JPS5926309B2 - 血液透析装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は、血液透析における人工腎臓の改良された使用
を可能とする装置に関する。

さらに詳しくは、本発明は精確な前もって選択された速
度および量において透析中面液から液体を分離するため
の改良された回路、および改良された装置を使用し、そ
して回路からの液体抜き出し速度を制御することによっ
て膜横断圧力を制御する装置に関する。

この装置は、閉じた制御された体積の回路を含み、該回
路はその液圧、または液体の一体性の維持を十分に正確
に確保して、所望の限外濾過速度の前もった選択とその
維持を可能とし、そのさい全血液透析処理を通じてパラ
メータを操作する医者または技術者の変更を必要としな
い。

これらの改良は従来知られた単位に類似する腎臓への透
析液の供給およびそこからの抜き出しのためのピストン
およびシリンダ単位を含むが、好ましい具体化例におい
ては、このような単位の対をここで第３のピストンおよ
びシリンダ制御単位と新規な方法および配置で組み合わ
せ、そしてこれは従来臨床的に用いられた方法に関して
血液透析処理の新規な装置を提供する。

改良された透析回路の正確な液圧一体性に頼る、新規な
装置は、第３のピストンおよびシリンダ単位を使用して
、その回路から正確な量の液体または限外ｐ液を積極的
に抜き出し、その量は処置される腎不全患者から除去し
ようとする過剰の水に等しい。

第３のピストンおよびシリンダ単位による積極抜き出し
の要求量のため、回路の大気圧より低い部分内の圧力、
最も重要には血液と腎臓の透析液側との間の圧力差、す
なわち、膜横断圧力はその要求量の関数とじて変化し、
そして圧力隔離要素は血圧変化、または透析液の下流の
圧力変化に無関係にその圧力を維持する。

その結果、膜を横切る圧力は、ピストンおよびシリンダ
単位の操作により要求されかつ制御された予備設定速度
で水を血液から限外濾過するために要求される圧力に、
自動的に変える。

換言すると、新規な装置は膜横断圧力を、オペレータが
セットした液体除去速度により要求される限外濾過速度
を与える大気圧より低い圧力に、意図して、する。

このような操作法は、従来臨床的に用いられた方法と基
本的に異なる。

この従来の方法においては、医者または技術者は初めの
膜横断圧力を選び、その後周期的変化をプリセットした
膜横断圧力から観測された行程に応答性とすることによ
って、前記のセットした膜横断圧を４〜６時間の血液透
析処置の間維持する。

また、それは血液に対して正圧を用いて望む膜横断圧を
得る方法と基本的に異なる。

本発明の新規な装置の使用から生ずる最も重要な利益は
、望む量の過剰水を患者から、個々の患者の要求に最も
適した速度で、精確に除去し、そしてその除去速度を連
続な自動的基準で実質的に均一に維持することができる
ということである。

この結果は、膜中の小さな開口の詰まりゃ他のブロッキ
ングによる血液からの液体の分離に対する、あるいは人
工腎臓の血液側の圧力において起こることがある制御で
きない変化に対する、半透膜または中空繊維壁表面を横
切る妨害において生じうるか、通常束ずる変化に対して
、無関係に達成することができ、したがって、人工腎臓
が全血液透析を通じてその設計、あるいは新らしい状態
、ＫＵＦ、すなわち膜横断膜圧の関数として水を通す能
力を維持するという仮定に頼る、臨床的に使用された方
法よりも、精確でありかつ信頼性がある。

本発明の装置は、この血液透析処置の分野において広範
な注目および研究が過去においてなされたにもかかわら
ず、すべての既知の従来の装置および方法とその性能が
異なる。

血液透析における限外流過の速度および体積を測定する
ための従来の試みを、本発明を特徴づける差異を確認す
る背景の基準として、これから考察する。

上に示唆したように、従来臨床においては、血液透析中
の限外ろ液の測定値を、除去される限界沖過液の量また
は速度の瞬時の測定値の周期的測定径、血液透析の間膜
の透析側への圧力を手で変化させることによって、使用
する。

技術者またはオペレーターによって正しいと考える圧力
に変化させた後、この装置は新らしく選ばれた膜横断圧
力をそれが必要に応じてリセットされるまで維持する；
米国特許３９９０９７３はこのようなシステムを示す；
それは腎臓を出入りする透析液の流れを中断し、そして
中断の間発生しつつある限外濾過液を測定する。

中断の瞬間における人工腎臓中の運動膜断圧力は、ロタ
メーター中の限外Ｐ液を測定するために要求する期間の
間維持される。

測定した速度を初め設定した速度と比較することによっ
て、その差を、血液透析処理のために初期の限外液の抜
き出しの目的を達成することを意図する値に膜横断圧を
リセットするときにおいて、１つの案内として使用する
。

メスシリンダーまたはその同等物中に血液透析中年める
手段を開示し、そして膜横断圧を決定する操作パラメー
ターを手で変化させることによりプロセスを制御する他
の特許の例は、米国特許第３６６９８８０号、同第３９
７９２８４号、同第４０２１３４１号および同第４０９
３５４５号である。

これらの特許のあるものは、閉じた再循環回路を用い、
この回路は人工腎臓を含み、そして１対のポンプ、また
はピストン−シリンダ手段、あるいはダイヤフラムを有
するシリンダを腎臓の等しい量の透析液の出入れのため
に使用し、そして廃透析液の一部分を測Ｉ定容器中に抜
き出す。

たとえば、米国特許第４０２１３４１号は、入力ポンプ
および出力ポンプを結合して人工腎臓を出入りする実質
的に等しい体積の透析液を形成し、そして透析液の入力
を超える透析液の出力を分離し、測定し、これによって
限外濾過の瞬時の速度および合計の限外濾過体積を監視
するシステムを開示している。

速度をロタメーター中で測定し、そして観測後これをオ
ペレーターは入力透析液の減衰器の整定および／または
出力透析液の圧力増幅器の整定を手で変化し、これによ
って膜横断圧力を変化させて限外濾過速度を変化させる
基準として使用する。

このシステムは４〜６時間の血液透析の処置にわたるポ
ンプの操作およびポンプ輸送体積の合致において固有の
不精確さを含む；それはまた廃透析液を腎臓へ再循させ
るという欠点を有し、そしてこの再循環は透析の効率を
減少するか、あるいはこのような廃透析液の再循環を許
す圧力減衰の整定を防ぐためにひんばんな手による検査
を必要とする。

米国特許４０９３５４５は、透析液を人工腎臓へ供給し
、そして廃透析液および限外Ｐ液を腎臓から受は取る透
析液供給室を示し、そして透析液の貯蔵室の液面におけ
る限外Ｐ液の添加を示すための可視測定管を提供する。

