362を自動的に除去するための
爪部357(これは電磁弁358の操作により後退自在
である)を備える。
の頭部(「転倒」させる)を開口部360内に装着する
と共に図9Aおよび図9Cの矢印方向に回転させる。接
触ボタン362は爪部357を横切って接触ボタンリー
ダーと接触するまで摺動する。ボトル270を薬品投入
器から外す際、ボトルを反対方向に回転させねばならな
い。爪部357は電磁弁358により伸長位置まで作動
させる。接触ボタンが爪部357を横切って回転するよ
うにボトルを回転させると、爪部357は接触ボタン3
62をボトル270から押し出し、接触ボタンを落下さ
せる。適する捕獲構造体を薬品投入器260およびアル
ミニウム棚322(図8)の周囲に設けて、落下した接
触ボタンを捕獲収集する。人工腎臓装置22の使用者は
ボタンを集めて再プログラミングおよび再使用のため収
集センターに戻す。或いは、接触ボタン362をサービ
ス員の訪問に際しサービス技術者により回収することも
できる。
に詳細に示す。図10Aは、接触ボタン362をボトル
270の首部領域364に着脱自在に固定したボトル2
70の側面図である。図10Bはボトル270の首部領
域364の断面図であって、ポリエチレンもしくはポリ
プロピレン製外壁380とこの外壁にたとえば螺着係合
により便利に取付けられたポリプロピレン製キャップ3
70とを示す。代案実施例は、キャップ370を外周の
補足スナップ部材により外壁380に嵌合させる。キャ
ップ370と一体的なポリプロピレン製シール372は
ボトル270を閉鎖する。キャップ370の材料にはポ
リプロピレンが選択される。何故なら、キャップ370
は人工腎臓装置22の殺菌サイクルに際し熱水殺菌を受
けるからである。特にボトル270を装着部材354内
で薬品投入器260の上方に装着した場合、熱水はノズ
ル350(図8C)を介しポリプロピレン製シール37
2の外表面に施される。ポリエチレンがボトル外壁38
0の好適材料であるが、長時間にわたり熱水を受けると
軟化する傾向を有する。
って、接触ボタン362を保持するピンチ半円形リム3
66を示す。図10Dは図10Cと同様であるが、キャ
ップ370を90°回転させている。保持ビード368
は接触ボタン362を所定位置に保つよう作用する。図
10Eは図10Cとは反対側のキャップ370を示す。
ネジ367が薬品投入器260のハウジング334にお
ける上部と係合する(図8)。
2の平面図である。シール372は脆い部分374とヒ
ンジ部分376とを備える。ボトル装着部材354(図
9)および特にノッチ356は、ボトル270を薬品投
入器260に対し1方向にのみ挿入してスパイクの上部
先端をヒンジ部分376に対向するシールの脆い部分3
74と整列させ、スパイク330の先端331(図8
B)がシール372の領域384と接触するよう確保す
る手段として作用する。スパイク330の最上リムは脆
い部分374を突き刺し、ヒンジ部分376のみがスパ
イク330を上方位置(図8B)まで移動させた際に未
切断となる。ポリプロピレン製材料の硬質特性とスパイ
ク330を上方位置にした際のスパイク330の下方か
らの支持とにより、破壊されたシール372は一般に上
方向の向きを維持して、ボトル270内の薬品をボトル
270から放出させると共にノズル350によりボトル
270の内部に噴霧してボトル270内に残留する薬品
を洗浄除去する。乾燥透析用薬品を含有するボトル27
0の洗浄作用を図12に示す。
る際、接触ボタン362を任意の適する方法で薬品投入
器260の上方に設置された接触ボタンリーダー(読取
器)と接触させる。このリーダーはボタン362にコー
ド化された情報(たとえばボトルの内容物、日付コー
ド、ロット番号コードおよび他の情報)を読取って、こ
の情報を制御モジュール25(図1)の中央処理装置に
転送する。制御モジュール25は、たとえば患者に対す
る正確な透析用薬品、患者の透析処方および接触ボタン
362からの情報を処理するソフトウェアーなどの情報
を記憶したメモリを有する。ボトルが患者につき適正な
薬品でなければ、制御モジュール25はたとえば適する
アラームを作動させることにより使用者に警告を発す
る。警告された使用者は、次の透析過程を開始する前に
不正確なボトル270を除去して適正なボトル270と
交換し、プロセスを進行させる。着脱自在な接触ボタン
を表示として使用すれば、これはボトルを薬品投入器か
ら除去する際に剥離されてはならない。本発明につき使
用するのに適する接触ボタン、リーダーおよび支持材料
はダラス・セミコンダクター・コーポレーション(Da
llas Semiconductor Corp.)
社、4401S、ベルトウッド・パークウェイ、ダラス
・テキサスから入手しうる。上記の確認技術は、間違っ
た透析用薬品をタンク中へ不注意に投入することを防止
すると共に安全性を確保する。
に施して、この表示をボトルが使用される際に読取装置
により読取りできるようにしてもよい。たとえばバーコ
ード、二次元および三次元のバーもしくはドットマトリ
ックス、高周波トランスミッタまたは磁性片をボトルの
側部に任意の適する方法で固定して適する読取装置によ
り周知方法で読取ることもできる。理想的には、読取を
ボトルの装着中もしくは装着の直後およびボトルの開封
およびタンク202中への薬品の投入前に行って、間違
ったボトルが装着された場合には患者に警告を発して正
確な動作を行いうるようにする。
て、透析液をタンク202から透析器404に循環させ
る。透析器404(たとえばフレゼニウス(Frese
nius)F−80フィルタ)は血液を濾過して患者の
血液における毒素および過剰の水分蓄積を除去する。患
者の血液を体外循環回路400(図13)を介して人工
腎臓装置に投入する。
8に運んで、経路406における液体の温度を監視す
る。圧力トランスジューサ410(マイクロスィッチ2
6PCX−98752PC)は経路406内の圧力を監
視する。迂回弁412、並びに入力および出力弁414
および416は投入経路418および導出経路420を
介する透析器404に対する透析液の流れを制御する。
全CPU616(図16)に送信して、透析液の温度が
本発明の例では39℃である最高臨界温度より低くなる
よう確保する。温度が臨界温度よりも高くなれば、安全
CPU616が弁414および416を閉鎖すると共に
迂回弁412を開放する。導電率センサ426のデータ
(図6)も安全CPU616に送信され、異常な導電率
測定値が検知されれば弁414および416が閉鎖され
ると共に迂回弁412が開放される。
する。非侵食性導電率モニター426および漏血検知器
428を経路422に設ける。漏血検知器428は透析
器404から透析液への血液の漏れを検出する。経路4
22において血液が存在すると、弁414および416
を閉鎖させると共に弁412を開口させて、患者の血液
がさらに損失するのを防止する。
細に示す。導入経路422を、この導入経路422と一
体的な第1および第2液体チャンネル423および42
7に分割する。チャンネル423および427は、液体
の流れが経路間に均一に分割されて応答時間を最小化す
るよう構成される。図11Aの実施例において、チャン
ネル423および427は互いに90°の方向で分岐す
る。この構成の目的は、2つのチャンネルに等しい流路
を確保することにある。これらチャンネルはそれぞれ導
入経路422に対し約135°の角度で配向される。チ
ャンネル423および427は矩形ループを形成し、導
入経路422および導出経路422′は対向コーナーに
位置する。リード線225を有する導電率測定センサ
(たとえば、グレイト・レークス(Great Lak
es)、No.697Eセンサ)224を液体流路の1
つの周囲に外周配置する。センサ224からのリード線
225を使用者インターフェースおよび制御モジュール
25(図16)の中央処理装置610もしくは616に
導く。代案構成を図11Bに示し、ここではチャンネル
423Aおよび425Aはチャンネル427および42
3よりも短い。いずれの構成においても、導電率セル2
26を好ましくは垂直配向または垂直方向に傾斜した向
きで設置して、液体がチャンネル423および427を
介し上方向に流れ、液体経路427における気泡の包蔵
を防止する。
427につき最小の流路長さと断面積との比を与える。
この構成は一般に、センサ426の感度を最大化させる
と共に応答時間を短縮させる。
す。導入経路422を成形されたポリスルホンY取付部
に接続し、この取付部は2個のチャンネル423および
427のための2つの通路を備えている。これらチャン
ネルは反対側Y取付部で合し、導出経路422′から導
出される。導電率センサ224を1本のチューブの周囲
に設置し、これは、好ましくはたとえばKYNARのよ
うな硬質プラスチックで作られY取付部の間に設置され
る。Y取付部は流入する液体を2つの実質的に等しいチ
ャンネル423および427に分ける。センサ全体42
6を好ましくは垂直配向で設置して、チャンネル427
における気泡の包蔵を防止する。
ては米国特許第4925299号、同第4166961
号、同第4087195号、同第4087185号およ
び同第4017190号(これらの内容を参考のためこ
こに引用する)に見ることができる。本発明の好適な血
液による光の吸収に基づく設計を図25Aに概略的に示
す。発光ダイオード(LED)530をOFF状態とO
N状態との間でパルス化し、そのとき血液による光の吸
収が最大となる光(たとえば880nm)を発する。発
光ダイオード530からの光は鏡被覆されたビームスプ
リッタ532を通過する。得られる強度Pの光を2つの
部分に分割する。1つの部分を基準フォトダイオード5
34に指向させ、他方の部分を透析液を含有するチャン
バもしくはキュベット536を介し、基準フォトダイオ
ード534と同一の第2血液検知フォトダイオード53
8に指向させる。基準フォトダイオード534は、この
フォトダイオード534に向けられた外部干渉光源P
EXT2からの光を受光する。基準ダイオード534を
用いて、下記するように光強度補正ファクタを発生させ
る。基準フォトダイオード534を、抵抗器542を有
する増幅器540に接続する。増幅器540の出力電圧
をVPD2によって示す。
イオード検知器538に照射される。このフォトダイオ
ード検知器538を図示したように出力および負端子を
介して抵抗器を接続した増幅器546に接続する。得ら
れる出力電圧信号をVPD1によって示す。図25Aの
検知器に適するビームスプリッタおよび光学拡散ガラス
部品はエドモンド・サイエンティフィック・カンパニー
(Edmund Scientific Co.)社、
バーリントン、ニュージャーシー州から入手しうる。
キュベット536内の空気を光路535から反らせるよ
う構成する。湾曲した導入路もしくはバッフルプレート
をこの目的で用いることができる。この目的は、それぞ
れキュベット536の両側における伝達および受信ウィ
ンドー537および539に気泡が付着するのを防止す
ることである。キュベット536内の液体の乱流を維持
してこれを行うが、上記の漏血検知器に関する米国特許
はセンサの光路に沿って気泡を回避するための他の技術
をも開示している。
図25Bに示す。次の記号を図25Bで使用する: P=LED530の光強度 KC=キュベット536および透析液の光減衰 KS=透析液中の血液に基づく減衰係数 PEXT1、PEXT2=外部干渉光源 KPD1、KPD2=それぞれフォトダイオード53
8、534の感度係数 VOFF1、VOFF2=それぞれ546、540のエ
レクトロニクス・オフセット係数 VPD1=(P・KC・KS+PEXT1)KPD1+
VOFF1 透析前に、血液を含まない透析液よりなる基準溶液をキ
ュベット536中へ投入し、光源530をオン・オフで
パルス化させると共に基準および漏血検知器534、5
38における光強度の測定をそれぞれ行う。光オフ状態
における測定値を記憶し、次の光オン測定値から引算す
る。この過程を透析に際し透析器404から透析液を導
出する際に反復する。透析液における血液の存在を示す
減衰係数の計算を透析に際し反復して行い、血液が検出
されれば警告を発する。基準フォトダイオード534の
設置は、電子回路におけるオフセットもしくはドリフト
状態の除去または光源530からの光強度の変化にも対
応するためである。
ば白熱電球もしくは蛍光灯のような外部光源から遮蔽せ
ねばならない。検知器PEXT1およびPEXT2に出
現する残留光はローパスフィルターにかけられる。フィ
ルターは外来信号のDC成分のみを通過させる。外来信
号のDC成分はオン・オフパルスにて除去され、電子回
路的なオフセットおよびドリフトを除去する。
ばならない。透析液に対する以外の光路は、所定濃度の
予想レベルから測定値の偏差を生じる。これは、オフセ
ット測定が光源オフにて行われるので補正することがで
きない。外来光路は、実質的に光伝達のない液体を透析
液と交換することにより所定のキュベットで測定するこ
とができる。次いで光源をゼロから最大出力まで変化さ
せて検知器出力を監視する。
立ち、フォトダイオード検知器538および534にお
ける光強度を透析処理の前に測定する。
一定なら、
処理前の強度と処理中の強度との比を算出する。さら
に、基準フォトダイオード検知器534を測定して、処
理中の強度測定値をオフセット、ドリフトおよび外来光
源から補正する。測定および計算は次の通りである: (3) 血液KS、光オフP=0
定なら、
通りである(KC、K PD1は処理に際し一定であると
仮定する):
た後にLED530からの光強度が50%増加するとし
ても、減衰係数KSは同じである。光強度P、フォトダ
