JP5379082B2

JP5379082B2 - Blood purification equipment

Info

Publication number: JP5379082B2
Application number: JP2010147706A
Authority: JP
Inventors: 猛柴田
Original assignee: 猛柴田
Priority date: 2010-06-29
Filing date: 2010-06-29
Publication date: 2013-12-25
Anticipated expiration: 2030-06-29
Also published as: JP2012010756A; CN102438675B; WO2012001961A1; CN102438675A

Abstract

Provided are a blood purification device and method with which it is possible to reduce the amount of blood anticoagulant. A blood purification device (1) for withdrawing blood and then returning the purified blood, wherein the blood purification device (1) comprises: a blood circulation circuit (2) having a blood purifier (20) for dialysing blood in order to reduce waste products and for feeding dialysed blood from the outside; a blood pump (30) for transferring blood within the blood circulation circuit (2); and an anticoagulant introduction device (60) for mixing in blood a blood anticoagulant (62) that prevents coagulation of blood. The blood purifier (20) is disposed under negative pressure at the upstream side of the blood pump (30).

Description

本発明は、血液を浄化する血液浄化装置に関する。 The present invention relates to a blood purification equipment for purifying blood.

血液透析は、腎臓の血液浄化機能を人工的に行う方法として広く知られている。２００７年の世界の血液透析患者は、およそ２００万人にのぼるという報告があり、年々増加傾向にある。血液透析は、動脈から取り出した血液を、中空糸の集合体を備えたダイアライザに通して、血液内の老廃物を除去し、静脈に戻す操作を連続的に行う方法である。腎機能障害を持つ患者は、週に２，３回、通院して、所定時間、血液透析の治療を受ける必要がある。 Hemodialysis is widely known as a method for artificially performing the blood purification function of the kidney. The number of hemodialysis patients in the world in 2007 has been reported to be about 2 million, and is increasing year by year. Hemodialysis is a method in which blood taken out from an artery is continuously passed through a dialyzer equipped with a collection of hollow fibers to remove waste in the blood and return it to the vein. Patients with renal dysfunction need to visit a hospital twice or three times a week and receive hemodialysis treatment for a predetermined time.

図８は、典型的な血液浄化装置の一部の構成を示す図である。血液浄化装置２００は、前腕Ｐの動・静脈シャント（動脈と静脈とを手術によりつなげた部位）から動脈側ブラッドアクセス２１０を通じて取り出した血液を、血液ポンプ２２０、動脈側エアトラップチャンバー２３０、ダイアライザ２４０、静脈側エアトラップチャンバー２５０の順路で連続的に送り、静脈側ブラッドアクセス２６０を通じて、前腕Ｐの静脈に戻す回路構成を有する。動脈側ブラッドアクセス２１０および静脈側ブラッドアクセス２６０は、それぞれ、穿刺針などによって血液を取り出しおよび戻す箇所である。血液ポンプ２２０は、動・静脈シャントから血液を吸引して（矢印Ａ）、ダイアライザ２４０へ供給し、静脈に戻す（矢印Ｂ）ためのポンプであり、血液透析時には、矢印Ｃの方向にローラーを回転させる。動脈側エアトラップチャンバー２３０は、動脈側血液回路内の空気や血液凝固塊をダイアライザ２４０に入れないようにするためのものであり、静脈側エアトラップチャンバー２５０は、血液回路およびダイアライザ２４０内の空気や血液凝固塊を患者の体内に入れないようにするためのものである。ダイアライザ２４０は、多数の中空糸を有し、透析液を灌流させて、中空糸内部に流入する血液から老廃物を除去する機能を持つ。透析液は、注入ライン２４１から注入され（矢印Ｄ）、ダイアライザ２４０内を通って排出ライン２４２から出る（矢印Ｅ）。 FIG. 8 is a diagram showing a partial configuration of a typical blood purification apparatus. The blood purification apparatus 200 removes blood taken out from the arterial blood access 210 from the arterial / venous shunt of the forearm P (the site where the artery and vein are connected by surgery) through the blood pump 220, the arterial air trap chamber 230, and the dialyzer 240. The circuit configuration is such that the blood is continuously sent through the vein air trap chamber 250 and returned to the vein of the forearm P through the vein blood access 260. The arterial blood access 210 and the venous blood access 260 are places where blood is taken out and returned by a puncture needle or the like. The blood pump 220 is a pump for sucking blood from the movement / venous shunt (arrow A), supplying it to the dialyzer 240, and returning it to the vein (arrow B). During hemodialysis, a blood pump 220 is moved in the direction of arrow C. Rotate. The arterial air trap chamber 230 is for preventing air and blood clots in the arterial blood circuit from entering the dialyzer 240, and the venous air trap chamber 250 is the air in the blood circuit and the dialyzer 240. It is intended to prevent blood clots from entering the patient's body. The dialyzer 240 has a number of hollow fibers, and has a function of removing waste products from blood flowing into the hollow fibers by perfusing dialysate. Dialysate is injected from the injection line 241 (arrow D), passes through the dialyzer 240 and exits the discharge line 242 (arrow E).

動脈側ブラッドアクセス２１０と血液ポンプ２２０との間には、別のラインを分岐させて生理食塩水２１１を入れた生理食塩水用バッグ２１２をつなげる他、陰圧検出用ピロー２１３が配置されている。生理食塩水２１１は、血液透析前に、血液回路内の洗浄や空気の除去を目的として使用される。血液透析中、生理食塩水２１１の供給ラインは、鉗子２１４等によって閉じられている。陰圧検出用ピロー２１３は、血液ポンプ２２０の動作中に、血液ポンプ２２０の上流側が陰圧になり過ぎるとつぶれ、医療スタッフによる目視で過度の陰圧であるかどうかを確認するための器具である。また、血液ポンプ２２０と動脈側エアトラップチャンバー２３０との間には、抗凝固剤注入装置２２５が接続されている。抗凝固剤注入装置２２５は、血液抗凝固剤（ヘパリン等）２２６を入れたシリンジ２２７を備えており、モータ等の駆動手段を利用してシリンジ２２７のピストン部分を駆動し（矢印Ｆ）、シリンジ２２７内の血液抗凝固剤２２６を血液に注入する機構を備える。血液は、通常、大気に触れると、約１０分で凝固する。血液が凝固すると、ダイアライザ２４０内の中空糸が閉塞して透析効率が低下する。そして、凝固の波及度によっては、血液透析治療を中断しなければならない。かかる血液の凝固を有効に防止するため、血液抗凝固剤２２６が血液内に注入される。上述の血液浄化装置２００に代表される血液透析装置は、例えば、特許文献１，２にも開示されている。 Between the artery side blood access 210 and the blood pump 220, another line is branched to connect a physiological saline bag 212 containing physiological saline 211, and a negative pressure detection pillow 213 is arranged. . The physiological saline 211 is used for the purpose of cleaning the blood circuit and removing air before hemodialysis. During hemodialysis, the supply line of the physiological saline 211 is closed by forceps 214 and the like. The negative pressure detection pillow 213 is a device for checking whether or not the upstream side of the blood pump 220 becomes too negative during the operation of the blood pump 220, and whether it is excessive negative pressure visually by a medical staff. is there. An anticoagulant injection device 225 is connected between the blood pump 220 and the artery side air trap chamber 230. The anticoagulant injection device 225 includes a syringe 227 containing a blood anticoagulant (heparin or the like) 226, and drives the piston portion of the syringe 227 using a driving means such as a motor (arrow F). A mechanism for injecting blood anticoagulant 226 in 227 into blood is provided. Blood usually clots in about 10 minutes when exposed to the atmosphere. When the blood coagulates, the hollow fiber in the dialyzer 240 is blocked and the dialysis efficiency decreases. Depending on the degree of coagulation, hemodialysis treatment must be interrupted. In order to effectively prevent such blood coagulation, blood anticoagulant 226 is injected into the blood. A hemodialysis apparatus represented by the above-described blood purification apparatus 200 is also disclosed in Patent Documents 1 and 2, for example.

米国特許第６，０４２，７８４号公報US Pat. No. 6,042,784 米国特許第７，５３７，６８８号公報US Pat. No. 7,537,688

血液抗凝固剤２２６は、患者に対して決して安全な薬剤ではなく、患者に、出血の増大や長期間の使用による脂質代謝異常などの合併症を誘発する。血液透析時において、血液は、一般的に、約２００ｍｌ／ｍｉｎの流速で血液浄化装置２００内を巡る。血液浄化装置２００内の血液ルートの総容量は、およそ１３０〜３００ｍｌである。このことから、理論的には、血液は、長くても１分３０秒で血液浄化装置２００の血液回路を経て体内に戻る計算となり、血液が体外に存在する時間は、凝固に要する１０分に比して極めて短い。 Blood anticoagulant 226 is never a safe drug for patients and induces complications such as increased bleeding and abnormal lipid metabolism due to prolonged use in patients. During hemodialysis, blood generally circulates in the blood purification apparatus 200 at a flow rate of about 200 ml / min. The total volume of the blood route in the blood purification apparatus 200 is approximately 130 to 300 ml. Therefore, theoretically, blood is calculated to return to the body through the blood circuit of the blood purification device 200 in 1 minute 30 seconds at the longest, and the time for the blood to exist outside the body is 10 minutes required for coagulation. It is extremely short.