文献″″Ｃ１１ｎｉｃａｌ Ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ ｏ
ｆ Ｐｒｅ −５ｅｔ Ｕｌｔｒａｆｉｌｔｒａｔｉｏ
ｎ ＲａｔｅＣｏｎｔｒｏｌｌｅｒ Ａｖａｉｌａｂｌ
ｅ ｆｏｒ ＳｉｎｇｌｅＰａｓｓ ａｎｄ Ｈｅｍｏ
ｄｉａｆｉｌｔｒａｔｉｏｎＳｙｓｔｅｍｓ＞”Ａｒｔ
ｉｆｉｃｉａｌ Ｏｒｇａｎ、 Ｍａｙ９１９７８．１
４１−１４３ページは、単−通過系のため、垂直に配向
したダイヤフラムを有する２室を用いることによって人
工腎臓に透析液を出入りさせることを開示している。

閉じた系において廃透析液のある量を抜き出すと、膜の
透析液側に負圧を発生させ、そして膜を通る水の限外濾
過を生じさせると述べられている。

この系は、測定前に、抜き出された透析液から気体を除
去するために、廃透析液のライン中に脱気装置を含む。

文献” Ｔｈｅ Ａｃｃｕｒａｔｅ Ｃｏｎｔｒｏｌ
ｏｆＵｌｔｒａｆｉｌｔｒａｔｉｏｎ 、”Ａｒｔｉｆ
ｉｃｉａｌＯｒｇａｎｓ、ｐｐｌ ４４−１４６ 、Ｍ
ａｙ、 １９７８は、米国特許３４０６８２６中に開示
されたものに類似する弁およびスイッチシステムを有し
、これによって閉じた回路において人工腎臓に透析液を
供給し、そしてこれから廃透析液を抜き出す、室内で往
復する共通軸に取付けられた２つのピストンの形の、１
対の等体積ポンプを記載している；この回路は腎臓に隣
接するせん動ポンプを使用して廃透析液の一部分を抜き
出し、これを可視のメスシリンダー中に集める。

フィルド・メータリング社（Ｆｌｕｉｄ Ｍｅｔｅｒｉｎｇ Ｉｎｃ、、０ｙｓｔｅｒ Ｂａｙ、
ＮｅｗＹｏｒＫ）から商業的に入手でき、Ｆ２ＭＸおよ
びＦ４Ｍ２と標示されている透析液流れ制御系は、人工
腎臓から導出するライン中にポンプを使用して閉じた系
から廃透析液を抜き出す；ピストン、またはダイヤフラ
ムを有するシリンダの対を用いて、腎臓へ透析液を供給
する操作の可能な方式において、ピストンまたはダイヤ
フラムの間の関係は限外濾過の要求を膜に付与する。

これらの系は、抜き出されだ液体のみを脱気した後、抜
き出された廃透析液を測定する。

血液透析処理の進行を監視するために使用される血液か
ら抜き出した流体から気体を除去する重要性は、米国特
許４０５４５２２において認められている；その特許は
、とくに単−通過系において、透析液の体積を監視する
目的で誤差の主な源を循環透析液中に気体が含まれるこ
とであることをさらに認識しており、そしてその特許は
異なる体積を有する室中に往復するダイヤフラムを使用
する、そこに記載されている装置中で液体を脱気するこ
とを提案している。

本発明の装置は、前述の先行技術、あるいは他の技術ま
たは出願人が知る慣例のいずれとも異なり、そしてそれ
らに示されていない。

本発明の装置は、２つの共通して駆動されるピストン−
シリンダ単位および正圧回路中の２つのシリンダ単位よ
りも小さい体積の第３の独立に動力を与えられた単位を
配置する点で従来技術と異なるこうしてすべての３つの
単位は回路の負圧ないし大気圧の人工腎臓を含有する部
分から分離されている回路の部分中に存在する。

第３単位は好ましくはピストン−シリンダ単位であり、
そして送入透析液ライン中の大気圧より高い圧力の回路
の部分中に位置し、そして動力手段が作動されるとき気
体を含まない新透析液を回路から大気圧より高い圧力で
抜き出す。

それは腎透析液入口から閉じた回路中の圧力減圧手段、
たとえば背圧調整器により分離し、これによって負圧は
腎臓内の透析液に、第３ピストン−シリンダ単位による
流体の抜き出し速度の関数として発生する。

さらに、廃棄すべき廃透析液を受は取る２ピストン−シ
リンダ単位のおのおの中のシリンダ室を、回路の大気圧
より低い圧力の腎臓部分から、正圧ポンプにより隔離さ
れ、このポンプは廃透析液の圧力を腎臓の出口圧から、
供給されてはいる透析液の圧力に少なくとも同じ程度に
まで増加させ、好ましくはそれより高い圧力まで増加さ
せる最も重要には脱気装置は正圧ポンプの高圧側と、廃
棄のための廃透析液を受は取る２ピストンシリンダ単位
のおのおのにおける室への入口との間の回路中に位置す
る。

先行技術の一部分ではない、本発明における改良は、閉
じた回路へ大気圧より低い圧力ではいることがあるすべ
ての気体を廃透析液のすべてから除去して、閉じた回路
において実際の液体の一体性を達成することが必要であ
るという発見から由来する。

これと対照的に、既知の先行技術の従来の回路は、抜き
出した廃透析液のみを脱気するために構成され、そして
次のサイクルにおいて廃棄される廃透析液の残部中に捕
捉されたガスを認識および取り扱わなかった。

大気圧より低い圧力条件、たとえば、負の２６０ ｍｗ
Ｈｇより数学的に大きい圧力条件における効率よい操作
において、実質的な体積のガスの漏れは取付は不備のた
めに起こる；気体はまた血液からモして脱気されていな
い透析液から入ることもある；廃透析液の残部が次のサ
イクルにおける廃棄のためにそれを受は取るシリンダへ
もどる前に越るような気体を除去しないかぎり、液体の
体積の一体性は維持されない。

このような気体が廃透析液室の体積の一部分を占有する
程度に誤差が存在し、それは抜き出された液体が、それ
が脱気された後でさえ、血液から限外濾過された水の体
積に精確に等しいという仮定に基づく。

本発明の改良された回路は、以後詳述するように、この
誤差を排除し、そしてその問題を克服する。

第１図に最もよく見られるように、回路は一般に１００
で表示された回路の部分内に含有された要素を含む大気
圧より高い部分と、一般に２００で表示される部分内に
取り囲まれた要素を含有する大気圧より低い部分とから
なる。