イオード感度KPD1およびKPD2に関する製造上の
差異は、相殺されるので減衰係数の計算には影響を与え
ない。したがって:血液なし、処理前
理前
する)
タ532が等しい強度Pの2つの光路に光を指向させる
50%スプリッターとしたことに注目される。光強度の
異なる比を、KS計算に使用される変換ファクタと共に
使用することもできる。
理の際に互いに異なって変化すれば、減衰係数KSも変
化する。この状況は、同じ種類のフォトダイオード検知
器534、538を選択することで回避される。さら
に、フォトダイオード感度係数の変動は典型的には小さ
い。
せ、基準検知器と血液センサフォトダイオード検知器5
34および538とがそれぞれ限界内で作動することを
確かめることで試験することができる。漏血検知器42
8のためのエレクトロニクス部品は低ノイズであると共
に高安定性とすべきである。検定試験は、種々の透析液
流速および血液濃度につき検出される予想の光レベルで
なされなければならない。キュベット内の光路長さは光
学密度測定値の感度を決定する。
オン・オフにてパルス化させる代わりに、光強度をOF
F、LOWおよびHIGHの順序にすることもできる。
キュベット536内の血液濃度が電子回路のノイズフロ
ア近くの低い測定値をもたらす場合、高い光源強度に対
応する次のより高い検知器測定値を使用することができ
る。
モジュール28を詳細に説明する。患者の血液を体外循
環血液回路400中へ動脈側回路432にて注入する。
下記するように生理食塩水バッグ448を用いる場合
は、たとえば、ヘモトロニックス(Haemotron
ics)社、部品No.B−82のような回転する雄ル
ーアー(luer)ロックおよび2個の雌ルーアーロッ
クを有する三方コネクタTCにて生理食塩水を動脈側回
路432に注入するか、あるいは、たとえば、ヘモトロ
ニックス社、部品No.CR47のような回転する雄ル
ーアーロック/ダブル雌ルーアーロックを有する四方向
コネクタを用いて注入する。生理食塩水バッグ448を
必要に応じ用い、適宜の液体/空気センサ781および
クランプ779を有する生理食塩水輸液経路Sによって
動脈側回路432に接続する。生理食塩水バッグ448
は幾つかの潜在的用途を有する。すなわち、プライミン
グにより体外循環回路400から空気を除去し、治療中
に失われた体液を置き換え、患者に水分を与え、患者に
血液をリンスバックする。透析器の膜に圧力差を存在さ
せることにより体外循環回路400に投入された逆浸透
水および超純粋な透析液はこれらの機能をも果たすの
で、したがって生理食塩水バッグ448はプライミング
およびリンスバックの代案方法である。液体センサ78
1は生理食塩水バッグが空になった時点を検出し、この
状態の自動的確認を患者に可能にし、生理食塩水バッグ
448の定期的点検の必要性を軽減させる。空気がセン
サ781により検知されると、クランプ779が閉鎖す
る。液体センサ781を使用する代案は、液体センサを
必要としない輸液セットにおけるインライン輸液フィル
タである。
と圧力モニタ500Aと適宜の注入部位(針型もしくは
無針型)456とを経路432に設置する。血液ポンプ
458は血液を経路462にポンプ輸送し、特殊なポン
プ部分配管(Pharmed(登録商標)材料もしくは
シリコーン)を介し、適宜の注入部位460および圧力
モニター500Bさらに(必要に応じ)膨脹室466を
介して透析器404まで血液を輸送する。血液を、注入
管471を頂部もしくは底部(好ましくは頂部)に備え
た空気分離および圧力監視チャンバ472に至る経路4
70を介して患者に戻す。
気分離および圧力監視チャンバ472はチャンバ474
と上側および下側血液レベルセンサ476および478
と(1個もしくはそれ以上の)適宜の注入部位480と
を備える。好ましくは、空気分離および圧力監視チャン
バ472の最適血液レベルに第3血液レベルセンサ47
7を設置して、血液レベルを監視もしくは制御する。チ
ャンバ474を経路482を介し殺菌マニホールドユニ
ット494における接続ポート483と空気連通させ
(図13に模式的に示す)、このマニホールドユニット
をさらに圧力センサ775と空気ポンプ777とフィル
タとを有する経路491に接続し、次いで大気に開口さ
せる。チャンバ474内の液体は一般に透析に際し陽圧
下にあるため、レベルはポンプ777を操作することに
より上昇し(レベルセンサ478により低過ぎると確認
された場合)、レベルがセンサ476のレベルに上昇す
るまで空気を空気分離および圧力監視チャンバ472か
ら除去する。閉塞血液ポンプ458を停止させると共に
空気ポンプ777を操作して空気を空気分離および圧力
監視チャンバ472に添加してレベルを低下させること
ができる。チャンバ474の底部を超音波気泡検知器4
86と血液センサ488とクランプ490とを備えた経
路484に接続すると共に、患者に通ずる静脈側回路4
92に接続する。
ット)493(図28)を経路482とポート483間
のインターフェースに設置する。遮断機493は微多孔
質膜を備え、液体が経路482から逃げないようにする
が、空気を逃がして経路491に流入させる。空気ポン
プ777の代案構成は、空気圧調整弁とクランプとを大
気に開口するポート483からの経路491に設置する
ことである。
ホールド494は殺菌ポート495、497および49
9を備える。ポート495をマニホールド494の裏側
にて殺菌経路496に接続し、この経路は殺菌液(たと
えば、熱水)を体外循環回路400まで運ぶ。ポート4
97および499は、それぞれ透析サイクルが完了した
後に静脈側および動脈側回路432および492の端部
のコネクタを受入れる。ポート497および499を互
いに弁V20(図6)を介して接続する。ポート497
およびポート495を、殺菌マニホールド494の裏側
におけるT取付部を介して接続する。これら接続は、透
析器404における膜の血液側を含め全ての体外循環回
路400を通る殺菌液(すなわち、熱水または殺菌薬品
で処理された水)の流路を形成する。ポート483は他
のポート495、497および499と液体連通しな
い。透析サイクルが完了した後、患者は気泡トラップ経
路482をポート483から殺菌ポート495に再接続
する。殺菌マニホールド494は一体的ハウジングとし
て形成しうるが、ここに説明した(または同様の)液体
連通路を有するコネクタの列として簡単に構成すること
もできる。次いで図6および図28を参照して、経路2
89Aおよび236Aは殺菌マニホールド494の裏側
にてポート499、497に接続することが判るであろ
う。
236Aおよび289Aを介し弁V14、V20、逆止
弁CV11およびサーミスタ293に接続する(図
6)。経路236Aおよび289Aは殺菌マニホールド
を介し体外循環回路のそれぞれ動脈側回路432および
静脈側回路492に接続し、このとき経路432および
492は殺菌マニホールド494のポート499、49
7に接続される。
トに接続された静脈側回路および動脈側回路を示し、図
27Cは患者に接続された際のこれら経路を示す。ポー
ト497および499を透析液調製モジュール26に接
続する配管は体外循環回路隔壁Bの背後にある。
除去する血液フィルタを設けることが体外循環血液回路
にて一般的である。これらフィルタの典型的な使用は主
として手術過程である。これら手術過程に関する血液流
速は毎分3〜6Lの範囲である。血液透析につき典型的
な血液流速は僅か毎分200〜600mLである。
もたらすことが周知されている。これは、従来の気泡ト
ラップの欠点の1つである。気泡トラップはさらにレベ
ルセンサと弁および制御装置とが集めた空気を逸散させ
るために必要とされる。空気を受動的に逸散させうる疎
水性微多孔質膜を用いることにより血液凝固が少なくな
り、センサーや弁の数の少ないハードウェアーが可能と
なり、患者もしくは操作者による手動作業も僅かしか必
要としないものとなる。さらに、このユニットは清浄お
よび殺菌が一層簡単となる。すなわち、空気分離用およ
び圧力監視用チャンバ472の代案は図15A〜図15
Dに示したカセット型気泡除去器(debubble
r)1000である。図15Aは気泡除去器1000の
前側もしくは血液側を示す分解図である。図15Bは気
泡除去器1000の後側もしくは空気側を示す分解図で
ある。図15Cは気泡除去器1000の組立状態におけ
る血液出口1020を通る断面図であり、ユニットは好
ましくは体外循環回路400に装着されるように垂直の
方向でしめされている(図13)。図15Dは、図15
Cと同一面における気泡除去器1000の部分破断斜視
図である。この用途についても気泡除去器1000は清
浄可能、殺菌可能かつ再使用可能となるよう設計され
る。
は前カバー1002と液体回路ボード1004と血液接
触部1006を有する2枚の微多孔質膜と副空気ベント
1006Aと圧力トランスジューサ開口部1016Aを
有する裏カバー1008と隣接平行開孔部1115によ
り分離された一連の平行支持リッジ1024を有する成
形支持部1010とを備える。液体回路ボード1004
は血液チャンバ1014とそこに配置されたオプション
的な圧力トランスジューサ開口部1016とを有する。
保持リング504および金属ディスク508を有するダ
イヤフラム506からなる圧力トランスジューサを開口
部1016内に装着して、血液チャンバ1014におけ
る血液の圧力を測定する。磁石とロッドと圧力トランス
ジューサの歪計部材とを図14A〜図14Cによりその
構成について下記に説明する。
血液出口1020とを液体回路ボード1004の底部に
設ける。空気ポート1012をも底部に設けて、空気を
フィルタ1006Aおよび1006に通過させて回路ボ
ード1004から流出させる。後側もしくは空気側から
見た気泡除去器1000の分解図である図15Bを参照
して、液体回路ボード1004はさらに濃縮液チャンバ
1032と膜1006Aにより覆われた穴1038と微
多孔質膜1006が液体回路ボード1004に封止され
た膜周辺シール領域1028と上昇リブ1026と濃縮
液を回収する流路1030とを備える。濃縮液は濃縮液
出口1018を介しユニット1000から流出する。
ンバから逸散させる一方、液体が膜を介し逸散するのを
防止することが周知されている。これは血液についても
作用する。テフロン(登録商標)としても知られるPT
FE製微多孔質膜フィルタが永年にわたり使用され成功
を収めている。しかしながら、血流がPTFE微多孔質
膜フィルタに対し停滞すれば、短時間のうちに膜は生物
膜(biofilm)で覆われて空気の逸散を阻害する
ようになる。PTFEは脂質および蛋白質を吸引するこ
とも周知されている。さらに、血流を微多孔質膜に対し
接線方向に流動させれば、流れは生物膜の蓄積を最小化
させて空気逸散を一層効率的に維持することも周知され
ている。
タは典型的には実質的に水平な注入ポートを用いて、血
液を水平な疎水性膜に対し接線方向に通過させる。血液
が流動して血液凝固フィルタを介し流出する。この方式
には幾つかのバリエーションも存在する。血液凝固フィ
ルタは、これらが流れから除去するよりも多量の血液凝
固をもたらすと言う報告もある。これら手術用品は全て
1回で使い捨てるよう設計され、比較的高価である。本
発明の血液透析用途では、血液凝固フィルタを使用しな
い。
わちポール(Pall)社およびミリポア(Milli
pore )社)はKYNAR(登録商標)としても知
られるPVDF(ポリフッ化ビニリデン)製膜を導入
し、これはPTFEよりも優秀な疎水性を有すると共に
PTFEとは異なって蛋白質および脂質を吸引しないと
報告されている。PVDFは図15のカセット型気泡除
去器1000の膜1006、1006A用として好適な
材料である。PVDFは次の性質を有する:PVDF微
多孔質膜に対する封止性、血液適合性、ナチュラルな疎
水性、成形性、熱封止性、半透明性および加圧下での耐
圧性。ポリスルホンも代案材料として使用しうるが、困
難かつ性質が劣る。
微多孔質膜フィルタ1006はほぼ垂直方向に装着され
る。血液注入ポート1022も垂直であり、出口102
0も同様である。注入ポート1022は頂部、底部もし
くは側部のいずれであってもよい。本発明の好適実施例
は底部から流入する入口1022を有する。
よりリブ1027、1026に熱封止される。液体回路
ボード1004は好ましくはリブ1027、1026と
共に射出成形されて、材料の中央平面1029の両側に
流路を形成するように加工される。3個の穴部を液体回
路ボードに設ける。穴部1016はシリコーンダイヤフ
ラム圧力トランスジューサのためである。シリコーンダ
イヤフラムもしくは膜506は、保持リング504をシ
リコーンの縁部を介して液体回路ボード1004上の装
着構造体1036に溶接することによって設置し、かつ
固定することができる。
われて、液体回路ボード1004に縁部の周囲で封止さ
れる。これは幾つかの方法で行うことができる。膜10
06を部分的に設置して膜周辺シール領域1028の所
定位置で熱封止するか、あるいは所定位置に機械的に保
持させることができる。好適実施例は所定位置に膜をイ
ンサート成形する。一層良好なシール信頼性を確保する
ため、インサート成形された膜1006を支持部材10
10でオーバーモールドすることができる。このオーバ
ーモールドにあわせて適する支持リブ1024が付加さ
れる。
側から穴1034の上に設置する(図15B)。裏側は
血液に接触しない側である。膜1006を裏側から設置
することが必要である。何故なら、その目的は全空気を
チャンバ1014から血液側で除去することにあるから
である(図15A)。周辺シールが血液側から行われれ
ば、チャンバの頂部におけるシール領域は活性な膜領域