しかし、血液浄化装置２００の血液輸送経路には、血液が偏流あるいは滞留する多くの箇所が存在する。最も血液の偏流あるいは滞留が起きやすい箇所は、ダイアライザ２４０である。ダイアライザ２４０は、その内部に、内径約２００ミクロンの中空糸を多数備えており、その中に流入してくる血液にとって大きな抵抗となる箇所である。また、動脈側エアトラップチャンバー２３０および静脈側エアトラップチャンバー２５０は、血液と空気が接触する箇所であることから、血液の凝固が発生しやすい箇所である。血液の凝固塊をダイアライザ２４０あるいは患者の体内に流入するのを防止するため、動脈側エアトラップチャンバー２３０および静脈側エアトラップチャンバー２５０は、通常、図８に示すように、各下流底部にメッシュ２３１およびメッシュ２５１を備える。これらメッシュ２３１，２５１は、大きな血液凝固塊をトラップするには適しているものの、同時に、血液の流れを淀ませる一因にもなっている。この結果、動脈側エアトラップチャンバー２３０および静脈側エアトラップチャンバー２５０は、ダイアライザ２４０に次いで、血液の凝固が起きやすい箇所となっており、メッシュ２３１，２５１を通過した微細な血液凝固塊が、ダイアライザ２４０内および患者の体内に運ばれる危険性がある。加えて、陰圧検出用ピロー２１３内の内壁、血液ポンプ２２０によって扱かれるチューブの内壁などでも、血液の偏流あるいは滞留が生じやすい。このように、血液浄化装置２００内には、血液が偏流あるいは滞留する多くの箇所が潜在している。かかる理由から、たとえ短時間であっても、血液が血液浄化装置２００内にて凝固する環境が整っており、血液凝固を確実に防止するためには、患者の健康に悪影響を及ぼすリスクがあっても、過剰な血液抗凝固剤２２６を血液に混入させているのが現状である。 However, in the blood transport path of the blood purification apparatus 200, there are many places where blood drifts or stays. The place where blood is most likely to drift or stay is the dialyzer 240. The dialyzer 240 is provided with a large number of hollow fibers having an inner diameter of about 200 microns inside thereof, and is a place that provides a great resistance to blood flowing into the inside. The arterial air trap chamber 230 and the venous air trap chamber 250 are locations where blood and air are in contact with each other, and thus blood coagulation is likely to occur. In order to prevent blood clots from flowing into the dialyzer 240 or the patient's body, the arterial side air trap chamber 230 and the venous side air trap chamber 250 are typically provided with a mesh 231 at each downstream bottom as shown in FIG. And a mesh 251. These meshes 231 and 251 are suitable for trapping large blood clots, but at the same time, contribute to encouraging blood flow. As a result, the arterial side air trap chamber 230 and the venous side air trap chamber 250 are places where blood coagulation easily occurs after the dialyzer 240, and the fine blood coagulation clots that have passed through the meshes 231 and 251 There is a risk of being carried in 240 and into the patient's body. In addition, blood drift or stagnation is likely to occur on the inner wall of the negative pressure detection pillow 213 and the inner wall of the tube handled by the blood pump 220. As described above, there are many places in the blood purification apparatus 200 where blood drifts or stays. For this reason, even in a short period of time, blood is coagulated in the blood purification apparatus 200, and there is a risk of adversely affecting patient health in order to reliably prevent blood coagulation. However, the current situation is that excessive blood anticoagulant 226 is mixed into the blood.

腎機能障害を持つ患者に対して血液透析を始めた当初は、患者の余命を精々１〜２年程度長くできるに留まっていたが、現在では、血液透析をはじめとする医療技術の進歩により、血液透析を行うことによって、１０年、２０年あるいはそれ以上の長期間にわたって患者を延命できるようになってきた。このような状況下では、血液抗凝固剤２２６を長年使用することによる合併症の発生リスクを無視できなくなり、血液抗凝固剤２２６を極力減らす必要性が生じてきた。その一方で、血液抗凝固剤２２６を減らすと、血液凝固の抑制が難しくなり、ダイアライザ２４０の透析効率が低下するという本質的な問題が生じる。したがって、現在使用されている上述のような血液浄化装置２００の構成では、合併症のリスクを抱えながらも、血液抗凝固剤２２６を減らすことができないのが現状である。 At the beginning of hemodialysis for patients with renal dysfunction, the patient's life expectancy could only be extended by about 1 to 2 years, but now, due to advances in medical technology including hemodialysis, By performing hemodialysis, it has become possible to extend the life of patients for a long period of 10 years, 20 years or more. Under such circumstances, the risk of complications due to long-term use of blood anticoagulant 226 cannot be ignored, and the need to reduce blood anticoagulant 226 as much as possible has arisen. On the other hand, if the blood anticoagulant 226 is reduced, it becomes difficult to suppress blood coagulation, which causes an essential problem that the dialysis efficiency of the dialyzer 240 decreases. Therefore, in the present configuration of the blood purification apparatus 200 as described above, the blood anticoagulant 226 cannot be reduced while having a risk of complications.

本発明は、かかる問題を解消すべくなされたものであって、血液抗凝固剤を低減可能な血液浄化装置を提供することを目的とする。 The present invention was made to solve such problems, and an object thereof is to provide a can reduce blood purification equipment blood anticoagulant.

上記目的を達成するため、本発明の血液浄化装置の一実施形態は、血液を抜き出して、浄化後に返血する血液浄化装置において、血液循環回路に、血液を透析して老廃物を低減すると共に、外部から透析液を供給する血液浄化器と、血液循環回路中の血液を輸送する血液ポンプと、血液の凝固を抑制するための血液抗凝固剤を血液中に混入させる抗凝固剤注入装置とを少なくとも備え、血液浄化器を、血液ポンプの上流側の陰圧下に配置し、血液浄化器における透析液の供給ライン若しくは排出ラインから分岐した位置に、血液浄化器内に流入する血液量を変動させる血液量変動装置を、さらに備え、当該血液量変動装置により、その内部から前記血液浄化器に液体を流入させる流入動作と、血液浄化器から当該血液量変動装置の内部に液体を引き込む引込動作とを繰り返し行う。 In order to achieve the above object, an embodiment of the blood purification apparatus of the present invention is a blood purification apparatus that extracts blood and returns blood after purification, and reduces waste by dialysis of blood into a blood circulation circuit. A blood purifier that supplies dialysate from the outside, a blood pump that transports blood in the blood circulation circuit, and an anticoagulant infusion device that mixes blood anticoagulant to suppress blood coagulation into the blood The blood purifier is placed under a negative pressure upstream of the blood pump, and the amount of blood flowing into the blood purifier is changed to a position branched from the dialysate supply line or discharge line in the blood purifier. A blood volume fluctuation device for causing the liquid to flow into the blood purifier from within the blood volume fluctuation device, and a liquid from the blood purifier to the blood volume fluctuation device. Repeatedly performing pull-in operations to draw.

本発明の血液浄化装置の別の実施形態は、さらに、上述の引込動作によって血液浄化器から液体を引き込む引込速度を、流入動作によって血液浄化器に液体を流入させる流入速度よりも小さくすることもできる。 In another embodiment of the blood purification apparatus of the present invention, the drawing speed at which the liquid is drawn from the blood purifier by the above-described drawing operation may be made lower than the inflow speed at which the liquid flows into the blood purifier by the inflow operation. it can.

本発明の血液浄化装置の別の実施形態は、さらに、血液浄化器に液体を流入させる流入速度を、血液ポンプによって血液を送る速度以下とすることもできる。 In another embodiment of the blood purification apparatus of the present invention, the inflow speed at which the liquid is allowed to flow into the blood purifier can be set to be equal to or lower than the speed at which blood is fed by the blood pump.

本発明の血液浄化装置の別の実施形態は、血液浄化器に液体を流入させる流入速度を、血液ポンプによって血液を送る速度より３０ｍｌ／ｍｉｎ以下の範囲で大きくすることもできる。 In another embodiment of the blood purification apparatus of the present invention, the inflow rate at which the liquid is allowed to flow into the blood purification device can be increased in the range of 30 ml / min or less than the rate at which blood is fed by the blood pump .

本発明によれば、血液抗凝固剤を低減しても血液浄化機能を高く維持することができる。 According to the present invention, the blood purification function can be maintained high even if the blood anticoagulant is reduced.

図１は、本発明の実施の形態に係る血液浄化装置の主要部の構成を示す。FIG. 1 shows a configuration of a main part of a blood purification apparatus according to an embodiment of the present invention. 図２は、図１に示すダイアライザの内部に配置される中空糸の膜内外の物質の交換状況を模式的に示す。FIG. 2 schematically shows a state of exchange of substances inside and outside the hollow fiber membrane disposed inside the dialyzer shown in FIG. 図３は、図１に示すダイアライザと、それと接続される透析液供給装置とを示す。FIG. 3 shows the dialyzer shown in FIG. 1 and a dialysate supply apparatus connected to the dialyzer. 図４は、第二の実施の形態に係る血液浄化装置に接続する血液量変動装置の必要性を説明するための図である。FIG. 4 is a diagram for explaining the necessity of the blood volume fluctuation device connected to the blood purification device according to the second embodiment. 図５は、第二の実施の形態に係る血液浄化装置の主要部の構成を示す。FIG. 5 shows the configuration of the main part of the blood purification apparatus according to the second embodiment. 図６は、図５に示す血液浄化装置の血液量変動装置とダイアライザとの間の液体の入出流速の経時変化の一例を示すグラフである。FIG. 6 is a graph showing an example of a change with time in the flow rate of the liquid between the blood volume fluctuation device and the dialyzer of the blood purification apparatus shown in FIG. 図７は、図６に示す入出流速の経時変化を実行したときに、ダイアライザに流入する血液流速の経時変化の一例を示すグラフである。FIG. 7 is a graph showing an example of the change over time of the blood flow rate flowing into the dialyzer when the change over time of the input / output flow rate shown in FIG. 6 is executed. 図８は、従来の血液浄化装置の主要部の構成を示す。FIG. 8 shows a configuration of a main part of a conventional blood purification apparatus.