常に大気圧より高く維持されている回路の主成分または
要素は、シリンダ単位１１０、シリンダ単位１２０、新
透析液抜き出し手段１３０、および脱気装置１４０を含
む。

大気圧より低い部分２００中の主成分は２１０で一般に
表示された腎、２２０で一般に表示された圧力減少手段
２２０および２３０で一般に表示された圧力増加手段を
含む。

これらの成分を、図示するように、弁付きの閉じだ液密
配置でパイプにより、たとえば、新造析液供給ライン１
５０、腎透析液供給ライン１６０、廃透析液抜き出ライ
ン１７０および透析液排出ライン１８０により相互に接
続されている。

血液透析中の回路の一般操作機構は、回路の大気圧より
高い部分から大気圧より低い部分中の腎臓へ新透析液を
供給し、そして腎臓から廃透析液を回路の大気圧より高
い部分へ交番時間基準でもどすことである。

シリンダ単位１１０および１２０は図示しないスイッチ
機構により作動される弁により腎臓２１０と相互に接続
して、シリンダの一方のみが腎臓２１０といずれの時間
においても流体連絡するようにする。

シリンダ１１０および１２０は２つの室に分割されてお
り、これによってシリンダ１１０および１２０は半分の
サイクルで交番に機能することができ、これらのサイク
ルにおいて廃透析液が排出されつつあるとき一方のシリ
ンダは新透析液で満たされ、同時に他方のシリンダは廃
透析液がその同一シリンダ中の他方の室へもどされつつ
あるとき新透析液を腎臓へ放出する。

シリンダ１１０および１２０は交番するが、新造析液抜
出し手段１３０および圧力減少手段２２０は新透析液を
腎臓２１０へ供給しているシリンダ室へ常時流体接続し
ている。

同様に、圧力増加手段２３０および脱気装置１４０は、
廃透析液を腎臓２１０から受は取りつつあるシリンダ室
へ常時流体接続している。

簡明の目的で、廃透析液が排出させられるとき新透析液
で満たされつつあるシリンダ１１０または１２０を含む
回路は以後新／排出回路と呼ぶ；廃透析液が腎臓から受
は取られるとき新透析液を腎臓へ供給しつつあるシリン
ダを含む回路を以後腎臓／廃園路と呼ぶ。

シリンダ１１０は、シリンダの穴の内側を往復運動する
手段によって、室１０１，１０２に分割される。

第１図に実線で示すように、この手段は駆動ロッド１０
６に取付けられたピストン１０５であり、そしておのお
のは０リング１０８のような適当な密封手段で密封され
ていて、室１０１内の流体を室１０２内の流体と隔離し
、そしてロッドシール１０９は流体または空気が室１０
１または１０２に出入りするのを防ぐ。

シリンダ分割手段は、破線で示すように、ダイヤフラム
１０７であることが満足であり、あるいは好ましくさえ
ある。

分割手段としてピストンまたはダイヤフラムのみを含有
する分離した回路は、それぞれ第２図および第３図にい
っそう完全に図解されている好ましい回路の配置を構成
する。

シリンダ１２０は一般にシリンダ１１０に類似し、そし
てその対応する部分は添字Ａをもつ同じ数字で標示され
ている。

それぞれシリンダ１１０および１２０の室１０１．１０
２．ｌ０ＩＡおよび１０２Ａのおのおのは、新造析液供
給ライン１５０、排出ライン１８０、腎透析液供給ライ
ン１６０および廃透析液抜き出しライン１７０へ第１図
に概略的に示す弁手段により接続されている。

室１０１は新透析液ライン１５０とオン、オフ、２方弁
１１１を介して、そして腎透析液供給ライン１６０と他
の２方弁１１３を介して、連絡する。

室１０２は排出ライン１８０へ２方弁１１５により、そ
して廃透析液除去ライン１７０へ２方弁１１７により接
続されている。

室１０１Ａは新透析液ライン１５０へ２方弁１１９によ
り、そして腎透析液供給ライン１６０へ２方弁１２１に
より接続されている。

室１０２Ａは排出ライン１８０へ２方弁１２３により、
そして廃透析液抜き出しライン１７０へ２方弁１２５に
より接続されている。

シリンダ１１０および１２０のピストンまたはダイヤフ
ラムのストロークの終りにおいて、弁のおのおのは、開
いた位置から閉じた位置にあるいはその逆に、スイッチ
または逆転する。

シリンダ１１０がその半分のサイクルで、ピストン１０
５が右に向かって動くとき室１０１内の新透析液を受は
取り、そして廃透析液を室１０２から追い出すとき、新
／排出回路は開いた弁１１１を介して室１０１と連絡す
るライン１５０と、開いた弁１１５を介して室１０２と
連絡する排出ライン１８０とからなり、その間閉じた弁
１１３および１１７はシリンダ１１０をそれぞれライン
１６０および１７０と隔離し、こうして腎臓２１０と隔
離する。

その同じ時間の間、ピストン１０５が右に動くとき、シ
リンダ１２０内のピストン１０５Ａも右に向かって動き
、そしてシリンダ１２０はその半分のサイクルにおいて
室１０２Ａ内に廃透析液を受は取りそして新透析液を室
１０１Ａから腎臓へ追い出す；腎臓／廃園路は開いた弁
１２５を介して室１０２Ａと連絡する廃透析液抜き出し
ライン１７０と、開いた弁１２１を介して室１０１Ａと
連絡する腎臓／透析液供給ライン１６０とからなり、そ
の間閉じた弁１２３および１１９はシリンダ１２０をそ
れぞれ排出ライン１８０および新透析液ライン１５０と
隔離する。

シリンダ１１０および１２０を互いに隔離する前述の弁
配置を用いると、ピストン１０５またはダイヤフラム１
０７上のシールは各室を他方と隔離し、図面かられかる
ように、新らしい透析液は廃透析液が追い出された同じ
キャビティを満たし、こうして体積が同一である。

同様に、腎臓２１０からの廃透析液は新透析液が腎臓へ
追い出された同じキャビティを満たし、そしてその体積
は同一である：同じ関係は各シリンダの機能の他方の半
分のサイクルにおいて適用される。

シリンダ１１０および１２０の体積は実質的に同一であ
ることが望ましいが、血液から循環する透析液中へ抜き
出された水、すなわち限外炉液の体積と正確に同一であ
る、新透析液抜き出し手段１３０により抜き出された流
体の体積の精確な保全性はシリンダ１２０の体積からの
シリンダ１１０の体積の差によって伺ら影響を受けない
ことがわかるであろう。

このような差は腎臓２１０を通る透析液の流れの速度に
わずかの変動を起こすだけであり、そしてこのような変
動は限外ｐ過の速度にほとんどあるいはまったく影響を
及ぼさず、そして血液透析液の間の血液からの尿、クレ
アチンまたは他の毒素の清浄にほとんどまたはまったく
検知しうる影響を及ぼさない。