よりも高くなり、全空気の除去を不可能にする。全空気
除去は衛生的にするために重要である。
向が周辺シール領域に対し垂直にかつシール領域に抗す
る力を及ぼすよう設計される。全空気除去の問題のた
め、この例における液体流れは、膜が裏側から設置され
た際に周辺シールに対し剥離力を加える。フィルタ膜1
006とシールとの信頼性は膜強度およびシール剥離強
度に依存する。膜1006の周辺にわたるオーバーシー
ルの第2のインサート成形を用いて、一層良好に膜10
06を固定すると共に圧力が剥離力の強さを越える可能
性を排除する。膜1006は2つのプラスチック層の間
で挟持されて終端する。シールのオーバーモールド10
10により、支持部材1024も加えられて膜1006
を流動圧力に対しさらに支持して膜1006の歪みおよ
び破裂の可能性を防止する。あるいは、これを機械的に
行うこともできる。膜フィルタ1006の材料は、膜強
度を向上させるべく、その構造体にポリマースクリーン
メッシュを一体化させてもさせなくてもよい。
1014の血液側に流入する。流れはチャンバ1014
の中心に指向して、流れパターンを緩やかに破壊すると
共に事前に包蔵された気泡を微多孔質膜1006と接触
させて逸散させる。微多孔質膜1006との接触時間を
増大させるべく、チャンバ1014の前カバー1002
と微多孔質膜1006との間隔は好ましくは1/8イン
チ(0.32cm)もしくはそれ以下である。典型的な
気泡トラップのため、必要とされるチャンバの容積およ
び形状は相当大きくなる。これは、血流を遅くすると共
に包蔵した気泡を粘性のある血液から逸散する時間を付
与するのに必要である。
B)は、微多孔質膜1006を通過した空気と殺菌に際
し発生した濃縮液を取り扱う。空気および濃縮液を濃縮
液領域1030に流入させると共に出口ポート1018
から流出させ、シリコーン配管とコネクタとピンチ弁と
ポンピングを行う適した内部機械(図示せず)とを介し
て排出する。
012から、シリコーン配管とコネクタとピンチ弁とポ
ンピングを行う適した内部機械とを介して出入させる。
或る程度の濃縮液もポート1012を介しカセットから
流出させる。カセットの好適実施例において、空気は穴
1038を介し液体回路ボードの前側に指向し、流路1
040(図15A)を下降し、空気ポート1012にて
カセットの底部から流出する。穴1038は微多孔質膜
1006Aにより覆われている。この膜は使用されてい
る膜の延長部または図示したように別の膜とすることも
できる。第2の膜1006Aは安全メカニズムとして作
用する。第1の膜1006が故障すれば、患者は著しい
血液の損失を受けることがある。第2の膜1006Aを
用いれば、第1の膜1006が破裂しても血液は第2の
膜により止められる。血液検出センサ(図示せず)を設
けて、カセットの裏側における血液の存在を検知すると
共に警告を発して装置を停止させる。血液検出センサは
上記の漏血検知器428と同様である。2枚の膜間の空
間が無菌(組立後にETOまたは放射線殺菌)であるた
め、患者は第1の膜が破裂しても感染の危険はない。
存在すれば、これは濃縮液および空気をポート1018
を介しカセットの底部から重力により流出させて除去す
ることができる。濃縮液がフィルタ1006Aの下流側
に存在すれば、これは濃縮液および空気をポート101
2を介し流出させて除去することができる。濃縮液の蓄
積は閉鎖弁として作用し、出入りする空気のすべての通
過が阻止されることになる。
の好適設計を図29A〜図29Cおよび図30A〜図3
0Dに示す。殺菌マニホールド494の各ポートの好適
設計を図31A〜図31Cに示す。図29A〜図29C
を参照して、ルーアーロック550を有する一体的な内
部ピースまたは雄ルーアーを図29Aに端面図で、図2
9Bに断面図で、および図29Cに幻影で示すチューブ
552と共に側面図で示す。雄ルーアー550は、チュ
ーブを円筒配管ポート554の上にチューブを挿入する
ことによりシリコーンチューブ552の端部を受入れ
る。第2のシリコーンオーバースリーブをチューブ55
2の上に設置することができる。雄ルーアー550は固
定用ハブ556を有し、ネジ560をその内面に配置す
る。コネクタは、壁部562および配管ポート554と
一体化した第2の細長い口もしくはチューブ部分558
を備える。1対の開孔部551を固定用ハブ556の側
壁部に設けて、空気を固定用ハブ556の内部から排気
させる。少なくとも1個の開孔が一体的な非回転固定ハ
ブとの接続につき必要である。この開孔は固定用ハブシ
ョルダーのどこに設置してもよい。
ー550は雌ルーアー559のフランジ561と雄ルー
アー550のネジ560との螺着係合および雌ルーアー
559に対する固定用ハブ556の回転運動により雌ル
ーアー559に固定される。図29Dには代案構成を示
し、ここで固定用ハブ556は別の回転ハブ片であっ
て、周辺リッジ555に嵌合する。固定用ハブと一体的
チューブ557との間のクリアランス553により、空
気はハブ550から排気される。
したような別の外側ピース570をも備える。図30A
は外側ピース570の斜視図であって、外側ピースを雄
ルーアー550に対し押圧して2個のピースを合体固定
させる前の図面である。図30Bは外側ピース570の
端面図である。図30Cは外側ピースの断面図である。
一般に長形の円筒外側ピース570はハウジング572
を備え、その外表面にノッチ凹部574を備え、一連の
軸方向に配置された上昇リッジ576をハウジングに周
方向で配置するが、リッジ576間にスペース577は
設けても設けなくてもよい。傾斜したショルダー領域5
78をピース570の端部領域579に隣接配置する。
ピース570の内部領域は、チューブ552に対する圧
縮を外側ピース570がチューブおよびルーアー550
に対し摩擦接触するよう押圧した際に好ましくは360
°にて与えるような寸法とする。凹部577を省略し、
ハウジング572をリッジ576の厚さで平滑にするこ
ともできる。
ス570および550は、外側ピース570をチューブ
552の端部にかぶせて挿入すると共に外側ピース57
0を内側ピース550に対ししっかり押圧(矢印参照、
図30A)することにより固定合体させて、内側領域が
シリコーンチューブ552をぴったり圧縮することによ
り、図30Dに示した構成を与えるようにする。或いは
図30Eを参照して、短い配管セグメントからなるオー
バースリーブ583をチューブ552の端部にかぶせて
装着することができ、内表面584はこの内表面584
から内方向に突出する3個もしくは4個の長手リブ58
1を備えて、第2のピース570が雄ルーアー550に
ぴったり挿入された際にチューブセグメント583およ
びチューブ552を固定把持するようにする。
び550を単一の一体ユニットとして形成することもで
き、配管ポート554を円筒ハウジング572の端部を
介し後方向に延長させて、チューブ552の端部を配管
ポート554に対し挿入することもできる(図30F〜
図30G参照)。
変更を図30Hの斜視図、図30Iの平面図および図3
0Jと図30Kの断面図で示す。コネクタ570はワン
ピース構成体であって、長形入口管554と一体的固定
用ハブ556とを備える。先端部558は凹部が形成さ
れ、図30Jに示すようにコネクタの端部とほぼ同じ
か、または僅かに延長されている。コネクタ570の基
本部材は上記した通りである。コネクタは排気穴を持た
ない。現場におけるコネクタの清浄は、コネクタに対す
る液体の流れを用いると共に回路における弁もしくはク
ランプをコネクタで脈動させて空気をコネクタから強制
的に押出して行われる。圧力サージをUFポンプおよび
体外循環回路400における弁の脈動によって形成させ
る。
脈側回路432および492の端部に設ける。これらタ
ーミナルを図31A〜図31Cに示した好適な殺菌マニ
ホールドポート設計に挿入する。図31Aにおいて、図
示した接続ポート499は他のポート497および49
3と同じである。ポート499を図31Aの側面図で示
し、さらに図31Bの端面図および図31Cの断面図で
示す。図31Dの接続ターミナルを図31Dおよび図3
1Eに示したように接続ポート799に装着する。
661を規定するハウジング632よりなり、プランジ
634を備えてポート499を殺菌マニホールド494
のハウジングに装着する(または恐らく殺菌マニホール
ドがポート列として配置されれば装置の側部に装着す
る)。スクリューネジ636を設けてネジ付ナットを収
容することによりハウジング632を固定する。6個の
開孔638をハウジング632の周囲に周方向で離間さ
せ、内部にスチールベアリング637を設置する。上側
および下側の突出部材640は、ノブ641を偏倚バネ
643の力に抗しフランジ634の方向に押圧すると共
に回転させた際に、ノブ641を所定位置に固定する。
ノッチ642はノブ641のための保持リング695を
所定位置に保持する。エラストマーのO−リング650
をポート494の内部654に設置する。ポート644
のチューブ端部644は、発光ユニット646とセンサ
648とからなる光学検出器を備え、リード線をCPU
610に導びく。センサ648はポート499内の接続
ターミナルの存在を検出する。センサ648の位置は、
ポートにおけるコネクタの存在(たとえば、フランジ6
34のすぐ後ろ)を検知するために、必要に応じ図31
Aに示す位置から変更することができる。チューブ端部
644は、図24と関連して述べたようにシリコーンチ
ューブ(たとえば、経路289A)で構成されている。
1をポート499の残部から隔離して示す。ノブ641
を図40Aに側面図で示し、図31で示すように表面6
99はフランジ634の方向に指向し、表面645は外
側方向に指向している。図32Bはノブの端面図であ
る。図32Cは図32Bの32C−32C線に沿ったノ
ブの断面図である。図32Dはノブの反対側端面図であ
って、凹部653が図31Aの突出部640に嵌合す
る。図32Eは図32Cの32E−32E線に沿ったノ
ブ641の断面図である。レース657が突出部640
を収容する。偏倚バネ643の外側がノブの内壁部65
5に着座する。バネはノブ641を外方位置まで偏倚さ
せる。ノブ641は、このノブ641を内方位置まで押
圧した際に突出部640に固定されるようにし、突出部
640を凹部653中に入れ、ノブを回転させて突出部
がレース領域657中に回転するようにする。
0Dのコネクタ組立品をポート499に装着して示す。
接続を確立すべく、使用者はコネクタ550、570を
ポート654中に挿入する。コネクタ550、570を
所定位置に固定するため、使用者はノブ641をバネ6
43に対して押圧して部分647がベアリング637上
に位置するようにし、ベアリング637を半径方向内方
に外側ピース570のノッチ領域574中へ圧入する。
ショルダー578がO−リング650に当接し、雄ルー
アー550はポート499の領域652に突入し、これ
をポート部でセンサ648により検知することができ
る。ノブ641を突出部640(図31B)に対し時計
方向に回転させて固定位置まで突入させる。ベアリング
637は外側ピースのノッチ574内に固定位置して、
コネクタ組立品550/570が外れるのを防止する。
が図31Dおよび図31Eに示したように装着されれ
ば、固定用ハブ556の内表面および外表面の完全な殺
菌が行われ、その際に殺菌液がポート499内に循環さ
れることが了解されよう。特に、患者がフィストラ針か
ら動脈もしくは静脈側回路を外す際に雄ルーアー550
の固定用ハブ556もしくは口558を汚染(接触によ
って)すれば、雄ルーアー550のこれら表面はコネク
タ550、570が殺菌サイクルの間、ポート499に
装着された際に熱水殺菌を受ける。さらに、外側ピース
570をチューブ552とクランプ係合させると共に外
側ピース570のショルダー領域578をO−リング6
50に着座させ、さらに外側ピース570をポート49
9に固定係合させることにより、液体がはO−リング6
50を介しチャンバ654に流れ出てしまうようなこと
はない。
4A〜図14Cに詳細に図示したと同じ設計である。図
14Aはセンサ500の断面図であり、図14Bは組立
状態におけるセンサ500の平面図であり、図14Cは
ダイヤフラム部材506の断面図である。センサ500
はハウジング502と保持リング504とを備えてダイ
ヤフラム506を保持する。ダイヤフラム506を壁部
520の反対側に設置する。ダイヤフラム506は好ま
しくは円形の弾性シリコーン膜(またはその同等物)で
あって、センサ500のチャンバ522内で液体と接触
する上表面526および下表面524とを有する。ダイ
ヤフラム506の上表面526と一体化した外周保持リ
ム528はダイヤフラムの上表面526に金属ディスク
部材508を保持する。磁性金属部材508を、ロッド
512の遠位部514に装着された磁石510と接触さ
せて位置せしめる。金属部材508を被覆して、腐食も
しくは薬品の漏れを防止することができる。さらに、金
属を含浸させたプラスチックで作製することもできる。
金属は磁性を有していなければならない。ロッド512
は歪み計518に接続されたレバー部材516を備え、
歪み計はチャンバ522内の圧力変動によって生じるダ
イヤフラム506の運動に基づくロッドの往復移動を測
定する。磁石510として強磁性磁石を選択すれば、こ
の磁石510は金属部材508と連続的に接触する。磁
石510が電磁石であれば、この磁石510は電流によ
り付勢された際に金属部材508と接触するようにな
る。
方インチ(6.45cm2 )当り約11.6ポンド
(約5.0kg)である。直径0.441インチ(1.