以下に、本発明の血液浄化装置の各実施の形態について説明する。 The following describes the embodiments of the blood purification equipment of the present invention.

（１．第一の実施の形態） (1. First embodiment)

図１は、本発明の第一の実施の形態に係る血液浄化装置の主要部の構成を示す。 FIG. 1 shows the configuration of the main part of the blood purification apparatus according to the first embodiment of the present invention.

本発明の第一の実施の形態に係る血液浄化装置１は、抜血口となる動脈側ブラッドアクセス１０から矢印Ａ方向に血液を抜いた後、浄化を行い、返血口となる静脈側ブラッドアクセス５０に対して矢印Ｂ方向に浄化後の血液を戻す血液循環回路２を備える。血液浄化装置１の血液循環回路２は、血液の透析を行う血液浄化器の一例であるダイアライザ２０と、血液を輸送するための血液ポンプの一例であるローラーポンプ３０と、血液の凝固を抑制するための血液抗凝固剤６２を血液中に混入させる抗凝固剤注入装置６０とを少なくとも備え、好適には、血液中の空気や血液凝固塊を除去するための空気除去装置４０を、さらに備える。ダイアライザ２０は、ローラーポンプ３０の上流側にあって、陰圧下にて血液の透析動作を行うように、配置される。 The blood purification apparatus 1 according to the first embodiment of the present invention performs blood purification after drawing blood in the direction of arrow A from an arterial blood access 10 serving as a blood extraction port, and then performs vein purification as a blood return port. A blood circulation circuit 2 for returning the purified blood in the direction of arrow B with respect to the access 50 is provided. The blood circulation circuit 2 of the blood purification apparatus 1 suppresses coagulation of blood, a dialyzer 20 that is an example of a blood purifier that performs dialysis of blood, a roller pump 30 that is an example of a blood pump for transporting blood, and the like. And an anticoagulant injecting device 60 for mixing blood anticoagulant 62 for blood into the blood, and preferably an air removing device 40 for removing air and blood clots in blood. The dialyzer 20 is disposed on the upstream side of the roller pump 30 so as to perform blood dialysis under negative pressure.

血液浄化装置１のさらなる詳細な構成は、次の通りである。血液浄化装置１は、動脈側ブラッドアクセス１０から静脈側ブラッドアクセス５０に向かって、順に、ダイアライザ２０、ローラーポンプ３０、空気除去装置４０を接続し、動脈側ブラッドアクセス１０とダイアライザ２０との間に分岐管１６を介して、抗凝固剤注入装置６０を配置する。動脈側ブラッドアクセス１０と分岐管１６との間の流路１５、分岐管１６とダイアライザ２０の血液流入口との間の流路１７、ダイアライザ２０の血液排出口と空気除去装置４０との間の流路３５および空気除去装置４０と静脈側ブラッドアクセス５０との間の流路４５は、塩化ビニル製の軟質チューブにて、好適に構成される。ローラーポンプ３０は、流路３５の途中にて、流路３５の周囲を挟持するように配置される。 The further detailed structure of the blood purification apparatus 1 is as follows. In the blood purification apparatus 1, a dialyzer 20, a roller pump 30, and an air removal device 40 are connected in order from the arterial blood access 10 to the venous blood access 50, and between the arterial blood access 10 and the dialyzer 20. An anticoagulant injection device 60 is arranged through the branch pipe 16. The flow path 15 between the artery side blood access 10 and the branch pipe 16, the flow path 17 between the branch pipe 16 and the blood inlet of the dialyzer 20, and between the blood outlet of the dialyzer 20 and the air removal device 40. The flow path 35 and the flow path 45 between the air removing device 40 and the venous blood access 50 are preferably composed of a soft tube made of vinyl chloride. The roller pump 30 is arranged in the middle of the flow path 35 so as to sandwich the periphery of the flow path 35.

次に、血液循環回路２に配置される各装置について説明する。 Next, each device arranged in the blood circulation circuit 2 will be described.

１．ブラッドアクセス
動脈側ブラッドアクセス１０は、患者の体の一部（好ましくは、前腕）Ｐの動脈と静脈とを手術にてつなげた動・静脈シャントと称する部分に穿刺針を刺して形成される抜血口である。静脈側ブラッドアクセス５０は、前腕Ｐの静脈に穿刺針を刺して形成される返血口である。 1. Blood Access The arterial side blood access 10 is formed by inserting a puncture needle into a portion called a moving / venous shunt that connects an artery and vein of a part (preferably forearm) P of a patient's body by surgery. It is a bloody clan. The venous blood access 50 is a blood return port formed by inserting a puncture needle into the vein of the forearm P.

２．ダイアライザ
図２は、図１に示すダイアライザの内部に配置される中空糸の膜内外の物質の交換状況を模式的に示す。図３は、図１に示すダイアライザと、それと接続される透析液供給装置とを示す。 2. Dialyzer FIG. 2 schematically shows a state of exchange of substances inside and outside the hollow fiber membrane disposed inside the dialyzer shown in FIG. FIG. 3 shows the dialyzer shown in FIG. 1 and a dialysate supply apparatus connected to the dialyzer.

ダイアライザ２０は、その中心部分に多くの中空糸７０を集積させて形成される血液流路と、血液流路の外側に形成される透析液流路とを備える。図２に拡大して示す１本の中空糸７０は、内径約２００μｍ、膜厚１５〜４５μｍの透析膜であり、その透析膜に多くの細孔７１を有する。ダイアライザ２０内に流入した血液中の老廃物８２は、中空糸７０の内部から透析膜の細孔７１を通じて透析液流路に排出される。一方、細孔７１より大きな血球８０やタンパク質８１等は、細孔７１から排出されない。透析液流路には、透析液が存在し、老廃物８２は、透析液によってダイアライザ２０の外に排出される。ダイアライザ２０の透析液流路は、図１に示すように、透析液流入路２１と透析液排出路２２とを接続している。 The dialyzer 20 includes a blood flow path formed by accumulating many hollow fibers 70 in the central portion thereof, and a dialysate flow path formed outside the blood flow path. One hollow fiber 70 shown enlarged in FIG. 2 is a dialysis membrane having an inner diameter of about 200 μm and a film thickness of 15 to 45 μm, and has many pores 71 in the dialysis membrane. The waste product 82 in the blood flowing into the dialyzer 20 is discharged from the inside of the hollow fiber 70 to the dialysate flow path through the pores 71 of the dialysis membrane. On the other hand, blood cells 80, proteins 81, etc. larger than the pores 71 are not discharged from the pores 71. The dialysate is present in the dialysate flow path, and the waste product 82 is discharged out of the dialyzer 20 by the dialysate. As shown in FIG. 1, the dialysate flow path of the dialyzer 20 connects a dialysate inflow path 21 and a dialysate discharge path 22.

図３に示すように、ダイアライザ２０の外部に配置される透析液供給装置９０から供給される透析液は、矢印Ｄで示すように透析液流入路２１からダイアライザ２０の透析液流路に入り、矢印Ｅで示すように透析液排出路２２から排出される。この実施の形態では、図２に示すように、透析液流路における透析液の流れる方向（矢印Ｉの方向）は、血液流路の血液の流れる方向（矢印Ｈの方向）と逆方向であるが、同方向とすることもできる。このように、ダイアライザ２０およびこれに接続される透析液供給装置９０により、血液中の老廃物８２を除去して血液の浄化を行うことができる。なお、透析液の流路の所定箇所（この実施の形態では、透析液排出路２２）には、圧力計９１が接続されている。圧力計９１により、透析液流入路２１、透析液排出路２２、透析液供給装置９０内の透析液流路内、あるいはダイアライザ２０内の圧力をモニタすることができる。 As shown in FIG. 3, the dialysate supplied from the dialysate supply device 90 disposed outside the dialyzer 20 enters the dialysate flow path of the dialyzer 20 from the dialysate inflow path 21 as indicated by an arrow D, As indicated by the arrow E, it is discharged from the dialysate discharge path 22. In this embodiment, as shown in FIG. 2, the direction in which the dialysate flows in the dialysate channel (the direction of arrow I) is opposite to the direction in which the blood flows in the blood channel (the direction of arrow H). However, it can also be in the same direction. In this manner, the dialyzer 20 and the dialysate supply device 90 connected to the dialyzer 20 can remove the waste product 82 in the blood and purify the blood. A pressure gauge 91 is connected to a predetermined location of the dialysate flow path (in this embodiment, the dialysate discharge path 22). The pressure gauge 91 can monitor the pressure in the dialysate inflow path 21, the dialysate discharge path 22, the dialysate flow path in the dialysate supply apparatus 90, or the dialyzer 20.