本発明にとって重要なことは、シリンダの配置が時間−
交番基準で、新／排出回路および腎臓／廃回路を提供で
きる弁を有する分離した室を提供するということである
。

しかしながら、各室１０１．１０２，１０１Ａおよび１
０２Ａ中に態別の入口および出口を設けることは不必要
であり、そして３方弁と相互に接続する各室中の単一の
人口−出口は好ましく、一般に使用において経費がかか
らない。

すべての弁はピストンのストロークの終りにおいて機能
を逆転するので、最も信頼性があり、こうして好ましい
弁構造は必要な数の弁および口を有する単一の弁本体ま
たは１対の弁本体であり：そして各本体は弁のすべてを
同時に逆転できる単一の手段に応答する。

適当な多弁構造物は米国の多数の供給会社から商業的に
入手でき、そして使用できる。

このような弁構造物は図解する型の８つの別々の、ソレ
ノイド作動、２方弁の逆転において機能障害や時間の遅
延の可能性を減少するという利益を提供する。

新透析液抜き出し手段１３０は、排出ライン１８０と腎
透析液供給ライン１６０との間を連絡し、本発明の方法
の実施の間、新透析液のみを含有する。

抜き出し手段１３０は、脱気装置１４０と室１０２およ
び１０２Ａとの間の廃透析液ライン中に位置してもよい
。

新透析液は、望む組成および温度に予備混合および配合
され、新透析液ライン１５０を経て約１〜約２０ｐｓｉ
、好ましくは約２〜約７ ｐｓｉの範囲で大気圧より高
い圧力で丁継手３２へ供給される。

排出ライン１８０は出口１８２で大気圧に開いている。

こうして、回路の部分１００へ入りそして手段１３０を
経て出る新透析液の圧力は、圧が他の原因で低下しない
かぎり、大気圧より高い圧力にとどまる。

これについてここでさらに説明する。

第２図に示す本発明の好ましい回路において、手段１３
０はピストン−シリンダ単位であり、これはシリンダを
隔離された流体密な室１３１および１３３に分離する０
リング１３４でシールされたピストン１３２を有する。

室１３１，１３３はそれぞれ弁１３５および１３６によ
り腎透析液供給ライン１６０中に接続されており、そし
てそれぞれ弁１３７および１３８により排出ライン１８
０へ接続されている。

ピストン１３２はシリンダ手段１３０の両端を駆動ロッ
ド１３９により往復し、駆動ロッド１３９はピストン１
３２に一体的に取付けられておりそしてシール１４０中
を前後に動く。

ロッド１４４は歯車１４５の歯により１駆動され、この
歯はモータ１４８の駆動ロッド１４７に取付けられた駆
動歯車１４６の歯と係合する。

必要に応じて、手段１３０はポンプ手段であることがで
きる；ポンプ手段を使用する場合、ギヤポンプ、あるい
は好ましくは微小または小体積を精確に輸送するように
調整できる能力を有する他の正圧誘発手段を選ぶべきで
ある。

この目的に１つの適当な手段は米国特許４００８００３
に記載されている。

第２図に概略的に示す、ＵＦＲコントローラー１４９へ
接続したモータ１４８を、たとえば、電力を調整して回
転速度計１５１により指示され、コントローラー１４９
のコントロール表面上に、１５３で示す可視の表示１５
３またはｒｐｍまたはｍｌ１分として表示された望む回
路速度にすることによって、作動すると、駆動ロッド１
４４の回転はつめ１４２がピストン１３２をストローク
の端に動かすようにさせ、そしてつめ１４２が親ねじ１
４４上のらせんみぞ１４３の終りにおいて逆転するとき
、逆方向にピストン１３２を動かすようにする；弁１３
５および１３８が開いた位置にあり、そして弁１３６お
よび１３７が閉じた位置にあるとき、新らしい透析液は
腎透析液ライン１６０から室１３１中へ引かれまたは吸
引され、その間断透析液は排出ラインへ追い出される。

ピストン１３２がシリンダ１３０の端へ横切るときの終
りごとに、弁は普通のスイッチまたは同等物のような手
段（図示せず）に応答して逆転する。

連続する横運動の間、他方の室は新透析液をライン１６
０から抜き出して室１３３を満たし、そして室１３１中
の透析液を排出させる。

こうして、抜き出し量はピストン３２の運動速度により
直接コントロールされる。

閉じた回路、すなわち、図示するような、接続部のいず
れにおいても液体の漏えいがないパイプ配置において、
液体の抜き出しは系中に残留する流体の圧力を減少する
傾向がある。

背圧調整器および正圧ポンプ２３０が存在しない、第１
図の回路において、新透析液の抜き出しは全回路を通じ
て透析液の圧力を減少するであろう。

このような減少は腎臓において、図面中に中空繊維の人
工腎臓２１０として図解される、血液透析器中の半透膜
を横切る必要な膜横断圧を、少なくとも部分的に、発生
するのを助けるのに有益である。

本発明の利益は、コイルまたは平たんなシート型を含む
他の既知の透析器のいずれを用いるときにも、達成され
る。

他方において、このような圧力の減少は血液透析器以外
の回路の要素において望ましくない。

なぜなら、閉じた回路は大気圧に対して負の圧力の数値
的増加の関数として、その初期の液体密な特性を失なう
からである。

パイプ、弁、シールおよび継手における接続部は負圧が
増加するとき気体の回路中への漏れの源となり、そして
実際には、閉じた回路は約−２００〜約−２５０ｍｍＨ
ｇの負圧においてもほや液密ではないことが観測された
。

閉じた回路に入る空気または気体は究極的には廃透析液
中で気泡として現われ、そして血液透析器の閉じた回路
の下流内の液体の体積の一部分を置換する；液状廃透析
液を排出ラインへ送る前にその廃透析液の代わりに空気
または気体が室１０２または室１０２Ａの内部体積の一
部分を占有する程度に、腎臓内で血液から分離された限
外炉液または水は手段１３０により同じ程度または体積
に抜き出された新透析液よりも少ないであろう。

本発明によれば、抜き出された液体が限外ｐ液に正確に
等しいという期待が獲得され、そして廃透析液を再循環
または廃棄のため計量室へもどす前、全体の量の廃透析
液から気体を排除できなかったことから生ずる誤まった
仮定の問題が克服される。

圧力隔離要素または成分２２０および２３０および脱気
装置１４０はこの問題を解決する；圧力減少手段２２０
は新透析液が回路部分１００の外へ抜き出される結果生
ずる低い圧力を防ぎ、そして適当には普通のバイパスル
ープ２２２を有する商業的に入手できる背圧調整器であ
る。