13cm)の円盤508(好適設計)では、所要の磁力
は1.77ポンド(502g)である。理想的な磁力は
それより若干大きく、約2ポンド(約907g)であ
る。
路432における圧力を監視する。何らかの理由で動脈
フィストラ針が間違って患者の血管壁部に達すると、圧
力は一般に低下する。CPU616(図16)はセンサ
500A、500Bの測定値を監視し、圧力が低下すれ
ば患者が針を離すよう促しあるいは血液ポンプ458を
調整して圧力を許容範囲にする。
をできるだれ短くすれば最大化される。より迅速な尿素
のクリアランスは、より速い患者血液の流速を必要とす
る。圧力センサ500Bにより監視すべき圧力の下限値
を利用して、急速な流速を達成し、透析を安全に行うよ
うにする。この圧力限界は患者の担当医によって設定さ
れる。圧力がこの限界を超えていれば、血液ポンプ45
8のポンプ速度を徐々に増大させる。圧力が限界以下に
低下すれば、血液ポンプを遅くしあるいは圧力が反発し
なければ停止する。圧力が反発すれば、ポンプを加速す
る。動脈側回路における圧力モニターによる血液ポンプ
458のフィードバック制御は、システムが透析時間を
一般に短縮し、予想透析時間を患者に知らせ、かつ血液
ポンプ458の顕著な遅延もしくは加速に基づく時間を
更新することができる。この過程に際し、圧力センサ5
00Aはセンサ500Bの作動不良の場合にデータを与
える。通常、圧力センサ500Aおよび500Bは同じ
測定値を有する。圧力センサ500A−Bは、体外循環
回路の圧力試験に関し下記するように透析液回路402
における基準センサ410に対し検定される。
器と同じ基本設計を有するが、ビームスプリッタおよび
参照光検出器を持たない。センサ446および486は
2つの目的を果たす:(1)血液を先ず最初に体外循環
回路400中へ導入する際の血液を検出して、透析の際
に経過した時間を計算し、さらに(2)センサ486お
よび446により検出される光伝達レベルが閾値まで上
昇する際に血液のリンスバック(rinse bac
k)を自動的に終了させることにより自動的なリンスバ
ック制御を可能にする。透析液(または生理食塩水)が
リンスバックに際し透析器404にポンプ輸送される
際、経路432および492における血液濃度は低下す
る。血液センサ446、486により測定されるよう
に、血液濃度が閾値レベルまで希釈された時、リンスバ
ックは完了したと思われる。クランプ444、490が
閉鎖し、血液ポンプが停止され、導入および導出弁41
4および416が透析器404に対して閉鎖され、迂回
弁412が開かれる。リンスバックに際し、限外濾過ポ
ンプ242および血液ポンプ458の時間および流速を
合わせて経路432、492における等しい圧力を確保
せねばならない。一般に、限外濾過ポンプ242は血液
ポンプ458の2倍のポンプ速度で作動する。これは、
透析器404に圧力差を発生する共に、体外循環回路4
00における動脈および静脈側回路の血液/透析液の分
割流をもたらす。さらに、体外循環回路400における
血液の流速および容積を知ることによりリンスバックの
時間を決定することができ、血液を動脈および静脈側回
路における血液の濃度を監視せずに自動的にリンスバッ
クさせることができる。代案として、静脈側回路で測定
される血液濃度により、生理食塩水バックからの生理食
塩水で血液をリンスバックすることができる。この技術
につき以下詳細に説明する。
循環回路モジュール28におけるハードウェアー部品か
らの各経路および漏れは漏れ経路430(点線)により
示される。使用に際し、モジュール28を人工腎臓装置
22の他のモジュールの上方に設置する。適するドレイ
ンおよびドレイン管を体外循環回路モジュール28から
人工腎臓装置全体22のハウジングの底部まで設け、漏
れを図6の捕獲容器における液体センサにより検知する
ことができる。あるいは、その場での漏れ検出のため
に、血液センサおよび液体漏れ検出器を体外循環回路モ
ジュール28の底部に装着することもできる。
用する配管(経路)は好ましくはシリコーン配管であ
る。何故なら、シリコーン配管は生体適合性で、半透明
で、熱水や酸化薬品や他の殺菌剤によって殺菌可能性で
あり、また長い操作寿命を有するからである。しかしな
がら、血液ポンプ458に使用する配管の領域部分につ
いては、たとえばノートン・ケミカル(Norton
Chemical )社から入手できるPharMed
(登録商標)ポリオレフィン系熱可塑性エラストマー配
管のような砕けにくい優れた特性を有するチューブまた
はその均等物を使用するのが好適である。
し不活性であり、したがってハードウェアーに対するチ
ューブの固定方法を考案した。シリコーンチューブを各
ハードウェアーまたは装置の硬質部品(たとえばポン
プ、弁、サーミスタ、タンク、フィルタなど)に接続す
る好適技術を図24Aおよび図24Bに示す。一般的な
シリコーンチューブ900を、チューブ906の自由端
部をハードウェアー902の注入ポート904に挿入す
ることによりハードウェアー902の任意のピースに接
続して示す。自由端部906をポート904に固定装着
し続けるため、チューブ900と同じ直径を有する短い
チューブ908のセクションを用いると共にセグメント
908をチューブ900の他端部901に挿入し、セグ
メント908をたとえばチューブエキスパンダーのよう
な適する用具により引き伸ばし、次いでセグメントをチ
ューブにわたり端部906に螺着してセグメント908
が図示したようにポート904および端部906を覆う
ようにする。クランプ接続を行う代案方法は、先ず最初
にセグメント908をチューブ900の自由端部906
に螺着し、セグメント908とチューブの端部906と
をチューブエキスパンダーにより拡張させると共に、自
由端部906およびセグメント908をポート904に
被せる。
08およびチューブ900でも使用することができる。
セグメント908はシリコーンチューブ900と同じチ
ューブとすることができる。この構成は良好なクランプ
結果をもたらす。ポート904に対しセグメント908
を装着してセグメント908の外側端部903が図24
Aに示したようにポートの端部905から突出するよう
にすることが特に有利であると判明した。この構成は、
チューブ900の内側に僅かな外周バルジ907を形成
して、液体がポートの縁部905の周りから漏れないよ
う防止する。
モジュール25 次に図16を参照して、使用者インターフェースおよび
制御モジュールにつき説明する。このモジュール25
は、患者に対するシステムの状態に関するメッセージお
よび情報を表示するディスプレー600を備える。タッ
チスクリーン602(またはキーボードもしくは音声作
動システム)は患者とインターフェースし、患者からの
指令もしくは情報をヒューマンインターフェース(H
I)ボード608に入力すべく設けられる。
06を含め、表示器604は患者に人工腎臓装置22の
異常な状態を知らせ、人工腎臓装置の操作モードの状態
に関する情報を与える。
ス611および613を介しドライバボード612およ
びアナログボード614に接続されたホスト中央プロセ
スユニット610を備える。中央プロセスユニット61
0は関連メモリー(図示せず)を備えて人工腎臓装置2
2および他の操作要件のための操作ソフトウェアーを記
憶し、たとえばセンサからのデータを記憶し、患者から
のデータ入力を記憶する。アナログボード614はアナ
ログ→デジタル変換器を内蔵して、人工腎臓装置22に
おける受動センサから到来するアナログ信号をデジタル
信号に変換する。ドライバボード612はCPU610
からの指令を受信し、これら指令を弁、ポンプ、ヒータ
ー、モータおよび人工腎臓装置の他の作動部品(620
で示す)に送信して各部品の状態を変化させ、たとえば
ポンプの場合は、始動もしくは停止操作または速度変化
を行わせ、あるいは弁の場合には、開放および閉鎖を行
わせる。システムの受動部品622(たとえば、導電率
センサ、接触ボタンリーダー、圧力トランスジューサ、
サーミスターなど)からの信号はその入力をアナログボ
ード614および618に供給する。CPU610およ
びドライバボード612は一緒に作動部品のための制御
器として作用する。
ジタル情報を安全CPU616に供給する。安全CPU
は重要なシステムセンサの見張役として作用し、イネー
ブル信号(enable signal)をドライバ6
12に供給し、ある種のドライバ指令を作動部品620
に発することができる(たとえば、イネーブル信号をモ
ータに送信して、正しい表示がボトルの側部で読取られ
たとき、ボトルを開口するために薬品投入器260にお
けるスパイクを移動させる)。CPU616とホストC
PU610との間の通信はデータバス609にて行われ
る。安全CPU616は、ある危険状態が人工腎臓装置
に存在すればブザーを作動させる。24ボルトのバック
アップバッテリー(図示せず)を電源故障の場合のため
に設けられている。
10のメモリーに存在するソフトウェアープログラムに
よって制御される。図17〜図23は個々のソフトウェ
アーのルーチンおよびサブルーチン(または同じ様にし
て人工腎臓装置22の作業シーケンスおよびモード)を
フローダイアグラムで示す。これらルーチンおよびサブ
ルーチン、CPUに対する入力および出力、並びに人工
腎臓装置22の他のモジュール24、26および28の
操作を以下詳細に説明する。
前に、人工腎臓装置全体22の電源が入れられた際また
は一時的な電力切断後に電力が回復した際に行われるシ
ステム進行および自己点検作業につき最初に説明する。
動を確保するのに必要な自己点検を行う。人工腎臓装置
のどこかにエラーが存在すれば、使用者はデイスプレー
600におけるメッセージの表示、表示器の点灯もしく
は警告光604、またはAAMI/IEC基準に準拠す
る他の適する手段によって告知される。好ましくは通電
状態を示す表示光604を設けて、通電されていない状
態とシステム故障との区別を可能にする。人工腎臓装置
22をたとえば、透析処置の結果や現在状況を中央監視
ステーションに報告するためのファックス/モデム、血
圧計、患者用の体重計やヘパリン輸液装置などの補助装
置と共に組み立てることが好ましい。自己点検作業はこ
れらの作動状態をも確認すべきである。
はサイクル進行の点検を行って、電力が遮断されかつバ
ックアップバッテリーが消耗した時に、中間工程(たと
えば清浄、殺菌、透析)のいずれであったかを確認す
る。システムが中間工程でありかつ電力オフ時間が最小
であれば、システムはその工程を継続する。
継続するかまたは操作者が「再開」を押すようにメッセ
ージを表示するようにするか前もってプログラムするこ
とができる。デフォルトは継続で、それが表示がされ
る。継続する際、システムの温度を点検せねばならな
い。好ましくは、電力なしに経過した時間と、装置の現
在温度に基づき、加熱サイクルを単に継続すべきか、延
長すべきかあるいはできればフラッシュして完全に再操
作させるべきかを決定する方法がいる。その結果的に
は、殺菌サイクルは受容限度以下の細菌レベルを達成せ
ねばならない。
PUが電力なしに経過した時間に基づき現存する水を排
水すべきかあるいは充填を現在レベルから継続すべきか
どうかを決定する。現在のレベルから継続するのが細菌
学上安全であれば、システムは充填を継続して、この状
態を示す。安全でなければ、システムは排液すると共に
充填を再び開始する。経過時間に応じ、殺菌サイクルを
再操作する必要がある。
ムが電力なしに経過した時間に基づき現在のバッチが細
菌増殖および沈澱に関し「安全」であるかどうかを決定
する。安全でなければ、操作者にこのバッチを捨てねば
ならないことを告知する。好ましくは、このシステムは
音響および視覚警告のいずれとするかに関し使用者がプ
ロクラムできるものである。デフォルトは音響方式でも
視覚方式でもよい。「安全」であれば、混合過程は継続
し、この状態を表示する。
ムは電力なしに経過した時間に基づき現在の充填液が細
菌増殖および沈澱に関し「安全」であるかどうかを決定
する。安全でなければ、操作者に充填液を廃棄しなけれ
ばならないことおよびまったく新しい透析液バッチを調
製せねばならないことを告知する。「安全」であれば、
充填工程を継続する。
システムは使用者に適正なクリアランス試験データが得
られないことを告知する(熟練した使用者のみに興味が
持たれるが、センターに送られる処置報告はクリアラン
ス試験データの欠如を示している)。ごく短時間であれ
ば、システムは血液側で適正な電解質濃度と温度が確保
されるまで、血液側の水分に対して透析が継続される。
経過した時間が長過ぎた場合に、システムは使用者に充
填液を捨てねばならず、かつ新たな透析液バッチ全体を
調製せねばならないことを告知する。
ステムは電力なしに経過した時間に基づき現在の充填液
が細菌増殖および沈澱に関し「安全」であるかどうかを
決定する。安全でなければ、操作者は充填液を捨てねば
ならずかつ新たな透析液バッチ全体を調製せねばならな
いことを告知する。「安全」であれば、システムは透析
液の循環およびその温度維持を継続する。
液回路が装置に接続されているかどうかを点検する。血
液回路が装置に接続されていれば、電力が切れてからの
時間を計測する。細菌増殖につき安全な時間であれば、
清浄サイクルを開始すべきかどうかあるいは使用者が再
接続を望むかどうかをたずねる。システムは、透析液が
正確な温度および導電率である時のみ患者に再接続を可
能にし(かつ/または、透析液をバイパスから採取する
ことを可能にする)。温度勾配がもはや分離を許さなけ
れば(この方法を使用する場合)、治療が充分であると
の報告であると見ねばならない。透析液が「安全」であ
るには長過ぎる時間が経過すれば、システムは清浄サイ
クルを開始するかどうかをたずねる。血液回路432、
492が装置に符号495、497(図13)にて接続
される限り、自動的に開始するようプログラミングする
ことができる。血液回路が装置に接続されなければ(す
なわち、恐らく患者への接続)、システムは患者が透析
の再開を、血液のリンスバックを、または単に接続解除
を望むかどうかを患者にたずねる。再開または血液をリ
ンスバックする場合は、使用者に安全クランプが操作位
置に戻されたかどうか確認するよう(すなわち手動開口
しないよう)告知する。さらにシステムは透析液の温度
および導電率をも確認する。患者が処置を継続していれ
ば、処置を中断された所から継続する。
ば、再開工程は透析工程と同じである。
ば、システムは血液回路が装置に接続されているかどう
か点検する。接続されていなければ、患者が接続解除し
たかどうかたずねる。もしそうならば、システムは清浄
サイクルを開始するかどうかたずねるが、血液回路が装
置に接続されれば清浄を自動開始するようプロクラミン
グすることができる。
測定を再び開始する。システムは電力が切断されてから
経過した時間を調べる。システムが血圧を再び検査する
前の時間を患者人体におけるリバウンドに基づき遅延さ
せる必要がある。
ステムおよび進行状態の点検が行われた後、システムは
アイドル状態702に入る。図17により示される装置
の操作シーケンスの概要につきここに説明する。アイド
ル状態702にて、人工腎臓装置22は透析を開始する
ための使用者の入力を待っている。人工腎臓装置22
は、最後の透析処置の後に経過した時間を監視する。最
後の殺菌後の時間が実験的に証明された滞留時間より長
ければ(恐らく48時間)、装置は殺菌シーケンス70
4に入る。殺菌シーケンス704にて、人工腎臓装置全