３．ローラーポンプ
ローラーポンプ３０は、流路３５の途中に配置され、流路３５の一部を挟持して矢印Ｃ方向に回転部を回転することにより、流路３５を扱く動作を行う。この結果、ローラーポンプ３０を基準としてダイアライザ２０の側を陰圧に、空気除去装置４０の側を陽圧にして、血液を動脈側ブラッドアクセス１０から静脈側ブラッドアクセス５０に向かって強制的に輸送することができる。 3. Roller Pump The roller pump 30 is disposed in the middle of the flow path 35 and performs an operation for handling the flow path 35 by sandwiching a part of the flow path 35 and rotating the rotating portion in the direction of arrow C. As a result, blood is forcibly transported from the arterial blood access 10 toward the venous blood access 50 by setting the dialyzer 20 side to a negative pressure and the air removal device 40 side to a positive pressure with the roller pump 30 as a reference. can do.

４．空気除去装置
空気除去装置４０は、血液中の空気および血液凝固塊を除去する機能を有し、血液循環回路２のいずれかの箇所で血液中に空気および血液凝固塊が混入した場合でも、患者に返血する前に、それらを確実に取り除くことができる。血管内に空気が混入すると患者の生命が脅かされるため、安全上の措置をとる必要からである。空気除去装置４０は、その内部の下層に血液を、上層に空気層を有する。空気除去装置４０は、当該空気層の上方に、シリンジ（図示省略）と連接される接続管４１を備える。このため、空気除去装置４０の内部に入った血液に空気が含まれていても、その空気は、空気層によりトラップされ、血液と分離される。また、空気除去装置４０の下方は、メッシュ４２を経由して流路４５に接続している。メッシュ４２は、血液凝固塊を除去するためのフィルタに相当する部分である。血液循環回路２中のいずれかの箇所、特に空気と血液とが接触する機会にもなる空気除去装置４０で形成される血液凝固塊を、流路４５以後の下流側に輸送するのを抑制する必要からである。 4). Air removal device The air removal device 40 has a function of removing air and blood clots in blood, and even if air and blood clots are mixed in blood at any location in the blood circulation circuit 2, They can be surely removed before returning to the blood. This is because if air enters the blood vessels, the patient's life is threatened, and safety measures must be taken. The air removing device 40 has blood in its lower layer and an air layer in its upper layer. The air removal device 40 includes a connection pipe 41 connected to a syringe (not shown) above the air layer. For this reason, even if the blood contained in the air removing device 40 contains air, the air is trapped by the air layer and separated from the blood. The lower part of the air removal device 40 is connected to the flow path 45 via the mesh 42. The mesh 42 is a part corresponding to a filter for removing a blood clot. Suppressing the transport of blood clots formed by the air removal device 40, which is also an opportunity for air and blood to contact each other in the blood circulation circuit 2, to the downstream side after the flow path 45. Because it is necessary.

５．抗凝固剤注入装置
抗凝固剤注入装置６０は、血液抗凝固剤（好適には、ヘパリン）６２を入れたシリンジ６１と、シリンジ６１のピストン側を駆動する駆動装置（例えば、モータ）とを備える。駆動装置は、シリンジ６１のピストンを矢印Ｆの方向に駆動して、血液抗凝固剤６２を血液循環回路２内に注入することができる。血液抗凝固剤６２は、血液循環回路２内（特に、ダイアライザ２０内）での血液凝固を抑制し、血液浄化を効果的に行うために必要な薬剤である一方、長期間の血液浄化治療を行う患者に対して合併症等のリスクをもたらす。このため、血液抗凝固剤６２は、できるだけ少なくするのが好ましい。この実施の形態では、血液抗凝固剤６２の使用量は、通常よりも２０〜３０％程度少なくすることができる。 5. Anticoagulant Injection Device The anticoagulant injection device 60 includes a syringe 61 containing a blood anticoagulant (preferably heparin) 62 and a drive device (for example, a motor) that drives the piston side of the syringe 61. . The drive device can inject blood anticoagulant 62 into blood circulation circuit 2 by driving the piston of syringe 61 in the direction of arrow F. The blood anticoagulant 62 is a drug necessary for suppressing blood coagulation in the blood circulation circuit 2 (particularly in the dialyzer 20) and effectively purifying the blood, while providing long-term blood purification treatment. It brings risks such as complications to the patient. For this reason, it is preferable to reduce the blood anticoagulant 62 as much as possible. In this embodiment, the amount of blood anticoagulant 62 used can be reduced by about 20 to 30% than usual.

次に、ダイアライザ２０をローラーポンプ３０の上流側であって陰圧下に配置することにより奏する特有の効果について説明する。 Next, a specific effect obtained by disposing the dialyzer 20 on the upstream side of the roller pump 30 and under negative pressure will be described.

Ａ．血液抗凝固剤の低減
図１に示すように、ダイアライザ２０よりも上流側には、分岐管１６から先に抗凝固剤注入装置６０を接続するのみで、他の器具あるいは装置を接続していない。このため、ダイアライザ２０の上流側で血液の偏流あるいは淀みが極めて生じにくい。この結果、特にダイアライザ２０の上流側で血液凝固が生じにくく、ダイアライザ２０の中空糸７０での閉塞が起きにくい。また、ダイアライザ２０の下流側には、ローラーポンプ３０と、空気除去装置４０とを接続しているだけなので、図１に示す血液浄化装置１は、図８に示す従来の血液浄化装置２００に比べ、シンプルな構成である。このため、ダイアライザ２０の下流側でも血液凝固が生じにくくなっている。したがって、血液抗凝固剤６２は、従来よりも少なくて済む。具体的には、血液抗凝固剤６２の使用量は、従来よりも２０〜３０％少なくて済む。 A. 1. Reduction of blood anticoagulant As shown in FIG. 1, only the anticoagulant injection device 60 is connected to the upstream side of the dialyzer 20 from the branch pipe 16, and no other instrument or device is connected. . For this reason, blood drift or stagnation hardly occurs on the upstream side of the dialyzer 20. As a result, blood coagulation is unlikely to occur particularly on the upstream side of the dialyzer 20, and blockage of the dialyzer 20 with the hollow fiber 70 is unlikely to occur. Further, since only the roller pump 30 and the air removing device 40 are connected to the downstream side of the dialyzer 20, the blood purification device 1 shown in FIG. 1 is compared with the conventional blood purification device 200 shown in FIG. It is a simple configuration. For this reason, blood coagulation is less likely to occur on the downstream side of the dialyzer 20. Therefore, less blood anticoagulant 62 is required than before. Specifically, the amount of blood anticoagulant 62 used can be 20-30% less than before.

Ｂ．ファウリング現象の抑制
ファウリング現象とは、中空糸７０の透析膜に分布する細孔７１が、血液中のたんぱく質成分によって目詰まりを起こす現象をいう。ファウリング現象が生じると、血液中の老廃物８２や水分の除去が効果的に行われなくなり、血液浄化機能の低下につながる。図１に示すように、ダイアライザ２０の下流側にローラーポンプ３０を配置して、陰圧下でダイアライザ２０を使用すると、従来と異なり、血液は、上流側からダイアライザ２０内に吐出されるのではなく、下流側から吸引される。この結果、血液が中空糸７０の内部から細孔７１を介して外部に流れる力が抑制され、ファウリング現象を軽減でき、細孔７１の目詰まりが生じにくくなる。よって、血液浄化効率を高く維持できる。 B. Suppression of fouling phenomenon The fouling phenomenon is a phenomenon in which the pores 71 distributed in the dialysis membrane of the hollow fiber 70 are clogged by protein components in blood. When the fouling phenomenon occurs, the removal of waste products 82 and water in the blood is not performed effectively, leading to a decrease in blood purification function. As shown in FIG. 1, when the roller pump 30 is disposed downstream of the dialyzer 20 and the dialyzer 20 is used under negative pressure, unlike the conventional case, blood is not discharged into the dialyzer 20 from the upstream side. , Sucked from the downstream side. As a result, the force of blood flowing from the inside of the hollow fiber 70 to the outside through the pores 71 is suppressed, the fouling phenomenon can be reduced, and clogging of the pores 71 is less likely to occur. Therefore, the blood purification efficiency can be maintained high.

Ｃ．老廃物の効果的な除去作用
血液中には、アルブミンというたんぱく質が存在している。アルブミンは、生体内のような陽圧下では、血液中の老廃物８２の一部と吸着している。このため、中空糸７０の細孔７１から老廃物８２を除去しにくい。しかし、陰圧下では、老廃物８２はアルブミンと分離しやすいため、老廃物８２を効果的に除去することが期待できる。 C. Effective removal of waste products A protein called albumin exists in the blood. Albumin is adsorbed to a part of the waste product 82 in the blood under a positive pressure as in a living body. For this reason, it is difficult to remove the waste product 82 from the pores 71 of the hollow fiber 70. However, since the waste 82 is easily separated from albumin under negative pressure, it can be expected that the waste 82 is effectively removed.

Ｄ．圧力異常の検出と自動停止の容易化
図８に示す従来の血液浄化装置２００には、陰圧検出用ピロー２１３が接続されている。血液ポンプ２２０によって上流側が過陰圧になると、血液の輸送が困難となる。かかる状況を防止するため、陰圧検出用ピロー２１３を血液循環回路中に配置し、過陰圧になっているかどうかを、陰圧検出用ピロー２１３のつぶれ具合で目視できるようにしている。過陰圧時の対応は、医療スタッフが手動で行っているのが現状である。 D. Detection of pressure anomaly and facilitation of automatic stop A negative blood pressure detection pillow 213 is connected to the conventional blood purification apparatus 200 shown in FIG. When the upstream side is under negative pressure by the blood pump 220, it becomes difficult to transport blood. In order to prevent such a situation, the negative pressure detection pillow 213 is arranged in the blood circulation circuit so that whether or not the negative pressure detection pillow 213 is in an overly negative pressure can be visually checked. The current situation is that medical staff manually handle excessive negative pressure.