この生ずる低い圧力は背圧調整器２２０と圧力増加手段
２３０の腎臓側２２５との間のライン中、およびそれら
のライン中の要素中におよび腎臓人口２２７および腎臓
出口２２９において、事実存在する。

第１図に示すように、これらの要素は人工腎臓２１０、
バイパス弁２２４および手段２３０のみを含む。

弁手段２２４は腎透析液供給ライン１６０およびバイパ
スライン２２６中の弁を含み腎臓へ向かう流れを停止し
、そしてそれをライン２２６を通して手段２３０に向か
ってそらすことができる。

圧力増加手段２３０は、腎臓出口２２９からライン１７
０中を流れる廃透析液を受は取り、そしてその流体の圧
力を負の７００ｍｍｍｉＨｇに程度の圧力から大気圧よ
り高い圧力にまでその流体の圧力を上げることができる
任意の手段である。

ギヤポンプまたは他の商業的に入手できる正圧ポンプは
、５０〜約７！５０ｍ１７分の廃透析液を輸送し、そし
て出口側２２８に大気圧より約３〜約２５ｐｓｉ高い範
囲の正圧を誘発できるならば、適当である。

本発明の回路を用いる血液透析器中のポンプ２３０のた
めの典型的な操作条件のもとで、ポンプは廃透析液を入
口２２５において２００〜約６５０ｍｍＨｇの範囲の負
圧で受は取り、そしてこの圧力を出口２２８において大
気圧より約７〜約１２ｐｓｉ高い範囲に変える。

第２図における好ましい回路中に示すように、大気圧よ
り低い追加の要素は廃透析液圧測定手段２３２、典型的
には商業的に入手できるトランスデユーサ−１および廃
透析液ライン１７０を排出ライン１８０中に接続するラ
イン２３６中に取付けられた圧力解放弁２３４を含む。

弁２３４は膜横断圧力をそれが血液透析の間望ましくな
ったとき急速に減少して患者の血液からの限外Ｐ液の分
離をすばやく停止する；このような場合、ＵＦＲコント
ローラー１４９、典型的にはマイクロプロセッサはライ
ン２３５を経て弁２３４に信号を送ってそれを開き、透
析液を排出ライン１８０に十分な量で通して膜横断圧を
ゼロに急速に低下させるようにプログラミングされ、そ
の圧力は瞬間的にＴＭＰ監視器２３７により測定され、
マイクロプロセッサ１４９へ供給される。

監視器２３７は膜横断圧を絶えず測定し、そしてＵＦＲ
コントローラー１４９の面上の表示手段２３９上にそれ
を表示する。

これはトランスデユーサ−２３２における廃透析液の圧
力と、血圧測定手段２４１、典型的にはゲージまたはト
ランスデユーサ−により測定されるような静脈の血圧と
の間の差を測定することによって行う。

そして、監視器２３７はその差をそれぞれライン２４３
，２４４を経てＴＭＰ監視器２３７へ供給する。

正圧ポンプ２３０は、処置の開始時にセットした速度で
満足に動作して、廃透析液の圧力を継手３２で回路に入
る新らしい新透析液の圧力よりも約２〜約１０ｐｓｉ高
い範囲に上昇させる。

ポンプ２３０で発生させる差圧を変えようとする場合、
この目的のための自動手段は、ポンプ２３０の正常作動
速度に関して負圧のプログラミングした最大の限界に比
較するための、圧カドランスデューサー２３２からＵＦ
、Ｒコントローラーへのライン２４３．２３５を経る入
力を含む。

このような限界を越えると、コントローラー１４９はラ
イン２４５を経て手段（図示せず）に信号を送り、正圧
手段２３０の回転速度を上下して、出口２２Ｂにおける
廃透析液の力を前もって整定した限界内に維持する。

ポンプ２３０により発生した廃透析液の増加した圧力は
、大気圧より低い回路部分２００に入ることがある透析
液中に気泡を溶かすはたらきをする。

出口２２Ｂの圧力は少なくとも供給される透析液の圧力
程度に高い圧力、通常それより高い圧力に維持されるの
で、廃透析液は、回路１００へ大気圧よりも約２〜約１
０ ｐｓｉ高い範囲の圧力で入る供給透析液中に存在し
うる量よりも多い溶解気体を含有しない。

供給透析液は予備混合され、配合され、そして３７℃±
４℃に上昇させた後回路１００へ入り、そして組成また
は温度がプリセットした限界を越えた場合、手段２４６
中の監視器は弁コントロール手段２４７および弁手段２
２４ヘライン２４Ｂを経て信号を与えて、ライン１６０
中の弁を閉じ、そしてライン２２６中の弁を開いて腎臓
２１０をバイパスする。

ポンプ２３０は脱気装置１４０と共同して、大気圧より
高い圧力を形成して、気泡の分離を有効としてそして計
量室１０２または１０２Ａへもどされる廃透析液が溶け
ている気体を確実に含まないようにする。

脱気装置１４０は適当には従来の透析液供給モジュール
または装置に使用される普通の型の空気トラップであり
、そして好ましくは調整可能であって、必要なとき、そ
の中の廃透析液のプールの上の空気層の圧力をコントロ
ールできる。

マイクロプロセッサ１４９を使用してこのような空気層
の圧力を監視して、プリセットした範囲を測定した瞬時
の圧力および信号手段と比較して、空気トラップ１４０
内の液面を調整してプリセットした圧力を得る手段は、
満足には気泡の除去を自動佳し、そして血液からの予測
した限外ｐ液の分離と限外Ｐ液の実際の除去との間のプ
リセットした最大の偏りの百分率を確実に得る手段（図
示せず）からなる。

第２図に示すように、シリンダ１１０および１２０はそ
れぞれピストンロッド１０６゜１０６Ａのための共通の
駆動手段を有し、この手段は一般に前述の新透析液抜き
出し手段１３０のための独立の駆動手段に類似する。

ピストンロッド１０６，１０６Ａは共通の駆動ビーム１
６１へかたく接続されている。

この駆動ビーム１６１は中央に位置するつめフォロワー
１６３を有し、このフォロワーは均−送り親ねじ１６７
の周辺に位置するらせんみぞ１６５中をたどる。

親ねじ１６７は歯車１６９の歯を駆動歯車１７１の歯と
係合させくことによって回転する。

駆動歯車１７１は１駆動ロツド１７３へ取付けられてお
り、そしてモータ１７５によって駆動される。

モータ１７５は透析液の流れコントロール１７７により
望む回転速度にコントロールされる。

この速度は回転速度計１７８で測定され、そして可視プ
リントアウト１７９上にｒｐｍで表示され、そしてプリ
ン； ドアウド１８１中に新透析液の流れのｍｌ７分で
表示される。