体は高レベル殺菌温度(たとえば、80℃以上)の熱水
で人工腎臓装置を殺菌するのに充分な時間にわたり(た
とえば、少なくとも80℃にて1時間)殺菌される。モ
ジュール24、26および28におけるサーミスターが
80℃より高い温度をCPU610および616に1時
間にわたり報告すれば、人工腎臓装置は透析液調製シー
ケンス706を開始する。透析液が調製された後、人工
腎臓装置は透析開始シーケンス708を開始する。体外
循環回路の充填が完了した際、人工腎臓装置は透析シー
ケンス710に入り、ここで血液と透析液とを体外循環
回路および透析液回路400、402にそれぞれ循環さ
せる。限外濾過容積および/またはKT/Vパラメータ
および/または透析時間の目標値が透析サイクルにつき
合致すれば、人工腎臓装置はリンスバックシーケンス7
12を開始し、体外循環回路400における残留血液を
患者に戻す。このシーケンスが完了すれば、洗浄シーケ
ンス714を行う。洗浄が満足に完了すると共に排液が
ドレイン経路により装置から除去された後、装置はアイ
ドルモード702に復帰し、指令または計画された処置
時間の入力を待機して工程を反復する。
ンス714の後に殺菌シーケンス704を行って、直ち
に透析サイクルの終了後に人工腎臓装置を殺菌すること
ができる。殺菌シーケンスが行われた後、装置はアイド
ル状態に入り、次の透析サイクルの再開を待機する(あ
るいは、これら処置サイクル間の待機時間が所定の時間
より長ければ再び殺菌する)。
脈側回路432および492(図13)を殺菌マニホー
ルド494における各ポート497、499に接続する
ことに注目すべきである。この接続は、透析液調製モジ
ュール26から体外循環回路400中へ導入する逆浸透
水の回路を形成する。何故ならポート497、495が
経路289aおよび263a(図6)に接続されて、2
種のモジュールを連結するからである。この接続は、後
記する体外循環回路に関する多くの特定機能の発揮に重
要である。
人工腎臓装置22に対する熱水循環の時間(1時間)は
唯一可能な選択でないことに注目すべきである。水によ
る液体回路の高レベル殺菌の達成は水温および熱水循環
の時間長さの関数である。一般に、より熱い水はより短
い循環時間でよく、あまり熱くない水はより長い時間を
必要とする。実際上、高レベル殺菌温度は一般に予め決
定または選択され、人工腎臓装置における水ヒーター2
28の操作により制御され、戦略的にはサーミスターを
設置し、循環時間を制御モジュール25のCPUにおけ
る時計で制御し、ポンプおよび装置の弁の操作を制御す
る。
ラムである。このシーケンスに際し、システムは透析液
調製モジュール、水処理モジュールおよび体外循環回路
モジュール26、24、28をそれぞれ次回の処置の前
に細菌学上許容しうる枠内で汚染を除去する。以下の説
明では図5、図6、図13および図18を参照する。
ニズム260が閉鎖されたかどうか(すなわちスパイク
が下方位置に存在すること)、および人工腎臓装置22
のドレイン出口が排水管に接続されたことを調べるべく
点検する。水処理モジュール24における弁72を切り
換えて、水を水濾過ユニット84(図5)に流入させ
る。圧力センサ98を監視して、水圧が逆浸透フィルタ
100の入口に存在するかどうか調べる。水圧が特定レ
ベルより低ければ、表示器もしくはアラームが作動す
る。第1および第2の予備フィルタに対する圧力低下を
計算する。逆浸透フィルタ導出弁112、108および
80に指令して水をドレイン経路71に排水する。包蔵
された空気を除去するために、逆浸透フィルタ100の
供給側を水でフラッシュさせる。
濾過水を作製するモードにする。ROフィルタ100の
弁に指令してドレインに迂回させる。好適実施例におい
ては、30℃に加熱された水をフィルタユニット84に
通過させる。図3Dに示した水フィルタ84の配置を使
用する代案実施例においては、フィルタユニット84を
バイパス弁で迂回させ、バイパス経路から空気を除去す
る。弁81を多数回のわたり動かし、循環ループ(経路
110および116)を充填する。ROフィルタ100
の弁に指令して、ドレインに迂回させる。システムは供
給水の導電率が閾値レベルを越えるまで待機する。
性な導電率を有するRO水によって透析液タンク202
を充填するするモードにする。ROフィルタ100の入
口および出口導電率と入口圧力とを監視すると共に、範
囲外となったときには警告を発する。次いでタンク20
2を水で満し、タンク202中の適正なレベルをセンサ
LTで検知できるように経路206および209(図
6)を弁232を介して充填する。UFポンプ242は
弁236および経路240、422を介し透析器404
を充填する。次いでモジュール26における弁を、パイ
ロジェン/限外フィルタ234に(透析器404を介さ
ずに)充填し、タンク202に戻すように指令する。U
Fポンプ242を次いで停止させ、透析器404を順方
向に充填し始める。
せると共に、モジュール26における弁に指令して水を
タンク202からパイロジェン/限外フィルタ234を
介し透析器404に移送する。サーミスター408、4
24、216、230のサーミスター測定値の同等性を
比較すると共に、範囲外であれば警告を発する。
100はRO水を生成する。モジュール24および26
における弁を指令して濾過水をタンク202に送る。モ
ジュール26の弁に指令して、タンク202からの水が
パイロジェン/限外フィルタ234を介しタンク202
に戻るようにする。各弁に指令して、水が透析器404
を迂回するようにする。サーミスター408、424、
216、230の測定値の同等性を比較すると共に必要
に応じ警告を発する。
タンク充填工程を行い、UFタンクレベルセンサPUH
で監視し、タンク244が満杯となったことを示すと、
センサ288が知らせ、UFタンクは充填される。
を行う。CPU610は時間データを蓄積し始め、サー
ミスターを介して温度を監視する。弁V9および逆止弁
CV12を、UFポンプ242により充填する。ROフ
ィルタ100に指令して、水を生成させると共にタンク
202を満す。ヒーター228に指令して水を85℃に
加熱する。各弁に指令して、水がフィルタ234および
バックフィルタを迂回し、透析器404から弁416を
通過するようにする。血液ポンプ458を逆方向に始動
させて、水を体外循環回路400に循環させる。加熱水
を薬品投入器260および弁CV9を通過させる。液体
センサがタンク202内で充分なレベルを検知したと
き、ROフィルタ100に指令してアイドルモードにす
る。水をフィルタ234および透析器404に指向させ
る。このモードが終了した後、タンク202は少なくと
も80℃の温度のRO濾過水を含有している。熱水充填
モードに際し、熱水は水調製モジュール26には循環さ
せない。
供給側のフラッシュを行う。好適実施例では、第1の予
備フィルタ40がポリホスフェートを含有するので、R
O膜の供給側をUFタンク244からのRO水で洗浄し
て排水する。これは、殺菌温度がホスフェートの溶解度
を低下させたとき、膜上へのポリホスフェートの沈澱を
防止する。RO膜をフラッシュする水はUFタンクから
弁83を介して到来し、弁83の下流のすべての構成物
をフラッシュする。次いでUFタンクに残っている水を
加熱した後、殺菌シーケンスで熱水を循環させる。
加熱された水を水処理モジュールと透析液調製モジュー
ルと体外循環回路モジュールとに少なくとも1時間にわ
たり循環させる。流路3、4、5、1および2は、人工
腎臓装置における特定の弁操作および流体回路ネットワ
ークにより、水を全ての液体回路中に1度に通過させる
ことができず、所定の流路を最初に他の流路が殺菌され
る前に殺菌せねばならないことを示している。これら部
分の説明については、洗浄モードおよび図23の説明で
も述べる。
1時間の間に80℃未満の温度を示した場合に、水をさ
らに加熱して工程728のサイクルを反復することを示
す。代案として、水をさらに80℃より高く加熱して流
路(たとえば「3」)に作用させ、これを2回反復する
ことができる。他の代案として、高レベルの殺菌が得ら
れなければ警告を発したりあるいは薬品殺菌モードに入
ることも可能である。
却された後、人工腎臓装置は排液モード738に入り、
ここで液体をUFタンク244から透析液モジュール2
6を介し体外循環回路および水処理モジュール24にお
けるドレイン経路107に指向させる。センサPUHが
0を読取れば、モード740に入り、タンク202を排
液する。
入り、ここでROフィルタ100が水をタンク202に
送る。洗浄モードの工程750では、水は熱水循環工程
728と同じ液体通路に循環されるが、水は加熱されな
い。充填プラットフォーム250における薬品殺菌ポー
ト、タンク202、透析液回路、UFタンクなどを含む
人工腎臓装置全体を洗浄する。装置のポンピング作動部
が洗浄された後、液体経路を人工腎臓装置ドレインまで
排液する。参照符号750における5つの工程は、ある
液体回路が人工腎臓装置における特定の弁および配管ネ
ットワークにより他の回路に先立ち洗浄されうることを
示す。
6に入り、これについては図19にて詳細に説明する。
工程717にて、工程742で上記した工程を行う。工
程719にてROフィルタ100は水生成モードに設定
される。セル106におけるRO導電率を監視するRO
アラームが作動状態となる。次いでRO濾過水をタンク
202に指向させる。ポンプ212を最高速度で順方向
に作動させる。タンク202を循環および持続モードに
設置し、水を脱気経路209と弁V9および220とを
介しタンク202から弁232および経路231および
弁V15を介しタンクに循環する。サーミスター230
における温度は30℃の温度とすべきである。UFタン
ク244をUFポンプ242により500mLの水で満
す。タンク202を逆浸透水により薬品をタンク202
に添加するレベルまで満し、次いでROフィルタ100
を遮断する。
御システムとの信頼性の試験を行う。試験を開始する
際、タンク202における水のレベルを薬品充填プラッ
トフォームのレベルまでにし、ROフィルタをアイドル
モードとし、さらに体外循環回路400の動脈444お
よび静脈490のクランプを開く。モジュール26の各
弁を切換えて、水を透析器404から流出させると共に
タンク202を隔離する。透析液回路402の液体経路
は完全に満される。この液体回路は閉鎖システムであっ
て、弁414と416とを閉鎖すると共にバイパス弁4
12を開く。限外濾過タンク244は逆浸透水を含有す
る。UFポンプ242を逆方向に作動させて、水を透析
液回路にて経路240中へポンプ輸送する。これは閉鎖
システムにおける水の容積を増大させて圧力を上昇させ
る。透析液回路402における圧力センサ410が圧力
上昇を監視する。システムにおける故障もしくは漏れは
センサ410により監視される圧力の減衰速度により検
出されて警告を発する。体外循環回路400における圧
力も監視され、血液ポンプ458によりゆっくりと減少
する。
力センサ500A−500Bは透析液回路における圧力
センサ410に対し検定される。透析液回路402にお
ける圧力変動は、タンク202と限外濾過タンク244
との間の液体の容積移動により達成され、タンク202
中への液体の導入は圧力上昇をもたらす。同様に、体外
循環回路400における圧力変動は、追加容積の液体を
透析器を介し体外循環回路に導入して達成される。この
検定試験は、使い捨ての市販の圧力トランスジューサを
体外循環回路400にて使用することを可能にすると言
う利点を有する。さらに、これは透析に際し体外循環回
路400における血圧の高精度の監視を可能にする。こ
れを行うため、各弁を切り換えて透析液側の液体を透析
器404および圧力センサ410を介するように指向さ
せる。各弁を切り換えてタンク202を透析液経路から
隔離する。UFポンプ242を逆方向に運転してUFタ
ンクからの液体を透析器404および体外循環回路に指
向させると共に透析液回路402を300mmHgまで
加圧する。体外循環回路400における圧力センサ50
0A−500Bが加圧しない場合または減衰速度が所定
限界を越える場合は警告を発し、体外循環回路400に
おける漏れを表示する。漏れがないとすれば、センサ4
10の圧力測定値を用いて体外循環回路400における
圧力センサ500A−500Bを検定する。
て、透析液回路402から液体を除去すると共に圧力を
約10mmHgに安定化させる。次いで圧力センサ50
0A−500Bの第2の検定を行い、センサのゲインお
よびオフセット値を決定する。圧力センサの故障が生じ
た際は、圧力センサの故障を示す警告が発せられる。U
Fポンプを順方向に陰圧が発生するまで運転し、圧力セ
ンサの検定をさらに行う。さらに陰圧が発生して、さら
に検定を行う。次いでUFポンプ242を逆方向に運転
し、圧力を0mmHgに安定化させ、タンク202を大
気に排気する。
性を圧力減衰試験により確認する。空気フィルタAFは
無菌バリヤ膜であって、人工腎臓装置の流体通路に流入
もしくは流出する全空気を濾過する。信頼性は、UFタ
ンク244を満して弁6を閉鎖すると共にタンク244
をUFポンプ242により約12psi(8437kg
f/m2 )まで加圧して確認される。圧力は安全限外
濾過タンク圧力トランスジューサPUSによって監視さ
れる。圧力トランスジューサが充分な圧力を記録しない
場合または減衰速度が大き過ぎる場合は、空気フィルタ
が信頼性試験に不合格であると思われ、使用者にはフィ
ルタ交換の必要性を警告する。
維の信頼性試験を行い、血液の損失や汚染の原因となる
透析器404の漏れがないことを確認する。この試験を
限外フィルタ/パイロジェンフィルタ234を試験した
方法と同様な方法で、空気圧を用いて行う。空気を血液
ポンプ458により限外濾過タンク244から動脈側回
路432中(殺菌マニホールド494を介して)にポン
プ輸送し、透析器404まで輸送して液体を弁414を
介し液体が殆ど透析器404の空腔側から除去されるま
で排除する。体外循環回路400における圧力センサ5
00Bは透析器404における加圧と経路462におけ
る圧力低下とを監視する。センサ500Bが充分な圧力
を記録しない場合または低下速度が早過ぎる場合、体外
循環回路は試験に不合格であるとみなされ、使用者に体
外循環回路交換の必要性を警告する。
ルタ234の信頼性を試験する。この試験については、
透析液調製モジュール26の説明にて詳細に上記した通
りである。
が充填される。RO導電率および圧力を監視する。UF
タンク244は約1Lの水がUFポンプ242により充
填される。ROフィルタ100をアイドルモードにす
る。RO水をUFタンク244からタンク202まで血
液ポンプ458により透析器404を介して指向させ
る。次いで水を弁416を介し逆濾過する一方、静脈ク
ランプ490を脈動させて空気分離チャンバ474(図
13)を満す。弁V13を脈動させて空気を動脈側体外
循環回路432から除去する。UFタンク244が空に
なった際、クランプ444、490を閉鎖し、血液ポン
プ458も閉鎖する。
ら透析器404までポンプ輸送する。透析器404を短
時間にわたり迂回させ、次いで水を透析器404の膜を
介し体外循環回路400中へ逆濾過し、タンク202に
戻して体外循環回路400を充填する。これら工程に際
し、血液ポンプ458は迂回に際し逆方向に、次いで逆
濾過に際し順方向に運転する。
鮮な逆浸透水でフラッシュさせて空気および気泡を回路
から除去する。自動充填処理を最も効果的かつ効率的に