これに対して、図１に示す血液浄化装置１には、陰圧検出用ピロー２１３を接続しなくても、ダイアライザ２０の透析液の流路に取り付けている圧力計９１によって、ローラーポンプ３０の上流側の過陰圧をモニタすることができる。加えて、所定の圧力以下になると、警報あるいはローラーポンプ３０の停止等の自動処置を行うようにすることもできる。 On the other hand, in the blood purification apparatus 1 shown in FIG. 1, the pressure sensor 91 attached to the dialysate flow path of the dialyzer 20 does not connect the negative pressure detection pillow 213 to the roller pump 30. The excess negative pressure on the upstream side can be monitored. In addition, when the pressure falls below a predetermined pressure, an automatic measure such as an alarm or stoppage of the roller pump 30 can be performed.

（２．第二の実施の形態） (2. Second embodiment)

次に、先に説明した第一の実施の形態に係る血液浄化装置に、血液浄化器内に流入する血液量を変動させる機能を有する血液量変動装置を接続した第二の実施の形態に係る血液浄化装置について説明する。なお、第二の実施の形態に係る血液浄化装置は、第一の実施の形態に係る血液浄化装置と多くの共通部分を備えているため、当該共通部分には同じ符号を付し、その重複説明を適宜省略する。 Next, according to the second embodiment, the blood purification apparatus according to the first embodiment described above is connected to a blood volume fluctuation apparatus having a function of varying the blood volume flowing into the blood purification apparatus. A blood purification apparatus will be described. Since the blood purification apparatus according to the second embodiment includes many common parts with the blood purification apparatus according to the first embodiment, the common parts are denoted by the same reference numerals, and overlapping thereof. Description is omitted as appropriate.

図４は、第二の実施の形態に係る血液浄化装置に接続する血液量変動装置の必要性を説明するための図である。 FIG. 4 is a diagram for explaining the necessity of the blood volume fluctuation device connected to the blood purification device according to the second embodiment.

図４に、第二の実施の形態に係る血液浄化装置の一構成部材であるダイアライザ２０の血液流入側の内部Ｘを拡大して示す。ダイアライザ２０は、血液流入側および血液排出側の両端部に、中空糸７０の束を覆うブラッドポート１１０を備える。血液流入側を例に説明すると、ブラッドポート１１０は、血液流入側を小径に、中空糸７０の束の側を大径にそれぞれ開口する漏斗形状を有する。流路１７からダイアライザ２０に入った血液は、ブラッドポート１１０内部で広がり、中空糸７０の束に入る（矢印Ｈの方向）。中空糸７０の束の外側は、筒形状の容器（図示省略）に覆われ、その筒形状の容器の外壁とブラッドポート１１０の内壁との間にはＯリング等によりシールされている。このようなシール構造を採る必要から、ブラッドポート１１０の開口部は、中空糸７０の束よりも少し大きく構成されている。 In FIG. 4, the inside X of the blood inflow side of the dialyzer 20 which is one structural member of the blood purification apparatus which concerns on 2nd embodiment is expanded and shown. The dialyzer 20 includes blood ports 110 that cover the bundle of hollow fibers 70 at both ends of the blood inflow side and the blood discharge side. For example, the blood inflow side has a funnel shape in which the blood inflow side has a small diameter and the bundle of hollow fibers 70 has a large diameter. The blood that has entered the dialyzer 20 from the flow path 17 spreads inside the blood port 110 and enters the bundle of hollow fibers 70 (in the direction of arrow H). The outside of the bundle of hollow fibers 70 is covered with a cylindrical container (not shown), and the outer wall of the cylindrical container and the inner wall of the blood port 110 are sealed by an O-ring or the like. Because of the need for such a sealing structure, the opening of the blood port 110 is configured to be slightly larger than the bundle of hollow fibers 70.

図４に示すように、ブラッドポート１１０の内部から中空糸７０の束に向かう血液は、主に、点線で示す境界１１１よりも内部の領域１１２において、層流を形成する傾向にある。一方、境界１１１よりも外側の領域１１３では、血液は、当該領域１１３に流れ込むものの、スムーズに中空糸７０の束へと流れにくく、そこで滞留しやすい。滞留した血液は、特に、領域１１３の下流末端部分で凝固しやすい。凝固し若しくは凝固しかけた塊状血液１１４は、中空糸７０の束の方に延出し、中空糸７０の開口部分に付着する。この結果、中空糸７０の一部が閉塞し、血液浄化機能が低下する。これを回避するためには、ブラッドポート１１０の開口部が中空糸７０の束から飛び出した部分（図４のＪ）をできる限り小さくするのが好ましい。しかし、当該部分を完全に除くことは難しいのが現状である。第二の実施の形態に係る血液浄化装置は、かかる問題を解決するものであり、ダイアライザ２０の血液浄化機能を、良好に維持することができる。 As shown in FIG. 4, blood traveling from the inside of the blood port 110 toward the bundle of hollow fibers 70 tends to form a laminar flow mainly in the region 112 inside the boundary 111 indicated by the dotted line. On the other hand, in the region 113 outside the boundary 111, blood flows into the region 113, but does not flow smoothly into the bundle of hollow fibers 70, and tends to stay there. The staying blood is particularly likely to clot at the downstream end portion of the region 113. The coagulated blood 114 that has been coagulated or has been coagulated extends toward the bundle of hollow fibers 70 and adheres to the opening of the hollow fibers 70. As a result, a part of the hollow fiber 70 is blocked and the blood purification function is lowered. In order to avoid this, it is preferable to make the portion (J in FIG. 4) where the opening of the blood port 110 protrudes from the bundle of hollow fibers 70 as small as possible. However, it is difficult to completely remove the part. The blood purification apparatus according to the second embodiment solves this problem, and can maintain the blood purification function of the dialyzer 20 satisfactorily.

図５は、第二の実施の形態に係る血液浄化装置の主要部の構成を示す。 FIG. 5 shows the configuration of the main part of the blood purification apparatus according to the second embodiment.

第二の実施の形態に係る血液浄化装置１００は、先に説明した第一の実施の形態に係る血液浄化装置１に、血液量変動装置１２０を加えた装置である。血液量変動装置１２０は、ダイアライザ２０への血液流入量を変動させる機能を有し、好適には、透析液の供給ラインである透析液流入路２１に接続される分岐管１１９を介して取り付けられる。血液量変動装置１２０は、シリンジ１２１と、シリンジ１２１のピストン１２２を駆動する駆動装置（例えば、モータ）とを備える。駆動装置は、シリンジ１２１のピストン１２２を矢印Ｋで示す双方向に往復駆動可能に制御されている。当該往復駆動により、血液量変動装置１２０を構成するシリンジ１２１と、ダイアライザ２０内における透析液の存在する領域（各中空糸７０の外側領域）との間で、透析液、水等を含む液体１２３を、矢印Ｌで示す双方向に送ることができる。液体１２３は、中空糸７０の透過膜を介して中空糸７０の内外双方向に移動可能である。このため、血液量変動装置１２０による液体１２３の引込動作と流入動作により、中空糸７０を流れる血液流速を変動させることができる。 The blood purification apparatus 100 according to the second embodiment is an apparatus in which a blood volume fluctuation device 120 is added to the blood purification apparatus 1 according to the first embodiment described above. The blood volume fluctuation device 120 has a function of changing the blood inflow amount into the dialyzer 20, and is preferably attached via a branch pipe 119 connected to a dialysate inflow path 21 which is a dialysate supply line. . The blood volume fluctuation device 120 includes a syringe 121 and a drive device (for example, a motor) that drives the piston 122 of the syringe 121. The drive device is controlled so that the piston 122 of the syringe 121 can be reciprocated in both directions indicated by arrows K. By the reciprocating drive, a liquid 123 containing dialysate, water, and the like between the syringe 121 constituting the blood volume fluctuation device 120 and a region where dialysate exists in the dialyzer 20 (outside region of each hollow fiber 70). Can be sent in both directions indicated by arrows L. The liquid 123 can move in both directions inside and outside the hollow fiber 70 through the permeable membrane of the hollow fiber 70. For this reason, the blood flow velocity flowing through the hollow fiber 70 can be changed by the drawing operation and the inflow operation of the liquid 123 by the blood volume changing device 120.