第２図の実施態様において用いる直接の機械的駆動配置
は、有利にはシリンダ１１０および１２０中のそれぞれ
ピストン１０５および１０５Ａの同時移動を確保し、い
っそう重要なことには、それらのピストンは同一の正確
な瞬間において、各シリンダの端に到達し、こうして弁
逆転に同時に信号を与える機械的作動手段が確保される
ということである。

このような弁作動センサはピストン自体に位置すること
ができ、あるいはピストンロッドへ取付けられた手段に
位置することができ、あるいは好ましくは共通の駆動ビ
ーム１６１へ取付けた信号アーム部材またはフィンガの
形をとる。

単一の機械的アームまたはフィンガ部材の接触により作
動可能な単一の本体の多弁構成物の使用は、本発明の装
置の商業的実施態様において使用するために高度に有利
でありかつ望ましい。

第１〜３図に見られるように、腎透析液供給ライン１６
０は廃透析液抜き出しライン１７０へ大気圧より高い圧
力の部分１００内のある位置においてバイパスライン１
８１により接続されている。

ライン１８１は腎透析液供給ライン１６０中へ一般に１
８３で標示する３方バイパス弁により接続されており、
この弁は通常開いて新透析液をライン１６０中に流し、
そして閉じてバイパスライン１８１中にクロス流を流す
。

望むとき、第１〜３図の回路を作動させて、血液から尿
、クレアチンなどのような毒素を同時に除去しないで、
血液透析器２１０中で血液から水を限外濾過することが
できる。

これは新腎透析液供給ライン１６０中の弁を閉じ、そし
てその弁を開いてバイパスライン１８１を通る透析液の
再循環を許すことによって、達成される。

この操作方式の間、正圧ポンプ２３０は脱気装置１４０
、バイパス１８３、新透析液抜き出し手段１３０、背圧
調整器２２０およびバイパス弁２２４からなる再循環通
路中に透析液を送る。

弁２２４はライン１６０中の弁が閉じ、そしてバイパス
ライン２２６中の弁が開くようにセットする。

回路の操作の再循環方式は、抜き出し手段１３０からの
新透析液の抜き出し速度をコントロールすることによっ
て、膜横断圧を自動的にコントロールする。

またこの再循環回路は回路の低い圧力部分を前述の二重
機能回路におけるように大気圧より高い圧力の部分から
隔離するための同じキー要素を含む；それは圧力増加手
段２３０、気泡の除去を確保する脱気装置１４０および
透析液抜き出し手段１３０の弁およびシ：ルの高い圧力
から腎２１０の低圧を隔離するための背圧調整器２２０
を含む。

明らかなように、この操作方式は、処置の部分のための
患者の血液あるいは引き続く正常の毒素の別の除去前の
血液精製処理の全限外流過部分のみを限外涙過しようと
するとき、経済的操作方式である；それは操作の限外流
過のみの方式の全期間のための透析液の補充コストおよ
び熱コストを節約する。

第３図に示す好ましい態様において、回路は第１図に示
す実質的に同一の要素または成分を含有する大気圧より
高い部分１００および大気圧より低い部分２００からな
る。

大気圧より高い部分１００中の対応する部分は３００系
列の数字を有し、それらにおいて最後の２桁の数字は第
１図における対応する数字に相当し、そして回路の部分
２００中の成分は４００系列の数字が与えられており、
それらの最後の２桁の数字は第１図中の対応する数字に
相当する。

第３図に示す実施態様と第２図に示すものとの間の主な
差は、シリンダ３１０および３２０中の分割手段がそれ
ぞれダイヤフラム３０７および３０７Ａであり、それら
がシリンダを図示するように別々の流体密な室に分離す
るということである。

これらのダイヤフラムは、第２図の回路の詳細な説明に
おいて前述したピストン１０５および１０５Ａのための
共通の駆動機構と異なる手段により動力を受ける。

ダイヤフラム３０７および３０７Ａはフロートダイヤフ
ラムであり、それらはシリンダ内で交番する半分のサイ
クルで室３０１または３０１Ａへはいるライン３５０か
らの入る透析液流体の圧力の結果、動く；他方の半分の
サイクルで、ダイヤフラム３０７，３０７Ａの動きを起
こす１駆動力はポンプ４３０であり、これは廃透析液を
室３０２，３０２Ａに交番して流入させる。

各半分のサイクルの間ダイヤフラムへの流体圧は、でき
るだけ密にコントロールして、シリンダ３１０および３
２０中のダイヤフラムの横運動すなわち往復の同様な速
度に影響を及ぼして、そのシリンダの端へのダイヤフラ
ムの横運動の終りにおいて各室に関連する弁の同時の作
動を可能としなくてはならない。

ダイヤフラムの両方がそれらのストロークの端に横運動
した後８つの弁のすべてが同時に逆転しないかぎり、望
ましくなくかつ第２図の装置の操作に関連して上に概説
した流路をたどらないラインおよび方向に流れは起こら
ないであろうことがわかるであろう。

第３図の装置は供給される透析液の圧力によって誘発さ
れる流速に関して正圧ポンプ４３０のコントロールを可
能とする手段を含み、そしてこの手段は供給される透析
液の流れの速度を測定する流速測定手段３５７と、正圧
ポンプ４３０の回転により動力を受ける透析液の流れの
速度を測定する、廃透析液抜き出しライン３７０中の流
速コントロール手段３５９とを含む。

弁３５７および３５９のおのおのは、それぞれライン３
９１および３９３により、前述のＵＦＲコントローラー
３４９、またはマイクロプロセッサへ接続されている。

ＵＦＲコントローラー３４９は、流速測定手段３５７に
より測定された流れの瞬間的速度を可視プリントアウト
３９５上に、そして流速コントローラー３５９により測
定された瞬間流速を可視プリントアウト３９７上にそれ
ぞれ表示する。

マイクロプロセッサ３４９は予備プログラミングされて
おり、３５７および３５９により測定されたものの間の
瞬間流速の差を比較するため補正データを含み、そして
正圧ポンプ４３０の回転速度を変化させて供給透析液ラ
イン３５０および廃透析液ライン３７０中の流速を均等
化させるのに適する信号を提供する。

第３図に示す回路は、それを初め開始するとき正圧ポン
プ４３０を始動させるため正圧ポンプ４３０の供給側４
３１へある量の新造析液を供給するためのライン３２７
を提供する。