充填し、透析器クリアランス試験要件を達成する方法で
透析液調製前、調製中および調製後の工程のシーケンス
を行う。体外循環回路400が漏れを有すると決定され
た際、直ちに新たな体外循環回路が必要とされる。クリ
アランス試験の際の透析器の許容しえない性能は次回の
処置前に透析器の交換を必要とする。透析器が処置に際
し閉塞すれば、処置中に交換する。
14を閉鎖すると共に弁416、232およびV15を
開放して)水を透析器404にポンプ輸送する。体外循
環回路を弁V20の閉鎖により循環モードにする。残留
気泡を透析器404の繊維から除去するため、圧力サー
ジ(もしくはスパイク)を動脈側回路432に導入す
る。これは、急速な順序でクランプ490および444
を開放および閉鎖すると共に血液ポンプ458の流れ方
向を変化させて行われる。圧力はクランプを閉鎖すると
共に血液ポンプ458を作動させ続けると経路内で上昇
し、クランプが開放されると透析器404内の圧力の開
放により気泡が繊維から除去される。弁416をも脈動
させて逆濾過により気泡を繊維から除去する。
濾過によってなされる。透析液回路402に圧力パルス
の導入によっても透析器に対する液体の逆濾過が起こ
る。膜に対する液体の導入時の圧力パルスは気泡を透析
膜の血液側から除去させる。次いで気泡を透析器の血液
側から体外循環回路400より気泡トラップ空気経路4
82を介して導出する。透析液を高流速で透析液回路4
02を介しポンプ輸送し、透析液回路における弁を開放
および閉鎖することにより圧力パルスを液体に導入す
る。逆濾過は、透析液回路402に導入された圧力パル
スと同期して起こる。
入る。血液ポンプ配管のセグメントは殺菌サイクルに際
し加熱硬化を受ける傾向を有するので、血液ポンプ45
8を各処置前に検定して所定の血液ポンプ回転速度およ
び液体圧力につき適正な液体流速を確保する。流速は、
検定時間にわたるUFタンク244における流体の容積
変化により決定される。血液ポンプ回転速度は、血液回
路における圧力トランスジューサの上方に位置する血液
ポンプの速度および方向センサにより決定される。空気
トラップ排気経路が、空気トラップ排気経路の下流の経
路を隔離するために追加される必要がある。液体はUF
タンク244から弁236、逆止弁CV12、弁22
0、経路236を介しV21まで、次いでV14を介し
血液ポンプ458まで流動する。液体は透析器を通過
し、経路240を介して透析液タンク202に戻る。血
液ポンプ速度は、ポンプ圧がUFポンプが特定の検定流
速であるとき特定の検定圧力に維持されるようになる。
監視すると共に透析液タンク202をレベルが薬品充填
プラットフォーム250のレベルより高くなければRO
水で満す。UFタンク244を排液する。水をフィルタ
234までポンプ輸送し、透析器404から流出させ、
水をヒーター228により37±1℃まで加熱する。タ
ンク戻し弁V18を閉鎖し、水をタンク202から弁2
36を介しUFタンク244中へUFポンプ242によ
り指向させる。UFタンク244が満される。タンク戻
し弁V18を開く。
監視すると共にRO水をタンク202まで透析用薬品添
加の適正レベルに達するまで送水する。粉末薬品を含有
するボトル270を薬品投入器260により突き刺し、
薬品をボトル270から排出させ、これには投入器26
0におけるノズル350から水を定期的に噴出させるこ
とによって行う(図12)。充填プラットフォーム25
0における噴霧器285がプラットフォーム250の棚
から薬品をタンク202中へ濯ぎ入れる。水がタンクお
よび出口経路206を循環する際、導電率センサ426
が溶液の導電率を監視する。追加の水を必要に応じタン
ク202に添加する。次いで第2および第3の薬品ボト
ルにおける追加の透析薬品を薬品投入器260の操作に
よりプラットフォーム250上へ放出させる。液状薬品
は液体レベルが投入器260のノズル352のレベルに
達する直前に添加される。かくしてタンク202が水に
より完全に満される。
入り、ここで透析薬品はタンク202内で混合される。
薬品は上記の過程によりタンク内で混合される。混合モ
ードに際し、導電率センサ426は透析液の導電率を監
視し、測定値をCPU610に報告する。薬品の安全濃
度は導電率センサ426における導電率測定値および/
またはサンプリング装置210における透析液の試料採
取により確認される。好ましくは、透析液を底部のタン
ク出口から導電率センサ426を介しタンク202の頂
部へ噴霧器205を介して混合過程中循環させる。透析
液の導電率が充分な時間にわたり一定になったとき、溶
液は混合されたと見なされる。
6における導電率を確認する目的で行う。透析液をタン
ク202から限外フィルタ234および透析液回路40
2を介し、さらに迂回弁412を介しタンク202に戻
すようにポンプ輸送する。導電率測定値が所定範囲でな
ければ警告を発する。さらにサーミスター424および
408の測定値を比較し、透析液温度の測定値が実質的
に同じでなくサーミスターの一方が故障したことを示せ
ば警告を発する。
験モードに入る。透析を行う前に、透析器404と透析
器の膜に対する拡散速度との信頼性を点検せねばならな
い。平均して体外循環回路は廃棄される前に12〜15
回にわたり再使用される。体外循環回路を交換せねばな
らないかどうかを決定するため、そのクリアランスを試
験せねばならない。このクリアランス試験は透析薬品が
タンク202内で混合された後に行い、限外濾過タンク
244を37±1℃の温度に加熱された約4Lの逆浸透
水で満す。透析液温度はヒーター228により37±1
℃に加熱されてはいるが、約30℃である。体外循環回
路400を逆浸透水で満す。
の性質を利用して透析器404のクリアランスの試験を
する。Na+イオンは尿素分子とほぼ同じ寸法を有し、
Na +イオンは透析液における主たる陽イオンであり、
さらにNa+イオンは極めて導電性であって導電率モニ
ターにより精密に監視することができ、たとえば透析液
調製モジュール26における非侵食性導電率セル426
により監視することができる。Na+イオンは尿素の代
替として使用される。導電率センサ426は、透析器4
04から流出する透析液の導電率を測定する。
器404の血液側中に連続的に通過させる(すなわち、
シングルパス)。水はUFタンク244から弁V13、
経路289および289Aを介し体外循環回路モジュー
ル28の殺菌マニホールド494(図13)におけるポ
ート499まで流動し、次いで動脈側回路432中へ流
入し、さらに回路400および透析器404を介し静脈
側回路492から殺菌マニホールド494のポート49
7まで流過し、次いでドレインに至る。同時に、ポンプ
212は新鮮な透析液をヒーター228にポンプ輸送
し、ここで37±1℃まで加熱し、次いで透析液回路4
02を介してタンク202までポンプ輸送する。透析器
清浄モード745が終了した後、約500mLのRO水
は37±1℃の温度でUFタンク244に残る。
制御モジュール25のCPU610に送信する。透析器
に対するバイパス弁を閉鎖した初期状態とバイパス弁を
開放した平衡もしくは定常状態との間の導電率の差は透
析器404の尿素クリアランス効率に相関する。図26
に示したように、導電率セル426により測定された導
電率は工程を開始させると低下するが、直ちに平衡化す
る。セル426により測定される導電率が平衡となった
とき、1分間当りにクリアランスされるナトリウムとし
て透析器404における1mL単位のクリアランスが中
央プロセスユニット610により計算される。最小およ
び最大の導電率レベル759はセンサ426により決定
することができ、センサが定常状態にてこのレベル以下
の最小導電率を記録しなければクリアランス試験の不合
格が生じたものとみなされる。ナトリウムと尿素との間
の相関の計算についての詳細は、前述のハワード(Ho
ward)らの米国特許5,110,477号に記載さ
れており、これを参照文献として引用する。
定する代案方法は、透析器に関するクリアランス係数K
を透析器が新しいときのKの数値と比較することであ
る。C in=試験前の初期導電率測定値とし、バイパス
弁は閉鎖とする。Cout=弁を開放した透析器出口側
における導電率(センサ426により測定)とする。K
=[(Cin−Cout)/Cin]×流速mL/mi
nとする。Kinit=透析器が新しいときのクリアラ
ンス係数の初期測定値とする。各透析サイクルの前にK
iを上記したように測定する。Ki≦0.9Kinit
であれば、透析器は次回の処理前に交換する状態である
と思われる。
置22は透析を行う前にクリアランス試験を2回行う。
透析器404が2回とも不合格となれば、交換メッセー
ジが使用者インターフェースに表示され、使用者に体外
循環回路および透析器404を次回の透析前に交換する
必要性を知らせる。CPU610は、クリアランス値お
よび不合格が生じた日付を含め透析器の不合格を記録す
る。
びUFタンク244の液体を正確な導電率にする目的で
混合モードに入る。透析液をUFタンク244に循環さ
せて温度を29±2℃に制御する。所定時間の後、UF
タンク透析液の導電率が定常状態となり、導電率が予定
範囲外となれば警告を発する。弁を切り換えて透析液を
タンク202からパイロジェン/限外フィルタ234と
透析器404とを介し逆濾過により体外循環回路に指向
させる。体外循環回路の透析液流を殺菌マニホールド4
94を介しタンク202まで血液ポンプ458の支援に
よって指向させる。タンク202内の液体レベルを必要
に応じ弁V6より下まで下降させる。
および温度における体外循環回路を介する透析液の循環
であり、さらに体外循環回路の動脈および静脈側回路を
殺菌マニホールド494に接続することである。
面をディスプレー600に表示し、患者に透析を開始す
るよう促す。ディスプレー600は患者への質問事項を
表示し、患者からのインプット(たとえば、患者の現在
の処置前体重、立ち姿勢の血圧および座り姿勢の血圧)
を求める。患者の体重および血圧を測定し、データをC
PU610に入力する。患者の測定過程が行われた後、
システムは体外循環回路における生理食塩水バッグ44
8が接続されたことを確認する。
パラメータの組合せで透析することができる: * 処置1回あたりの目標KT/V、ここでKは1分間
あたり尿素をクリアランスする血液の総量における透析
器の尿素クリアランスであり、Tは処置時間であり、V
は患者のキログラム体重の約58%に相当する(患者の
尿素の)分布容積である。
が短時間で達したかどうかに無関係に)。
圧力に対する限界を有する); * (乾燥)体重、すなわち水除去目標、液体を除去し
うる最大速度としても予備プログラムしうる限界を有す
る(除去される重量は透析前測定体重から乾燥体重を引
算し、充填や、リンスバックあるいは他の時点で注液さ
れた追加液体を調整することにより計算される)、また
は、 * 緊急セッティングにおける除水量(除去量は患者の
体重でなく注液容積に基づく必要があり、システムは
[体重−乾燥体重]から液体除去を自動計算することが
できず、したがって操作者は除去すべき液体の量を直接
に特定する必要がある)。
き特定の透析器、動脈圧限界、静脈圧限界、除水速度、
透析液流速範囲、温度範囲、ヘパリンの投与量などは医
者により設定される。
注入をスクリーン600に表示する。ヘパリンが注入さ
れた後、使用者には「OK」をインプットするよう促
す。
て透析過程の安全を確保する。試験は次のことを含む:
動脈および静脈の気泡検出器、動脈および静脈圧試験
(高および低)、透析液温度および導電率試験、並びに
漏血検知器試験。
ステムは体外循環回路を生理食塩水または逆濾過透析液
でプライミングすべきかどうか点検する。好適な実施例
では、逆濾過透析液をプライミング液として使用する。
生理食塩水を用いて体外循環回路400をプライミング
する場合、使用者は生理食塩水プライミングを開始する
よう促される。使用者は生理食塩水バッグを刺して生理
食塩水経路をプライミングする。血液ポンプ458は少
なくとも500mLの生理食塩水を体外循環回路の動脈
および静脈側回路に循環させ、包蔵された液体をポート
499を介しドレインに指向させる。次いで、血液ポン
プ458を停止させると共に、動脈および静脈側回路に
おけるクランプを閉鎖する。
て透析液回路から体外循環回路にポンプ輸送することも
できる。いずれのプライミング溶液を使用しても、患者
へ注入しあるいは体外循環回路に患者を接続した後にU
Fチャンバ中へ限外濾過することができ、これについて
は上記のツワルドウスキー(Twardowski)に
係る米国特許第5,336,165号に教示され、アイ
ゲンドルフ(Eigendorf )特許とは異なる。
者に動脈との(針やカテーテルを用いるか、他の血液と
アクセスする方法により)結合部を準備し、動脈回路4
32の末端でコネクタに結合部を取り付けるように促
す。次いで静脈接続を同様に行う。必要に応じ、使用者
は経路482を殺菌マニホールド494における圧力ポ
ート493に接続するよう促される。血液ポンプ458
を、動脈および静脈側回路における僅かな陰圧が検知さ
れるまで順方向に運転させる。体外循環回路の圧力警告
が可能となるように作動し、血液センサが可能となるよ
うに作動し、動脈および静脈クランプが開放される。動
脈および静脈側回路における適宜の血液センサが所定時
間内に血液の存在を検出しなければ警告を発する。チャ
ンバ471におけるレベルを空気ポンプ777により下
降させる。小容量の血液が抜き取られた後、動脈クラン
プ444を閉鎖する。UFポンプ242を停止させ、タ
ンク244への弁V13を閉鎖する。使用者は、血液循
環を確認するよう促される。気泡検出器が可能となるよ
うに作動させ、動脈および静脈クランプを開く。血液ポ
ンプ458を所定の血液流速まで上昇させる。
に開始させる直前に、タンク202における古い透析液
と新しい透析液との間の熱境界をタンク202内に確立
させる。好適実施例においては、1〜2Lの透析液を所
定温度(たとえば37℃)まで加熱し、上記に詳細に記
載したように非乱流方式でタンク202の頂部に導入す
る。ヒーター228は透析液温度を所定温度に制御す
る。
て、透析器404に対する水または透析液の移動を防止
する。透析器404の血液側における入口および出口の
血圧測定を圧力センサ500Bおよび775で行う(図
13)。これら圧力間の平均圧力差を計算する。透析液
回路における圧力を圧力センサ410で測定すると共
に、透析液回路における圧力を透析器404の血液側に
おける平均圧力に合致するよう調整する。圧力の調整
は、UFポンプ242を順方向もしくは逆方向に操作し
て液体を限外濾過タンク244中へあるいはそこから透
析液回路へポンプ輸送して行われる。実質的に耐圧性で
あるタンク202を有する閉鎖ループ限外濾過システム
を用いることにより、透析液回路402(タンク202
を含む)からの液体の添加もしくは除去により透析液回
路の圧力を調整する。この圧力調整技術は、透析が開始
した際の透析器に対する意図しない液体移動を防止す
る。
の血液はモード822にて透析される。透析は、処置時
間が終了しあるいは患者が処置終了を要求するまで持続
する。UFタンク244が透析サイクルの所定の限外濾
過容積で満されるにつれて、患者の除去された水分量の
測定がレベルセンサPUHにより行われる。患者の血液
が空気分離用および圧力監視用チャンバ472を満すに
つれて、空気分離用および圧力調製用ユニット472の
レベルが調整される。適宜の血液検出器446、477