ここで、透析液供給装置９０（図３参照）から４００ｍｌ／ｍｉｎの流速にて透析液がダイアライザ２０に供給され、ダイアライザ２０から同流速にて透析液が排出されるケースにより、血液量変動装置１２０の動作を説明する。ローラーポンプ３０は、２００ｍｌ／ｍｉｎの流速にて血液を送っているものとする。この状態で、駆動装置によって５０ｍｌ／ｍｉｎの引込速度でシリンジ１２１内に液体１２３を引き込むようにピストン１２２を引くと、ダイアライザ２０内の血液には、中空糸７０の内部から外側に向かって５０ｍｌ／ｍｉｎの引込速度に相当する圧力が加わる。ローラーポンプ３０の血液を送る流速は２００ｍｌ／ｍｉｎに維持されているため、ダイアライザ２０に流入する血液の流速は、血液量変動装置１２０によって液体１２３を引き込む引込速度５０ｍｌ／ｍｉｎと、ローラーポンプ３０によって血液を送る流速２００ｍｌ／ｍｉｎと、を加えた２５０ｍｌ／ｍｉｎになる。 Here, the dialysate is supplied to the dialyzer 20 from the dialysate supply device 90 (see FIG. 3) at a flow rate of 400 ml / min, and the dialysate is discharged from the dialyzer 20 at the same flow rate. The operation of 120 will be described. It is assumed that the roller pump 30 is sending blood at a flow rate of 200 ml / min. In this state, when the piston 122 is pulled so as to draw the liquid 123 into the syringe 121 at a drawing speed of 50 ml / min by the driving device, the blood in the dialyzer 20 has a volume of 50 ml / min. A pressure corresponding to a pull-in speed of min is applied. Since the flow rate of the roller pump 30 for feeding blood is maintained at 200 ml / min, the flow rate of blood flowing into the dialyzer 20 is 50 ml / min at which the liquid 123 is drawn by the blood volume fluctuation device 120 and the roller pump 30 is used. A flow rate of 200 ml / min for feeding blood is added to 250 ml / min.

次に、駆動装置によって２００ｍｌ／ｍｉｎの流入速度でシリンジ１２１側からダイアライザ２０に向けて液体１２３を流入させるようにピストン１２２を押し込むと、ダイアライザ２０内の血液には、中空糸７０の外側から内部に向かって２００ｍｌ／ｍｉｎの流入速度に相当する圧力が加わる。ローラーポンプ３０の血液を送る流速は２００ｍｌ／ｍｉｎに維持されているため、ダイアライザ２０に流入する血液の流速は、ローラーポンプ３０によって血液を送る流速２００ｍｌ／ｍｉｎから、血液量変動装置１２０から液体１２３を流入する流入速度２００ｍｌ／ｍｉｎを差し引いた０ｍｌ／ｍｉｎになる。すなわち、動脈側ブラッドアクセス１０からダイアライザ２０内への血液の流入が停止する。 Next, when the piston 122 is pushed by the drive device so that the liquid 123 flows from the syringe 121 side toward the dialyzer 20 at an inflow rate of 200 ml / min, the blood in the dialyzer 20 is transferred from the outside of the hollow fiber 70 to the inside. A pressure corresponding to an inflow rate of 200 ml / min is applied. Since the flow rate of feeding blood from the roller pump 30 is maintained at 200 ml / min, the flow rate of blood flowing into the dialyzer 20 is changed from the flow rate of 200 ml / min at which blood is fed by the roller pump 30 to the liquid 123 from the blood volume fluctuation device 120. 0 ml / min minus the inflow rate of 200 ml / min. That is, the inflow of blood from the artery side blood access 10 into the dialyzer 20 is stopped.

血液量変動装置１２０により、液体１２３の引込動作と流入動作とを交互に繰り返すと、動脈側ブラッドアクセス１０からダイアライザ２０内への血液の流速は、２５０ｍｌ／ｍｉｎと０ｍｌ／ｍｉｎとを交互に繰り返す。 When the drawing operation and the inflow operation of the liquid 123 are alternately repeated by the blood volume fluctuation device 120, the blood flow rate from the arterial blood access 10 into the dialyzer 20 alternately repeats 250 ml / min and 0 ml / min. .

図６は、図５に示す血液浄化装置の血液量変動装置とダイアライザとの間の液体の入出流速の経時変化の一例を示すグラフである。図６では、液体をダイアライザ側に送る方向の流入速度をプラスとし、その逆方向の引込速度をマイナスで縦軸に示している。図７は、図６に示す入出流速の経時変化を実行したときに、ダイアライザに流入する血液流速の経時変化の一例を示すグラフである。図６および図７では、縦軸をＶ（ｍｌ／ｍｉｎ）で、横軸をＴ（ｓｅｃ）で、それぞれ示している。 FIG. 6 is a graph showing an example of a change with time in the flow rate of the liquid between the blood volume fluctuation device and the dialyzer of the blood purification apparatus shown in FIG. In FIG. 6, the inflow speed in the direction in which the liquid is sent to the dialyzer side is positive, and the drawing speed in the opposite direction is negative and is shown on the vertical axis. FIG. 7 is a graph showing an example of the change over time of the blood flow rate flowing into the dialyzer when the change over time of the input / output flow rate shown in FIG. 6 is executed. 6 and 7, the vertical axis represents V (ml / min) and the horizontal axis represents T (sec).

図６に示すように、液体１２３の引込速度が５０ｍｌ／ｍｉｎになるようにピストン１２２を時間Ｔ１（ｓｅｃ）だけ引き、続いてダイアライザ２０内への液体１２３の流入速度が２００ｍｌ／ｍｉｎになるようにピストン１２２を時間Ｔ２（ｓｅｃ）だけ押し込み、これを交互に繰り返す。すると、動脈側ブラッドアクセス１０からダイアライザ２０に流入する血液の流速は、図７に示すように、２５０ｍｌ／ｍｉｎを時間Ｔ１（ｓｅｃ）、続いて０ｍｌ／ｍｉｎを時間Ｔ２（ｓｅｃ）とする一種のパルス変動を生じる。もし、ダイアライザ２０内への液体１２３の流入速度を１５０ｍｌ／ｍｉｎにすると、ダイアライザ２０に流入する血液の流速は、０ｍｌ／ｍｉｎではなく、５０ｍｌ／ｍｉｎにすることができる。このように、血液量変動装置１２０による液体１２３の引込動作および流入動作を交互に行うことにより、ダイアライザ２０内に流入する血液の流速をパルス変動させることができる。ここで、引込動作と流入動作の具体例を挙げる。いま、ローラーポンプ３０による血液流速を２００ｍｌ／ｍｉｎ、ピストン１２２の１ストローク当たりの変動容積を１００ｍｌとする。流入速度を２００ｍｌ／ｍｉｎとし、引込速度を６０ｍｌ／ｍｉｎに設定する場合（引込速度は血液流速の３０％に相当）、流入動作は、ピストン１２２を、３０秒間（Ｔ２＝３０ｓｅｃ）、定速にてシリンジ１２１内に向けて押し込み、液体１２３をダイアライザ２０内に流入させる動作となる。また、引込動作は、ピストン１２２を、１００秒間（Ｔ１＝１００ｓｅｃ）、定速にてシリンジ１２１から引き、液体１２３をシリンジ１２１内に引き込む動作となる。ピストン１２２の１ストローク当たりの変動容積およびピストン１２２の動作の１回当たりの時間（頻度）は、種々変更可能であるが、好適な変動容積は３０〜１００ｍｌ／ストローク、好適な頻度は０．５〜３ｍｉｎ／回である。 As shown in FIG. 6, the piston 122 is pulled for a time T1 (sec) so that the drawing speed of the liquid 123 becomes 50 ml / min, and then the inflow speed of the liquid 123 into the dialyzer 20 becomes 200 ml / min. The piston 122 is pushed in for a time T2 (sec), and this is repeated alternately. Then, as shown in FIG. 7, the flow rate of the blood flowing into the dialyzer 20 from the arterial blood access 10 is a kind of one in which 250 ml / min is time T1 (sec) and then 0 ml / min is time T2 (sec). This causes pulse fluctuations. If the inflow rate of the liquid 123 into the dialyzer 20 is 150 ml / min, the flow rate of the blood flowing into the dialyzer 20 can be 50 ml / min instead of 0 ml / min. Thus, by alternately performing the drawing operation and the inflow operation of the liquid 123 by the blood volume fluctuation device 120, the flow rate of the blood flowing into the dialyzer 20 can be changed in pulses. Here, specific examples of the pull-in operation and the inflow operation are given. Now, assume that the blood flow rate by the roller pump 30 is 200 ml / min, and the fluctuation volume per stroke of the piston 122 is 100 ml. When the inflow rate is 200 ml / min and the retraction rate is set to 60 ml / min (the retraction rate corresponds to 30% of the blood flow rate), the inflow operation is performed at a constant speed for 30 seconds (T2 = 30 sec). Is pushed into the syringe 121 to cause the liquid 123 to flow into the dialyzer 20. The pull-in operation is an operation of pulling the piston 122 from the syringe 121 at a constant speed for 100 seconds (T1 = 100 sec) and pulling the liquid 123 into the syringe 121. The variable volume per stroke of the piston 122 and the time (frequency) per operation of the piston 122 can be variously changed, but the preferable variable volume is 30 to 100 ml / stroke, and the preferable frequency is 0.5. ~ 3 min / times.

ダイアライザ２０内に流入する血液の流速変動は、ダイアライザ２０の血液流入側のブラッドポート１１０内部の血液に乱流を生じさせ、これによって、ブラッドポート１１０内の外側の領域１１３に滞留していた血液を拡散させ、血液凝固を抑制する効果が得られる。 The fluctuation of the flow velocity of blood flowing into the dialyzer 20 causes turbulent flow in the blood inside the blood port 110 on the blood inflow side of the dialyzer 20, and thereby the blood staying in the region 113 outside the blood port 110. The effect of suppressing blood coagulation is obtained.