透析液の腎臓への出入りが、ピストン１０５．１０５Ａ
を往復させるモータ１７５の回転により動力を付与され
そして制御される。

第２図に示す回路と異なり、ダイヤフラム３０７．３０
７Ａは上に示したように透析液の流れに動力を与えない
。

開始のとき、弁３１９および３２９はポンプ４３０の回
転を初める前に開いて腎臓／廃園路中の透析液の流れを
開始する。

次の実施例は、腎臓からの圧力の隔離を用いないで本発
明のピストン−シリンダ装置を用いる空気漏えいの効果
を示し、そして負圧の増加とともに誤差の程度が増加す
ること、廃透析液の正圧の効果および廃透析液が廃透析
液抜き出しシリンダの計量室へもどる前の廃透析液から
の気体の除去と組み合わせた正圧の効果を明らかにする
。

実施例 １ 第２図に示すピストン−シリンダ単位を、圧力減少手段
２２０、圧力増加手段２３０および気体除去手段１４０
の不存在を除いて同一のパイプ配置において、使用して
実験室の試験を実施した。

試験において、コープイス・ダウ・コーポレーション（
Ｃｏｒｄｉｓ Ｄｏｗ Ｃｏｒｐ、、 Ｃｏｎｃｏｒｄ
。

Ｃａ ｌｉ ｆｏｒｎｉａ）から入手できる中空繊維型
の３種類の商業的に入手できる人工腎臓を３つの試験で
、使用した。

血液の代わりに、５０ｍ１の目盛り付きビユレットに水
を満たし、そして人工腎臓から空気を追い出しし、上の
血液口２１１にキャップをし、ビユレットを底部の腎臓
口２１２へ取付けた。

ピストン−シリンダ単位１１０および１２０を作動して
ほぼ５００ｍ１Ｚ分の透析液を大気圧よりほぼ５ ｐｓ
ｉ （０，３５ｋｇ／ｉ ）高い圧力で腎臓へ供給し
た。

次いで透析液抜き出しピストン−シリンダ１３０を、モ
ータ１４８を作動し、そして回転速度計１５１を第１設
定値にセットした。

これらの試験におけるシリンダ１３０の体積は４ｍｌで
あり、そして設定値はモータ１４８の回転数の増加にお
いて任意に選んでピストン１３２の往復速度を増加して
、室１３１および１３３を交互に満たしそして空にした
。

試験は回転速度計を望む設定に調整すること、そして手
段１３０から水を除去することにより生ずる負圧におい
て系を安定化することを含んだ；これは第２図における
圧力ｌ・ランスデューサー２３２の位置に設置した圧力
計で圧力を観測することによって達成した。

このような安定化には通常約８〜１２分を要し、次いで
安定化された圧力を記録した。

圧力が安定となったとき、ピストン１３２のストローク
の終りにおいて、時間とビユレット中の液面を観測し、
記録し、そしてストップウォッチを始動した。

各運動が１サイクルであるビス１〜ン１３２の横運動の
５回の完全なサイクルを観測し、そして第５サイクルの
終りにおいて、ビユレット中の新らしい水位と時間を記
録した。

この手順を回転速度計の新らしいかつより高い設定値に
おいて反復し、これによってピストン１３２のより速い
運動速度、高い水の除去速度および高い負圧をつくった
。

各試験の設定値の数値および結果を表Ｉに記載する。

表■において、腎臓中の透析液の圧力をｍｍＨｇの負の
値、すなわち大気圧より低い圧力で記録する。

透析液抜き出し手段１３０中シリンダの孔の体積の４．
０ｍｌを計算の基準として使用して、除去されると予測
される透析液の量を実際に除去される量（除去速度、ｍ
ｌ１分、で表わす。

）と比較した；これらの数値を表ＩのＵＦＲ予測−ＭＬ
／ＭＩＮおよびＵＦＲ実際−ＭＬ／ＭＩＮと標示する欄
に記録する。

１００％の精度で、２０ｍ１の透析液はビユレットから
腎臓へ引き入れられ、そして透析液排出ライン１８０へ
放出される。

比較のため、予測した除去速度と実際の除去速度との間
の偏りの率は実際のｍｌ１分を予測したｍｌ７分から引
き、そして予測したｒｕｌ／分で差を割ることによって
計算した；これらの計算の結果を表Ｉの％偏りの欄に記
録する。

上に示すように、表Ｉの左欄における記録した試験にお
いて使用する人工腎臓は商業的に標示されＣ−ＤＡＫ−
５であり、これは２．ｓ、、ｌの公称表面積を提供する
のに十分な数の細い半透過性セルロース中空繊維を含有
する中空繊維の人口腎臓である；中央の欄において、使
用する人工腎臓はＭ 商業的に標示されたＣ−ＤＡＫ−７でありζこれは１．
８ｍ’の公称表面積を提供するのに十分な数の半透過性
セルロース中空繊維を含有する；そして右欄において、
使用する人工腎臓は商業的に標示されたＣ−ＤＡＫ−８
であり、これは０９ｍ２の公称表面積を提供するのに十
分な数の細い中空半透過性セルロースアセテート繊維を
含有する中空繊維型人工腎臓である。

表１に示す結果かられかるように、腎臓の負圧の数値が
増加するにつれて、予測した限外ｐ液の除去に関する実
際の限外Ｐ液の量の差は増加する；最大の偏りの６分率
は最大の表面積と最大の数の中空繊維を有する腎臓にお
いて起こる。

負圧が増加すると空気は回路に腎臓の口、負圧にあると
きピストンシリンダ単位中の弁において、二次脱気、す
なわち、入ってくる透析液中の溶けた空気からまたは血
液からの気泡の形成のため、漏れる傾向が増加すること
が観察された。

表１かられかるように、偏り率は大気圧に関して約２０
０ｍｍＨ１以上の負の圧力において約２０％を超えた。

操作の結果は臨床ごとに多少異なるが、処置の間通常の
技術者が調整した膜横断圧により操作される人工腎を用
いる不連続の血液透析処置を実施すると、平均の偏り率
は、透析圧が処置の量大気圧に対して約−２００朋Ｈｇ
から約−５００朋Ｈ＆に変化する通常使用される範囲で
あるとき、約１５〜約２０％の範囲で低下する。

こうして、明らかなように、表Ｉに含まれるデータによ
り表わされる試験に使用する回路は、手による膜横断圧
力の調整処置の間通常用いられる手順および中空繊維型
腎臓を用いる血液透析を実施するために、こんにち臨床
的に使用される手順よりも不正確な限外濾過の制御を与
える。

実施例 ２ 実施例１の回路を、普通の背圧調整器の形の減圧手段２
２０、および正圧ポンプの形の圧力増加手段２３０を含
ませて変更し、こうして脱気装置１４０を含有しない以
外第２図と同一さした回路を用いて試験を行った。