および486は体外循環回路における血液の存在を検出
する。一旦、血液流動が得られかつ静脈および動脈圧が
定常化すると、システムは処置が完了するかあるいは使
用者により停止されるまで透析工程を継続する。透析時
間が測定され、サイクルにつき残っている時間を患者に
表示する。
ける透析器404の膜を定期的に新たな透析液でバック
フラッシュ(工程824)させて、膜の血液側における
有機物質の蓄積を除去することができる。この手順は透
析器404の効率を増大させ、透析器における血液性生
成物の蓄積を回避し、さらに透析器404の期待される
寿命を増大させる。膜上に蓄積した血液性生成物は体外
循環回路400中へ流入する透析液により膜の血液側か
ら一時的に除去され、次いでバックフラッシュを止めた
際に血流に混入し、体外循環回路400から運び出さ
れ、患者に戻される。
たな透析液をタンク202から取出し、弁V9を介し逆
方向で操作されている限外濾過ポンプ242を通過させ
る。透析液を弁236からCV12を介し、経路223
および226を通してパイロジェン/限外フィルタ23
4までポンプ輸送し、次いで透析液回路402から、弁
414を開口させ、弁412および416を閉鎖して透
析器404までポンプ輸送する。この時間中に血液ポン
プ458は低速にする。透析器404を介する透析液の
逆濾過は好ましくは長さ15〜30秒の範囲である。バ
ックフラッシュは透析の際に定期的とすることができ、
あるいは1回行いまたは全く行わなくてもよい。バック
フラッシュが完了した後、UFポンプ242を停止さ
せ、弁414および416を閉鎖し、バイパス弁412
を開口させ、血液ポンプ458を正常速度まで上昇さ
せ、透析液ポンプ212を所定速度で再始動させ、弁4
12を閉鎖し、弁414および416を開口させ、UF
ポンプ速度を再計算すると共にUFポンプを再び順方向
に適正速度で始動させる。上記技術はアイゲンドルフ
(Eigendorf)特許、米国特許第5,259,
961号に記載された技術とは異なる。アイゲンドルフ
(Eigendorf)の特許において透析器を介する
透析液のフラッシュは、体外循環回路のフラッシュおよ
びプライミングの目的で記載されている。
透析に際し行って、生理食塩水溶液を必要に応じ患者に
戻す血液に添加して患者に再び水分を与えることができ
る。
ュール25におけるCPU610および616は各モジ
ュール24、26および28における各センサ(温度、
圧力、導電率、空気、血液、流速、UFタンクレベルな
ど)を連続監視する。各システムの監視および制御にお
けるエラーは全て、適切なアクションを必要とする例外
的な操作によって回復するか、あるいは使用者に異常を
告知する。さらに、処置前に患者の血圧を調べ、更新し
た血圧を処置記録に記憶させる。処置が完了した際、メ
ッセージを使用者に表示し、使用者がさらに処置を望め
ばシステムは透析を行い続ける。処置が完了した後また
は回復しえないエラー状態が存在する場合は、透析を停
止すると共にシステムはリンスバック(rinseba
ck )シーケンス(図22)に入る。
す。透析サイクルが完了した後、中央制御モジュール2
5におけるタッチスクリーン602は患者に体外循環回
路に残留する血液を患者にリンスバックすることを望む
かどうか尋ねる表示を行う。さらに血液ポンプ458も
停止する。他の初期状態は、UFポンプ242はオフで
あり、血液ポンプ458が所定速度で動いており、かつ
透析警告がまだ作動している状態である。
て、透析液を透析器404にポンプ輸送し、タンク20
2を加圧して圧力センサ410で測定された開始時の圧
力に等しくする。バイパス弁412を開放すると共に弁
414および416を閉鎖する。血液ポンプ458を停
止させ、動脈および静脈側回路クランプを閉鎖する。
は生理食塩水洗浄を行うべきかどうかを決定する。好ま
しくは、透析液洗浄が行われる。透析液洗浄を行う場
合、システムはモード834に入る。このモードにて、
ヒーター228をオフにし、ポンプ212を停止させ、
モジュール26における弁を切り換えて透析液をタンク
202からUFポンプ242を介し透析器404の入口
経路414に指向させる。動脈および静脈クランプ24
2を開放させる。血液ポンプ458をUFポンプ速度の
半分の速度で逆方向に作動させる。UFポンプ242は
透析液を透析液回路から透析器404を介し体外循環回
路400までポンプ輸送して、体外循環回路400にお
ける等しい容積の血液を動脈および静脈側回路432、
492から患者へポンプ輸送する。代案実施例におい
て、血液ポンプ458のローラーを自動的に元に戻す場
合(本質的にポンプを遮断するが液体は動脈側回路を介
して流れることができる)、UFポンプのみを使用する
必要がある。透析器を介する透析液の流れを動脈および
静脈側回路を通る2つの等しい流速の流路に分割する。
ける適宜の光学センサ446および486は、血液が体
外循環回路から患者までポンプ輸送されている際に経路
432、492における血液の濃度を検知する。センサ
446および486は制御モジュール25におけるCP
U610に信号を発する。CPUは信号を監視すると共
に、信号が経路における血液の濃度が所定閾値レベルに
達したことを示した際に血液ポンプ458を停止させ、
それにより過剰の液体が患者に戻るのを防止する。ある
いは、光学センサを省略し、患者もしくは看護婦がリン
スバックの完了について動脈および静脈側回路を目で見
て確認しながら手動でリンスバック工程を停止させるこ
ともできる。
た際、動脈および静脈側回路432および492のそれ
ぞれ動脈および静脈クランプ444および490を閉鎖
する。使用者の接続解除メッセージを表示し、患者は動
脈および静脈側回路432、492の端部をそれぞれ殺
菌マニホールド494のポート499、497に再接続
する。さらに患者は経路482をポート483からポー
ト495に付け替える。殺菌マニホールドにおける光学
センサ648(図31C)は、経路が殺菌マニホールド
494に再接続されたかどうか確認する。
投入器260に装着するよう促される。ボトル上の機械
読取確認表示(たとえば接触ボタン)に対する読み取り
装置はボトル情報をCPU610に送信し、次いで間違
ったボトルが装着されていれば使用者に警告する。次い
でメッセージを使用者に対し表示して、人工腎臓装置の
給水口およびドレイン出口を給水口および排水管と接続
させる(まだ接続されていない場合)。タンクモジュー
ル26における圧力トランスジューサ76および92で
比較点検を行って、人工腎臓装置のドレイン経路が排水
管に接続されたことを確認する。
におけるサンプリングポートから塩素またはクロラミン
用の試料を採取して、必要に応じフィルタユニット40
を交換するよう促される。使用者がクロラミン試験に合
格した「OK」応答を入力した後、リンスバックモード
を終了し、人工腎臓装置は清浄および洗浄モードに入
る。
6)は、ヒーター228をオフにし、透析液ポンプ21
2を停止させ、動脈フィストラ針を生理食塩水バックに
挿入するメッセージを表示する。動脈の気泡検出器を停
止にする。血液ポンプ458を順方向に運転して、生理
食塩水を動脈側回路432を介して、血液および生理食
塩水を静脈側回路492から取り出すようにポンプ輸送
する。透析液弁をフィルタ234からタンク202の方
向へ指向させる。静脈血液センサ486により検知され
た血液濃度または生理食塩水容積が所定限界に達した
際、血液ポンプ458を停止させ、体外循環回路におけ
る圧力を安定化させ、動脈および静脈クランプを閉鎖す
る。使用者は人工腎臓装置から接続解除するよう促さ
れ、上記透析液洗浄モード834と同様に工程を継続す
る。
は透析器清浄モード862に入る。オンラインでの透析
器清浄の好適技術は、透析膜の血液側および透析液側の
自動熱水撹拌を使用し、次いで透析器をフラッシュさせ
ることである。薬品は使用しない。血液回路はもはや空
気に由来する細菌に晒されることはない。熱水撹拌はR
O水(もしくは生理学的透析液)をヒーター228によ
り35〜90℃±5℃の温度まで加熱し、加熱水を殺菌
マニホールド494もしくは透析膜を介し体外循環回路
中へ導入し、さらに圧力パルスを体外循環回路および透
析器に透析器充填モード735に関し上記した方法で導
入することを含む。さらにRO水もしくは透析液を、透
析器を介し膜の透析液側から血液側まで透析液回路40
2に導入された圧力パルスによってバクフラッシュさせ
る。微粒子の物質、血液性生成物および透析器404の
繊維に付着しうる他の物質がかくして繊維の表面から除
去される。体外循環回路をRO水もしくは透析液で定期
的にフラッシュさせると共に液体をこの工程でドレイン
に戻すことにより、透析器404の期待寿命が実質的に
延長する。
クランプすると共に弁V14をドレインに開放すること
により行われる。血液ポンプ458をUFポンプ242
の速度の約1/2にて透析液を用いて逆方向に始動させ
る。透析液は生理学的溶液なので血液性生成物が血液凝
固および除去困難な物質を形成しないようにすることが
できる。UFポンプ242および血液ポンプ458の流
速は圧力トランスジューサ410における最大圧力によ
り制限される。システムは、流量計241が予備設定の
最大流速(約500mL/min)に達するかあるいは
圧力トランスジューサ410が予備設定の最大圧力に達
するかのいずれかまで流速を調整する。流量計241に
よる流量測定値を中央プロセスユニット610により記
憶させることができ、これをシステムにおける繊維閉塞
の程度と相関させることができ、すなわち初期流速が低
いほど閉塞の程度も大である。バックフラッシュした後
に流速が約500mL/minの特定レベルに達しなけ
れば、透析器は中央プロセスユニット610により閉塞
し過ぎており使用しえないと認識される。次いで使用者
は、次回の処置の開始時点で体外循環回路を透析を継続
する前に交換する必要があることが警告される。
動および逆流動は、血液ポンプ458を順方向もしくは
逆方向にて弁14、414、416を閉鎖させると共に
V20を開放して駆動させることにより行われる。これ
は体外循環回路400を透析システムの他の回路から隔
離すると共に液体を循環させて残留血液性生成物を体外
循環回路から除去することを可能にする。この順方向お
よび逆方向の流動を設定時間にわたり持続する。サイク
ルの終了後、体外循環回路400における液体を除去さ
れた血液性生成物と共に弁14の開放し、上記したよう
な透析器のバックフラッシュにより排液するよう設定す
る。この手順を必要に応じ多数回にわたり反復すること
ができる。
ードおよび工程850にて、透析調製液タンク202お
よびUFタンク244並びにそれに関連する液体回路と
における透析液を装置から排液する。
ROフィルタ100は水をタンク202に送水する。洗
浄モード工程854、856、858、860、862
および864にて、水を装置の全液体通路に循環させ
る。処置の後に透析液塩類を除去し、処置の後に有機血
液性生成物を除去し、できれば清浄薬品を次回の処置前
に除去し、あるいは殺菌後かつ処置前に発熱性物質を除
去するには洗浄が必要である。全液体通路を殺菌液で最
小時間にわたり処理する殺菌と同様、全液体通路をRO
水により最小時間にわたって洗浄する。プログラミング
の観点から最も容易な洗浄工程は、長時間が経過するま
でに加熱なしに殺菌過程を再開することである。5段回
の洗浄工程(すなわちリンス1〜5)の概要は次の通り
である: リンス1:スプレーノズル205を用いて1000mL
/minもしくはそれ以上の流速で透析液タンク202
の内部を洗浄する。UFタンク244、経路231およ
び経路209における脱気フィルタを同時に洗浄するこ
とができる。
1000mL/minもしくはそれ以上の流速で透析液
タンク202の内部を洗浄する。UFタンク244、経
路231および経路206におけるレベルセンサも同時
に洗浄することができる。同時に、液体を透析器404
に対し弁414および416を介して逆濾過することが
できる。血液回路に逆濾過させた液体を、弁V14およ
び弁21を介し透析液タンク202に戻す。UFポンプ
が液体を経路238から吸引する場合、透析器の透析液
側および限外フィルタの「透析液」側から空気が除去さ
れる。これにより空気が集まった表面をRO水により洗
浄することができる。
ズル243を洗浄する。UFポンプ242が経路238
から液体を抜取ることができる。限外フィルタの「透析
液」側から空気を除去する。これにより空気が集まった
表面をRO水により洗浄することができる。
とを経路283を介し透析液タンクまで洗浄する。
レイン経路(経路281)を洗浄する。UFタンクから
のRO水を用いて、経路289および血液回路を洗浄す
ることができる。この液体を弁V14およびV21を介
し透析液タンク202に戻すことができる。
ンク202および/またはUFタンク244が排液され
る際に洗浄される。洗浄シーケンスは一般に次回の操作
を開始する前に2回行うことに注目すべきである。2回
の洗浄は、排液操作に際し液体通路表面に残留副生成物
が蓄積するのを最小化させる。人工腎臓装置のポンピン
グ作動部が洗浄された後、液体経路は人工腎臓装置ドレ
インに排液される。工程868にてタンク202を排液
する。廃水をドレイン経路71からドレイン出口51ま
でポンプ輸送する。図23の清浄および洗浄モードが完
了した後、人工腎臓装置はアイドルモードに入るか、あ
るいは次回の殺菌工程までの経過時間が所定の限界より
も長ければ次回の透析処置までの間に殺菌を行う。
は患者の血液透析を監視する他の場所への処置報告を自
動的に連絡する能力を有する。この処置報告は透析に際
しリアルタイムもしくは終了後に送信することができ
る。これは一般に、人工腎臓装置22に電話線に接続さ
れたファックスモデムを設け、血液透析処理の報告をセ
ンター(または他の任意の場所、たとえば医師の事務所
または家庭のコンピュータ)に自動的にファックスする
ようプログラミングして行われる。処置報告は、たとえ
ば患者の氏名、住所および電話番号、報告の日付および
時間、処置前の体重、血圧、脈拍および体温、透析液コ
ード、導電率測定値およびクリアランス、ヘパリン情報
のような情報、並びに透析の際の定期的測定値、たとえ
ば血液流速、透析液流速、動脈圧、静脈圧、血圧、脈
搏、UFレート、全UF容量および他のコメントなどの
結果を包含する。包含させうる他の情報はたとえば血流
が停止した時点、血流を再開させた時点、および警告が
発せられたかどうかなどである。他の情報は処置の終了
時間、全透析時間および処置の計算されたKT/Vを包
含する。最後に、処置報告は処置後の体重、処置後の血
圧および処置後の質問に対する回答を包含する。数字ま
たはグラフの形で除水量、KT/Vおよび血圧の毎週の
概要も示される。インターフェースおよび制御モジュー
ル25には内部データ保持および記憶能力(たとえばハ
ードディスクドライブ)を設けて、データがその後にセ
ンターに送信されるまで情報を記憶する(たとえばラン
ダム・アクセス・メモリー)。処理報告の装置における
プリントアウト装置も人工腎臓装置22の他の補助装置
である。
用者インターフェースおよび制御モジュール25は使用
者インターフェースからアクセスしうるソアトウェアー
診断手段を備えて、装置22における各種のセンサを点
検すると共にその活動を操作する。理想的には、診断手
段はモデムにより遠隔操作して人工腎臓装置22のサー
ビス操作により人工腎臓装置22におけるセンサ、故障
コードおよび他の診断を遠隔点検することができる。人