血液量変動装置１２０の引込動作によってダイアライザ２０から液体１２３を引き込む引込速度は、その逆方向の流入動作によってダイアライザ２０に液体１２３を流入させる流入速度よりも小さいのが好ましい。液体１２３の引込速度を小さくし、かつ液体１２３のダイアライザ２０への流入速度をより大きくすると、ダイアライザ２０内の血液の粘度を過度に上げず、かつブラッドポート１１０内の血液を乱す効果をより高めることができるからである。ダイアライザ２０内の血液の粘度を過度に上げないようにするには、液体１２３の引込速度を、ローラーポンプ３０によって血液を送る速度の３０％以下にするのが好ましい。これに対して、ダイアライザ２０内への液体１２３の流入速度は、ローラーポンプ３０によって血液を送る速度を超えない範囲で、引込速度よりも比較的大きくすることが可能である。ただし、ダイアライザ２０内の血液を過度に増粘させず、かつブラッドポート１１０内の血液を乱すことができる条件下で、引込速度と流入速度を同速度、あるいは引込速度の方を大きくすることも可能である。 The drawing speed at which the liquid 123 is drawn from the dialyzer 20 by the drawing operation of the blood volume fluctuation device 120 is preferably smaller than the inflow speed at which the liquid 123 is introduced into the dialyzer 20 by the inflow operation in the opposite direction. When the drawing speed of the liquid 123 is decreased and the inflow speed of the liquid 123 into the dialyzer 20 is increased, the blood viscosity in the dialyzer 20 is not increased excessively and the effect of disturbing the blood in the blood port 110 is further increased. Because it can. In order not to excessively increase the viscosity of the blood in the dialyzer 20, it is preferable to set the drawing speed of the liquid 123 to 30% or less of the speed at which the blood is fed by the roller pump 30. On the other hand, the inflow speed of the liquid 123 into the dialyzer 20 can be made relatively higher than the pull-in speed within a range that does not exceed the speed at which blood is fed by the roller pump 30. However, the drawing speed and the inflow speed may be the same speed or the drawing speed may be increased under the condition that the blood in the dialyzer 20 is not excessively thickened and the blood in the blood port 110 can be disturbed. Is possible.

なお、血液量変動装置１２０は、透析液の供給ラインである透析液流入路２１ではなく、透析液の排出ラインである透析液排出路２２に接続しても同一の効果を得ることができる。 The blood volume fluctuation device 120 can obtain the same effect even when connected to the dialysate discharge path 22 which is a dialysate discharge line, instead of the dialysate supply path 21 which is a dialysate supply line.

図８に示す従来の血液浄化装置２００において、液体１２３の入出動作を採用することも考えられる。血液浄化装置２００は、ダイアライザ２４０の上流側に血液ポンプ２２０を備え、血液流速を一定に維持している。このため、ダイアライザ２４０の血液流入口近傍で、液体１２３の流入動作と引込動作を交互に繰り返しても、血液流入口のブラッドポート部分での血液流速は変化しない。また、液体１２３の流入速度が大きいと、静脈側ブラッドアクセス２６０に返血される速度が大きくなり過ぎ、静脈破裂等の危険性がある。 In the conventional blood purification apparatus 200 shown in FIG. The blood purification apparatus 200 includes a blood pump 220 on the upstream side of the dialyzer 240, and maintains a constant blood flow rate. For this reason, even if the inflow operation and the draw-in operation of the liquid 123 are alternately repeated in the vicinity of the blood inlet of the dialyzer 240, the blood flow velocity at the blood port portion of the blood inlet does not change. Further, when the inflow speed of the liquid 123 is high, the speed at which blood is returned to the venous blood access 260 becomes too high, and there is a risk of rupture of the veins.

これに対して、第二の実施の形態に係る血液浄化装置１００では、ローラーポンプ３０をダイアライザ２０の下流側に配置しているので、血液量変動装置１２０によって引込動作と流入動作とを交互に行っても、ローラーポンプ３０より下流側の血液流速は、その影響を受けずに一定に保たれる。このため、液体１２３の入出動作による血液流速の変動幅を大きくとっても、患者に対して静脈破裂などのリスクを負わせなくて済む。ただし、血液量変動装置１２０からダイアライザ２０内への液体１２３の流入速度が大きすぎると、抜血量が減少し、老廃物８２の除去に支障が生じる。このような可能性を確実に排除するためには、先に述べたように、血液量変動装置１２０によるダイアライザ２０内への液体１２３の流入を、ローラーポンプ３０により血液を送る速度を超えない範囲で行うのが好ましい。かかる範囲で液体１２３をダイアライザ２０内に流入させている限り、動脈側ブラッドアクセス１０からダイアライザ２０への血液の流入に支障は生じない。 On the other hand, in the blood purification apparatus 100 according to the second embodiment, since the roller pump 30 is disposed on the downstream side of the dialyzer 20, the blood volume fluctuation device 120 alternately performs the drawing operation and the inflow operation. Even if it goes, the blood flow velocity downstream of the roller pump 30 is kept constant without being affected by it. For this reason, even if the fluctuation range of the blood flow rate due to the operation of entering and exiting the liquid 123 is increased, it is not necessary to place a risk of rupture of the veins on the patient. However, if the flow rate of the liquid 123 from the blood volume fluctuation device 120 into the dialyzer 20 is too high, the blood withdrawal amount is reduced, and the removal of the waste product 82 is hindered. In order to surely eliminate such a possibility, as described above, the inflow of the liquid 123 into the dialyzer 20 by the blood volume fluctuation device 120 does not exceed the speed at which blood is fed by the roller pump 30. It is preferable to carry out. As long as the liquid 123 is allowed to flow into the dialyzer 20 within such a range, there is no problem in blood flow from the arterial blood access 10 to the dialyzer 20.

その一方で、ダイアライザ２０に液体１２３を流入させる流入速度は、ローラーポンプ３０によって血液を送る速度より３０ｍｌ／ｍｉｎ以下の範囲で大きくすることも可能である。前述のように、ダイアライザ２０への液体１２３の流入速度を大きくすることは抜血量の減少を招く可能性があるので、通常、好ましくない。しかし、抜血量の大幅な減少を招かないように、流入速度をローラーポンプ３０による血液流速よりも３０ｍｌ／ｍｉｎ以下の範囲で大きくすることにより、ブラッドポート１１０内の血液をダイアライザ２０の入口方向に少し戻し、血液凝固を有効に防止することも可能である。 On the other hand, the inflow speed at which the liquid 123 flows into the dialyzer 20 can be increased in the range of 30 ml / min or less than the speed at which blood is fed by the roller pump 30. As described above, increasing the flow rate of the liquid 123 into the dialyzer 20 is not usually preferable because it may cause a decrease in the amount of blood drawn. However, by increasing the inflow rate in the range of 30 ml / min or less than the blood flow rate by the roller pump 30 so as not to cause a significant decrease in the amount of blood drawn, the blood in the blood port 110 is directed toward the inlet of the dialyzer 20. It is also possible to prevent blood coagulation effectively by returning to a little.

次に、血液量変動装置１２０を接続することにより得られる特有の効果について説明する。 Next, a specific effect obtained by connecting the blood volume fluctuation device 120 will be described.

Ａ．血液凝固の抑止
既述のように、ダイアライザ２０の血液流入側のブラッドポート１１０内にて血液の滞留が生じにくくなるため、血液凝固によるダイアライザ２０内の中空糸７０の閉塞も生じにくくなる。 A. Suppression of Blood Coagulation As described above, blood is less likely to stay in the blood port 110 on the blood inflow side of the dialyzer 20, so that the hollow fiber 70 in the dialyzer 20 is not easily blocked due to blood coagulation.

Ｂ．血液浄化機能の維持
各中空糸７０の透析膜に対して、その外側から内部、内部から外側へと交互に圧力が加えられることにより、各中空糸７０の透析膜に存在する細孔７１の目詰まり（ファウリング現象）が生じにくくなる。この結果、ダイアライザ２０の血液浄化機能を、長期間、良好に維持することが可能となる。 B. Maintenance of blood purification function By applying pressure alternately to the dialysis membrane of each hollow fiber 70 from the outside to the inside and from the inside to the outside, the pores 71 existing in the dialysis membrane of each hollow fiber 70 Clogging (fouling phenomenon) is less likely to occur. As a result, the blood purification function of the dialyzer 20 can be favorably maintained for a long time.

Ｃ．ダイアライザの再使用の容易化
ダイアライザ２０内の中空糸７０のファウリング現象を抑制できると、同一患者の使用を前提とするダイアライザ２０の再使用処理（洗浄、滅菌、一部の交換等）も容易になる。この結果、再使用コストの低減、加えて医療従事者の感染リスク等も低減可能になる。 C. Ease of reuse of dialyzer When the fouling phenomenon of the hollow fiber 70 in the dialyzer 20 can be suppressed, the reuse process (cleaning, sterilization, partial replacement, etc.) of the dialyzer 20 on the assumption that the same patient is used is easy. become. As a result, the reuse cost can be reduced, and the infection risk of the medical staff can be reduced.

（３．その他の実施の形態）
以上、本発明の好適な実施の形態について説明したが、本発明は、その目的を達成する趣旨に逸脱しない範囲で、種々変形を施して実施可能である。 (3. Other embodiments)
The preferred embodiment of the present invention has been described above, but the present invention can be implemented with various modifications without departing from the spirit of achieving the object.

例えば、ローラーポンプ３０以外の血液ポンプを用いることもできる。血液抗凝固剤６２には、ヘパリン以外の薬剤を用いることもできる。抗凝固剤注入装置６０は、シリンジ６１を備えるタイプではなく、輸液バッグのような形態であって、血液抗凝固剤６２の注入量を調整できるものとしても良い。空気除去装置４０以外の形態を有する手段にて、血液中に混在する空気を除去しても良い。例えば、流路３５よりも径を大きくし、かつ上方に空気を貯留できる風船のような形態を有する部材を、血液循環回路２中に接続しても良い。 For example, a blood pump other than the roller pump 30 can be used. As the blood anticoagulant 62, a drug other than heparin can be used. The anticoagulant injection device 60 is not a type including a syringe 61 but may be a form such as an infusion bag, and the injection amount of the blood anticoagulant 62 may be adjusted. The air mixed in the blood may be removed by means having a form other than the air removing device 40. For example, a member having a balloon-like shape having a diameter larger than that of the flow path 35 and capable of storing air above may be connected to the blood circulation circuit 2.

血液量変動装置１２０の形態は、シリンジ１２１を備えるものに限定されず、液体１２３をダイアライザ２０側に流入させ、そしてダイアライザ２０側から液体１２３を引き込むことができる限り、如何なる形態であっても良い。 The form of the blood volume fluctuation device 120 is not limited to the one provided with the syringe 121, and may be any form as long as the liquid 123 can be introduced into the dialyzer 20 side and the liquid 123 can be drawn from the dialyzer 20 side. .

次に、本発明の血液浄化装置を用いた好適な実施例について、比較例との比較を行いながら説明する。 Next, a preferred embodiment using the blood purification apparatus of the present invention will be described while comparing with a comparative example.

＜実施例１＞
前述の実施の形態において説明した図１に示す血液浄化装置１の構成と同様の構成になるように、ダイアライザ２０としての旭化成クラレメディカル株式会社製の透析器（品名：ＡＰＳ−２５ＳＡ、透析膜面積：２．５ｍ^２）と、東レ・メディカル株式会社製の血液回路Ｈ−７０２ＦＢＸを利用し組み直したものとを連結した。ダイアライザ２０の上流側には、ニプロ株式会社製の血液抗凝固剤ヘパリンＮａ透析用５００単位／ｍｌを入れたシリンジ２０ｍｌを接続した。また、東レ・メディカル株式会社製の透析患者監視装置（品名：ＴＲ−３０００）を用いた。体重１２３．７ｋｇの被検者を対象とし、血液流量（流量の設定値）：１６０ｍｌ／ｍｉｎ、透析液流量：４００ｍｌ／ｍｉｎ、透析時間：８時間、ヘパリンＮａの注入量：初回量：５００単位、持続量：１４００単位／ｈｒ（＝２．８ｍｌ／ｈｒ）の条件にて、血液透析を行った。 <Example 1>
A dialyzer 20 manufactured by Asahi Kasei Kuraray Medical Co., Ltd. as a dialyzer 20 (product name: APS-25SA, dialysis membrane area) so as to have the same configuration as that of the blood purification apparatus 1 shown in FIG. : 2.5 m ² ) and a reassembled blood circuit H-702FBX manufactured by Toray Medical Co., Ltd. Connected to the upstream side of the dialyzer 20 was a syringe 20 ml containing 500 units / ml for blood anticoagulant heparin Na dialyzed by Nipro Corporation. In addition, a dialysis patient monitoring device (product name: TR-3000) manufactured by Toray Medical Co., Ltd. was used. For a subject weighing 123.7 kg, blood flow rate (flow rate set value): 160 ml / min, dialysate flow rate: 400 ml / min, dialysis time: 8 hours, heparin Na injection amount: initial amount: 500 units , Duration: 1400 units / hr (= 2.8 ml / hr), hemodialysis was performed.

＜比較例１＞
前述の図８に示す血液浄化装置２００の構成と同様の構成になるように、ダイアライザ２４０としての旭化成クラレメディカル株式会社製の透析器（品名：ＡＰＳ−２５ＳＡ、透析膜面積：２．５ｍ^２）と、東レ・メディカル株式会社製の血液回路Ｈ−７０２ＦＢＸとを連結し、ダイアライザ２４０と、血液ポンプ２２０との間に、ニプロ株式会社製の血液抗凝固剤ヘパリンＮａ透析用５００単位／ｍｌを入れたシリンジ２０ｍｌを接続した。また、透析患者監視装置には、実施例１と同じ装置を用いた。透析条件は、ヘパリンＮａの注入量を、初回量：５００単位、持続量：１８００単位／ｈｒ（＝３．６ｍｌ／ｈｒ）の条件とし、持続量のみを実施例１に比較して約２２％多くした以外、実施例１と同じ条件とした。 <Comparative Example 1>
A dialyzer manufactured by Asahi Kasei Kuraray Medical Co., Ltd. as a dialyzer 240 (product name: APS-25SA, dialysis membrane area: 2.5 m ² ) so as to have the same configuration as that of the blood purification device 200 shown in FIG. And a blood circuit H-702FBX manufactured by Toray Medical Co., Ltd., and 500 units / ml for blood anticoagulant heparin Na dialyzed by Nipro Co., Ltd. are placed between the dialyzer 240 and the blood pump 220. A 20 ml syringe was connected. Moreover, the same apparatus as Example 1 was used for the dialysis patient monitoring apparatus. The dialysis conditions were such that the injection amount of heparin Na was the initial amount: 500 units, the sustained amount: 1800 units / hr (= 3.6 ml / hr), and only the sustained amount was about 22% compared to Example 1. The conditions were the same as in Example 1 except for the increase.

＜実施例１と比較例１の評価結果＞
実施例１および比較例１の透析評価は、透析前後のα１マイクロＧＬＢ（分子量：３３０００）の下降率（％）を基準に行った。 <Evaluation results of Example 1 and Comparative Example 1>
The dialysis evaluation of Example 1 and Comparative Example 1 was performed based on the rate of decrease (%) of α1 microGLB (molecular weight: 33000) before and after dialysis.

その結果、実施例１では、透析前のα１マイクロＧＬＢが１３３．７ｍｇ／ｄｌ、透析後のα１−マイクロＧＬＢが１２１．７ｍｇ／ｄｌであり、透析前後の下降率は、約９．０％であった。これに対して、比較例１では、透析前のα１マイクロＧＬＢが１３８．７ｍｇ／ｄｌ、透析後のα１−マイクロＧＬＢが１２８．０ｍｇ／ｄｌであり、透析前後の下降率は、約７．７％であった。この結果は、実施例１の方が比較例１よりも少ないヘパリンＮａ注入量であっても、血液透析におけるα１マイクロＧＬＢの除去効率が高いことを意味している。したがって、実施例１の血液浄化装置の場合には、支障なく血液抗凝固剤を低減することができると考えられる。 As a result, in Example 1, α1 microGLB before dialysis was 133.7 mg / dl, α1-microGLB after dialysis was 121.7 mg / dl, and the rate of decrease before and after dialysis was about 9.0%. there were. In contrast, in Comparative Example 1, α1 microGLB before dialysis was 138.7 mg / dl, α1-microGLB after dialysis was 128.0 mg / dl, and the rate of decrease before and after dialysis was about 7.7. %Met. This result means that even when Example 1 has a heparin Na injection amount smaller than that of Comparative Example 1, the removal efficiency of α1 microGLB in hemodialysis is higher. Therefore, in the case of the blood purification apparatus of Example 1, it is considered that the blood anticoagulant can be reduced without hindrance.

本発明は、血液を浄化する装置として、例えば、血液透析、血漿交換の各処理を行う装置として利用できる。 The present invention can be used as an apparatus for purifying blood, for example, as an apparatus for performing each treatment of hemodialysis and plasma exchange.

１血液浄化装置
２血液循環回路
２０ダイアライザ（血液浄化器）
２１透析液流入路（透析液の供給ライン）
２２透析液排出路（透析液の排出ライン）
３０ローラーポンプ（血液ポンプ）
４０空気除去装置
６０抗凝固剤注入装置
６２血液抗凝固剤
１２０血液量変動装置
１２３液体 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Blood purification apparatus 2 Blood circulation circuit 20 Dializer (blood purifier)
21 Dialysate inflow path (dialyte supply line)
22 Dialysate drain (dialyte drain line)
30 Roller pump (blood pump)
40 Air removal device 60 Anticoagulant injection device 62 Blood anticoagulant 120 Blood volume fluctuation device 123 Liquid

Claims

In a blood purification device that extracts blood and returns blood after purification,
In the blood circulation circuit,
A blood purifier that dialyzes blood to reduce waste and supplies dialysate from the outside,
A blood pump for transporting blood in the blood circulation circuit;
An anticoagulant injection device that mixes blood anticoagulant to suppress blood coagulation in the blood;
Comprising at least
The blood purifier is placed under negative pressure upstream of the blood pump ;
A blood volume fluctuation device that fluctuates the blood volume flowing into the blood purifier at a position branched from the dialysate supply line or discharge line in the blood purifier,
The blood volume fluctuation device is characterized by repeatedly performing an inflow operation for flowing a liquid from the inside into the blood purifier and a drawing operation for drawing the liquid from the blood purifier into the blood volume fluctuation device. Blood purification device.

Pull speed to draw liquid from the blood purifier by the pull operation, the blood purification apparatus according to claim 1, characterized in that less than the inflow velocity of flowing liquid to the blood purifier by the inlet operation.

The blood purification apparatus according to claim 1 or 2 , wherein an inflow speed at which the liquid flows into the blood purifier is equal to or less than a speed at which blood is fed by the blood pump.

Inflow velocity of flowing liquid to the blood purifier, blood purification device according to claim 1 or claim 2, wherein the larger the range from 30 ml / min of less than the speed of sending the blood by the blood pump.