工腎臓装置22の各種のモジュール24、26および2
8はモジュール型であるため、各モジュールの故障もし
くはサービスはモジュール24、26もしくは28の交
換により比較的容易である。
流路およびシステム部品(サブ部品を含む)を用いて血
液濾過および血液透析濾過を行うこともできる。希釈前
(pre−dilution)での血液濾過は次のよう
に行われる。透析液タンク202の出口を上記と同様に
透析液フィルタ(パイロジェン/限外フィルタ)234
に指向させる。しかしながら、透析液フィルタ234の
流出液を第2のパイロジェン除去フィルタ404Aに指
向させ、その流出液をTコネクタ404Tを介し透析器
404の血液入口上流における体外循環血液回路400
に指向させる。透析液回路418は図面にて省略する
(図33参照)。通常の透析にて限外濾過の制御を可能
にする閉鎖容量原理をここに適用して、血液回路400
に指向させる溶液を透析器出口経路を介し透析液タンク
202に戻すことができる。限外濾過ポンプ242を用
いて過剰の液体を除去することができる。
血液濾過について、方法は希釈前の血液濾過と同じであ
るが、第2のパイロジェン除去フィルタ404Aの流出
液を、Tコネクタ404Tで透析器404の血液出口の
後の血液回路400に指向させる(図34参照)。
釈前の血液透析濾過と同じであるが、ただし第2のパイ
ロジェン除去フィルタ404Aの流出液をTコネクタ4
04Aを介し透析器404の出口の下流における血液回
路400に指向させる(図35参照)。弁414′およ
び煽動(penstaltic)ポンプ404Pを透析
液経路Lに設置する。経路418は弁414により開口
させる。
の血液透析濾過につき、これを実施するには第2のパイ
ロジェン除去フィルタを存在させない。その代わり、限
外濾過ポンプ242を用いて超純粋な透析液を透析器4
04中へバックフラッシュさせ、次いでこの過剰の液体
を除去する(図35参照)。
(これは同一寸法またはそれより小さくてもよい)およ
びここに説明したと同じ薬品混合手段の使用であるが、
透析処理に際し逆浸透処理水と比例配分しうる濃厚な透
析液バッチを作製する。これは、より長い処置において
特に有益である。同寸法のタンクもしくは小さいタンク
202も使用することができる。しかしながら、充分稀
薄な透析液バッチを混合する代わりに、濃厚バッチの透
析液を作製する(透析液調製モジュール26の説明に関
し上記したと同じ薬品添加原理を用いる)。次いで、こ
のバッチを透析サイクルに際し逆浸透精製水と比例配分
させて、所要のタンク寸法を拡大することなく一層長い
処置を行うことができる。逆浸透精製水を加熱し、濃厚
透析液と逆浸透精製水とが充分混合されるよう確保する
手段を設ける。逆浸透精製水はたとえば水前処理モジュ
ール20における温度制御混合弁を用いて加熱すること
ができる。濃厚透析液と逆浸透精製水とが充分混合され
るよう確保する手段は、濃厚透析液をタンク202から
導電率センサ426を介して取り出し、上記した混合原
理によりタンクの頂部に戻す際に溶液の導電率を監視し
て達成することができる。
することなく本発明の好適および代案実施例につき多く
の改変をなしうることが同業者には了解されよう。本明
細書で用いる「モジュール」という用語は、たとえば水
処理もしくは透析液調製のような特定機能を果たす部品
もしくは部品群(この種の部品もしくは部品群は他の部
品から物理的に離間したハウシングに物理的に収容され
ていてもされていなくともよい)を包含すると広義に解
釈すべきである。明かに、「モジュール」を構成する部
品の選択は設計選択上の問題である。たとえば、透析液
回路402は透析液調製モジュール26の部分として示
したが、透析器の透析液側に通ずる経路に適するコネク
タを用いて体外循環回路モジュール28の部分を作製す
ることも同様に容易である。したがって、本発明による
真の思想および範囲は上記の実施例の説明のみに限定さ
れない。
用語は不純物が除去された水を意味する。たとえば米国
薬局方に見られるような「精製水」の規定を意図しな
い。
面に参照番号を付したが、異なる図面において同様な要
素を示すものは同じような番号を付した。
宅人工腎臓装置と患者との間の関係を示す全システムの
略ブロック図である。
ある。
を示す図2の水処理ユニット40の斜視図である。図3
Bは、水処理モジュール24の好適な二次水濾過ユニッ
ト84の斜視図である。図3Cは、ユニットを通過する
水の流れを示す図3Bの水濾過ユニット84の断面図で
ある。
有する減圧弁78の断面図である。図4Bは、弁から試
料を取出す際の図4Aにおける減圧弁78の上部を示す
詳細図である。図4Cは、図4Aにおける中央部材14
6の代案構成の斜視図である。図4Dは、図4Aの挿入
体の斜視図である。
である。
ル26の詳細図である。
トフォーム250を示す図である。
す図である。
60のボトル装着部材354を示す平面図、底面図およ
び側面図である。
0を示す図である。
6を示す平面図である。図11Bは、他の非侵食性導電
率セル426を示す平面図である。図11Cは、他の非
侵食性導電率セルを示す平面図である。
る薬品投入器およびボトル270の断面図である。
8の略図である。
モジュール28の非侵食性圧力センサ500の断面図で
ある。図14Cは、図14Aのダイヤフラム部材の断面
図である。
モジュール28にて使用するためのカセット型気泡除去
器を示す図である。
品との関係を示す図1の使用者インターフェースおよび
制御モジュール25のブロック図である。
ンスを示すフローチャートである。
各工程のシーケンスを示すフローチャートである。
おける各工程のシーケンスを示すフローチャートであ
る。
ける各工程のシーケンスを示すフローチャートである。
おける各工程のシーケンスを示すフローチャートであ
り、特に、透析の際の透析器404の周期的なバックフ
ラッシュを示している。
における各工程のシーケンスを示すフローチャートであ
る。
スにおける各工程のシーケンスを示すフローチャートで
ある。
されるようなシリコーンチューブを、たとえばポンプも
しくは弁のようなハードウェアー部品に固定した状態を
示す2つの面図である。
成を示す概略図である。図25Bは、図25Aの漏血検
知器における各信号の流れを示す図である。
に関して導電率センサ426により測定された導電率と
処理時間との関係を示すグラフである。
ル28の側面図であって、破線で示すように動脈側回路
432および静脈側回路492を透析サイクルが完了し
た際に殺菌マニホールドのそれぞれのポート499、4
97に接続することを示している。図27Bは、図27
Aの体外循環回路モジュール28の側面図であって、動
脈および静脈側回路を、殺菌マニホールドポート499
および497に接続し、人工腎臓装置の殺菌の間この状
態にしておくことを示している。図27Cは、図27A
の体外循環回路モジュール28の実施例の側面図であっ
て、動脈および静脈側回路を透析の間患者に接続するこ
とを示している。
のポート495、497および499の詳細な斜視図で
あり、透析液調製モジュール26からのチューブによる
ポートの接続を示している。
ルドに用いるチューブの接続端部の雄ルーアー550を
示す図である。図29Dは、雌ルーアー559と係合す
る、図29Aの雄ルーアー550の断面図である。
視図であって、外側ピース570を雄ルーアーに挿入
し、雄ルーアーと外側ピースとで単一の配管コネクタが
形成される前の状態を示している。図30B〜30C
は、図30Aの外側ピース570を示す図面である。図
30Dは、組立状態における図30A配管コネクタの部
分破断側面図である。図30E〜30Gは、図30Aの
別の配管コネクタを説明する図面である。図30Hは、
図30Gの別の雄ルーアーの斜視図である。図30I
は、図30Hの70の雄ルーアーの平面図である。図3
0Jおよび30Kは、図30Hの雄ルーアーの断面図で
ある。
菌マニホールド494のポートの好ましいデザインを示
す図である。図31Dは、図30Dの配管コネクタを装
着した、図31Cのポートを示す断面図である。図31
Eは、図31Dの構成を示す一部破断斜視図である。
けるノブ641を示す図である。
するための図である。
するための図である。
説明するための図である。
9)
面に参照番号を付したが、異なる図面において同様な要
素を示すものは同じような番号を付した。
宅人工腎臓装置と患者との間の関係を示す全システムの
略ブロック図である。
ある。
を示す図2の水処理ユニット40の斜視図である。図3
Bは、水処理モジュール24の好適な二次水濾過ユニッ
ト84の斜視図である。図3Cは、ユニットを通過する
水の流れを示す図3Bの水濾過ユニット84の断面図で
ある。
有する減圧弁78の断面図である。図4Bは、弁から試
料を取出す際の図4Aにおける減圧弁78の上部を示す
詳細図である。図4Cは、図4Aにおける中央部材14
6の代案構成の斜視図である。図4Dは、図4Aの挿入
体の斜視図である。
である。
ル26の詳細図である。
ーム250を示す図である。図7Bは、図6の薬品を投
入するプラットフォーム250を示す図である。図7C
は、図6の薬品を投入するプラットフォーム250を示
す図である。図7Dは、図6の薬品を投入するプラット
フォーム250を示す図である。図7Eは、図6の薬品
を投入するプラットフォーム250を示す図である。図
7Fは、図6の薬品を投入するプラットフォーム250
を示す図である。
ある。図8Bは、図6の薬品投入器260を示す図であ
る。図8Cは、図6の薬品投入器260を示す図であ
る。
60のボトル装着部材354を示す平面図、底面図およ
び側面図である。
0を示す図である。
6を示す平面図である。図11Bは、他の非侵食性導電
率セル426を示す平面図である。図11Cは、他の非
侵食性導電率セルを示す平面図である。
る薬品投入器およびボトル270の断面図である。
8の略図である。
モジュール28の非侵食性圧力センサ500の断面図で
ある。図14Cは、図14Aのダイヤフラム部材の断面
図である。
ル28にて使用するためのカセット型気泡除去器を示す
図である。図15Bは、図13の体外循環回路モジュー
ル28にて使用するためのカセット型気泡除去器を示す
図である。図15Cは、図13の体外循環回路モジュー
ル28にて使用するためのカセット型気泡除去器を示す
図である。図15Dは、図13の体外循環回路モジュー
ル28にて使用するためのカセット型気泡除去器を示す
図である。
品との関係を示す図1の使用者インターフェースおよび
制御モジュール25のブロック図である。
ンスを示すフローチャートである。
各工程のシーケンスを示すフローチャートである。
おける各工程のシーケンスを示すフローチャートであ
る。
ける各工程のシーケンスを示すフローチャートである。
おける各工程のシーケンスを示すフローチャートであ
り、特に、透析の際の透析器404の周期的なバックフ
ラッシュを示している。
における各工程のシーケンスを示すフローチャートであ
る。
スにおける各工程のシーケンスを示すフローチャートで
ある。
されるようなシリコーンチューブを、たとえばポンプも
しくは弁のようなハードウェアー部品に固定した状態を
示す2つの面図である。
成を示す概略図である。図25Bは、図25Aの漏血検
知器における各信号の流れを示す図である。
に関して導電率センサ426により測定された導電率と
処理時間との関係を示すグラフである。
ル28の側面図であって、破線で示すように動脈側回路
432および静脈側回路492を透析サイクルが完了し
た際に殺菌マニホールドのそれぞれのポート499、4
97に接続することを示している。図27Bは、図27
Aの体外循環回路モジュール28の側面図であって、動
脈および静脈側回路を、殺菌マニホールドポート499
および497に接続し、人工腎臓装置の殺菌の間この状
態にしておくことを示している。図27Cは、図27A
の体外循環回路モジュール28の実施例の側面図であっ
て、動脈および静脈側回路を透析の間患者に接続するこ
とを示している。
のポート495、497および499の詳細な斜視図で
あり、透析液調製モジュール26からのチューブによる
ポートの接続を示している。
ルドに用いるチューブの接続端部の雄ルーアー550を
示す図である。図29Dは、雌ルーアー559と係合す
る、図29Aの雄ルーアー550の断面図である。
視図であって、外側ピース570を雄ルーアーに挿入
し、雄ルーアーと外側ピースとで単一の配管コネクタが
形成される前の状態を示している。図30Bは、図30
Aの外側ピース570を示す図面である。図30Cは、
図30Aの外側ピース570を示す図面である。図30
Dは、組立状態における図30A配管コネクタの部分破
断側面図である。図30Eは、図30Aの別の配管コネ
クタを説明する図面である。図30Fは、図30Aの別
の配管コネクタを説明する図面である。図30Gは、図
30Aの別の配管コネクタを説明する図面である。図3
0Hは、図30Gの別の雄ルーアーの斜視図である。図
30Iは、図30Hの70の雄ルーアーの平面図であ
る。図30Jは、図30Hの雄ルーアーの断面図であ
る。図30Kは、図30Hの雄ルーアーの断面図であ
る。
ールド494のポートの好ましいデザインを示す図であ
る。図31Bは、図13および28の殺菌マニホールド
494のポートの好ましいデザインを示す図である。図
31Cは、図13および28の殺菌マニホールド494
のポートの好ましいデザインを示す図である。図31D
は、図30Dの配管コネクタを装着した、図31Cのポ
ートを示す断面図である。図31Eは、図31Dの構成
を示す一部破断斜視図である。
けるノブ641を示す図である。
するための図である。
するための図である。
説明するための図である。
Claims (3)
- 【請求項1】 透析器の信頼性を自動的に試験する方法
であって、当該方法は、体外循環回路内に透析器を備え
る人工腎臓装置にて行われ、血液を患者から動脈側回路
を介し前記透析器までポンプ輸送すると共に静脈側回路
を介し前記患者まで戻し、前記透析器が血液側と透析液
側とを有する膜を備えており、前記方法は、 前記膜の前記血液側に存在しうる液体を実質的に除去す
るステップと、 空気を前記膜の前記血液側にポンプ輸送して前記透析器
を加圧するステップと、 前記透析器の加圧度を測定するステップと、 前記透析器が加圧されれば、前記加圧の減衰速度を測定
するステップと、 前記加圧度と減衰速度とで前記透析器の膜の信頼性を示
すステップと、 を含み、 前記人工腎臓装置は限外濾過タンクおよび血液ポンプを
さらに備え、前記透析器の前記血液側に空気をポンプ輸
送して空気により前記透析器を加圧する前記ステップ
は、 前記限外濾過タンクを前記透析器の前記血液側と液体連
通させるステップと、 空気を前記血液ポンプにより前記限外濾過タンクから前
記透析器の前記血液側まで輸送するステップと、 を含む方法。 - 【請求項2】 加圧度および前記加圧の減衰速度を測定
する前記ステップは、前記動脈側回路または前記静脈側
回路のいずれかに接置された圧力センサによって行われ
る請求項1記載の方法。 - 【請求項3】 前記人工腎臓装置は、前記圧力センサか
ら圧力データを受け取る中央処理装置をさらに備え、前
記中央処理装置は、前記透析器が加圧しない場合または
加圧の減衰速度が所定の閾値限界よりも大きい場合に、
聴覚または視覚のアラームを作動して患者に警告する請
求項1記載の方法。
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