正圧ポンプ２３０は、高圧側から出る廃透析液に約１０
ｐｓｉ（０，７０ｋｙＬｃ１１りの平均圧力を生ずる速
度で運転した。

回路へ丁継手１３２で入る透析液は大気圧よりもほぼ５
ｐｓｉ（０，３５ｋｙ／ｃｒＩ）であった。

この試験は実施例１に記載した手順と同一の手順を用い
て実施したが、ただし回転速度計１５１の速度の設定は
米国における現代の効率よく操作される臨床において実
施される血液透析処置において通常直面する圧力、すな
わち負の６００ｍｉＨｇをめったに越えない負圧以上で
あるが−２００ｍｖｉＨ９以下である負圧を生成するよ
うにした。

この試験において、セルロース像維の１．３ｄの公称表
面積を提供する標示Ｃ−ＤＡＫＡでコーチイス・ダウ・
コーポレーション（ＣｏｒｄｉｓＤｏｗ Ｃｏｒｐｏｒ
ａｔｉｏｎ）から商業的に人手できる商用中空繊維型人
工腎臓を使用した。

結果を表■に示す。

それらの結果から明らかなように、第２図の回路に背圧
調整器および正圧ポンプを加えると、偏り率が２０％を
超える前に大気圧に対して負の５００ｍｍＨ１１をわず
かに超える負圧で操作することができ、これに比べて実
施例１で試験した回路は大気圧に対して負のほぼ２００
ＷｔｖＩＬＨ＆の圧力で１２０％の偏りを生じた。

この改良は透析液供給ピストンシリンダ単位１１０，１
２０および新透析液抜き出しピストンシリンダ単位１３
０における弁およびシールに大気圧より高い圧力を維持
することか生ずるものと考えられる；それは部分的には
正圧ポンプ２３０における圧力をほぼ１０ｐｓｉ（ｏ、
７ｏｋｙ／ｃｉＬ）に上げた結果、気泡が回路１７０の
大気圧より高い部分に入るとき、かつライン１７０中の
流体が受容室１０２，１０２Ａに交互にもどる前に、回
路に入る気泡の少なくとも一部２分を溶かすためである
。

実施例 ３ 試験を第２図に示すものと同一の回路を用いて実施した
。

実施例２の試験に関して、回路は普通の設計の空気トラ
ップを含むように変更した。

この試験において使用する腎は、コープイス・ダウ・コ
ーポレーションの商業的に入手できるストックからの商
用Ｃ−ＤＡＫ−４人工腎臓であった。

試験は実施例１および２において使用したものと同一の
手順および偏り率の計算法を用いて実施した。

結果を表■に報告する。表■に記載する結果から明らか
なように、第２図の回路は抜き出しピストン−シリンダ
１３０から放出される実際の液体の予測量に対する有意
に改良された一致を生ずる。

この一致は大気圧に対して負の約２００ｍｍ）（ｇから
約６５０朋Ｈ９までの圧力範囲にわたって延長した。

偏り率は試験した最高の負圧において約１１〜１２％の
最高値に到達し、そして、図示するように、回路に空気
トラップ１４０を加えると、限外涙液の精度が大きく改
良され、そして透析液抜き出しピストン−シリンダ単位
１１０，１２０の受容室１０２，１０２Ａへもどる透析
液ライン１６０上の流体のなかの気泡および空気に帰因
する誤差を減少する。

得られた結果は、本発明以前において最良の既知の方法
である、膜横断圧の手による調整を用いる米国における
病院において得られる結果よりも実質的な改良を提供す
る。

実施例 ■ 第２図に示す回路の臨床的評価を、上と同一のＣ−ＤＡ
Ｋ”Ｍ５およびＣ−ＤＡＫ■７と標示された人工腎臓を
用いて２つの病院において行った。

最初の評価において４人の不連続の透析患者について５
回の血液透析処理を行い、そして２回の処置でＣ−ＤＡ
ＫＴＭ５人工腎臓を用いた。

／ｉ６１の病院における５回の血液透析処置において用
いた条件、それらの結果を表ｆｆ−Ａに記載し、それに
約３７℃に加圧した新透析液を大気圧よりも約５ ｑｓ
ｉ（０，３５ｋｇ／ｃｒｉＬ）高い圧力で約５００ｍ１
１分の流速で、そして血液を２３０ｍ１１分の平均流速
で供給したことを含める。

処置には３．５時間〜４．５時間、平均約４時間を要し
た。

予測した水の除去はピストン−シリンダ単位１３０によ
り排出口へ送られた新透析液のマイクロプロセッサの合
計に基づき、それは第２図の回路を収容する装置の前面
のリモートＵＦＲコントロール上に、前述のように、マ
イクロプロセッサからの可視のプリントアウトとして記
録した。

表ＩＶ−Ａ中に記録された実際の水の損失は、患者が処
置の間摂取または排出した液体の増減を考慮した後、直
立型釣合い秤およびベッド型秤で測定した、開始直前と
完了直後の患者の体重の差に基づいた。

計算した偏り率は実際の体重の損失からの偏り率として
報告し、そして予測した合計のグラム数から全処置のた
めの実際の損失のグラム数を減じ、そして実際の損失で
割ることによって計算し、そして実際の損失が予測した
損失を超えた場合、偏り率を実施例１〜３におけるよう
に負として報告する。

病院洗２において用いた条件は、試験が３人の患者につ
いての４回の処置からなり、すべての試験においてＣ−
ＤＡＫ胆７型人工腎臓を用いる以外、病院／１６１につ
いて記載したものに類似した。

血液および透析液の流速を表ＩＶ−Ｂに示す；患者１．
２および３について実際の重量損失は釣合Ｇ）秤の体重
に基づき、これに対し患者４について損失はベッド型秤
の体重に基づいた。

偏り率は実施例１〜３において使用した方法と同一の方
法で計算した。

表ＩＶ−Ａおよび表ＩＶ−Ｂかられかるように、処置の
ために医者がプリセットした合計の時間内で除去された
水の累積ｄ数として表わした、モータ１４８の回転速度
のコントロールにより得られた予測された水の除去は、
実際の体重損失に近く、そして約８％の最大の偏り率を
示す。

この精度は米国における現代的病院における臨床血液透
析（こおいて通常到達される精度よりもすぐれる。

【図面の簡単な説明】

第１図は、本発明の改良された回路の略図である。 第２図は、本発明のピストン−シリンダの好ましい実施
態様の略図である。 第３図は、透析液を回路の血液透析器部分へ供給し、そ
こから廃透析液を受は取る、本発明の回路の他の好まし
い実施態様の略図である。 添付図面中の参照数字は、次の意味を有する。 １００・・・・・・高圧部、１０１・・・・・・室、１
０１Ａ・・・・・・室、１０２・・・・・・室、計量室
、１０２Ａ・・・・・・室、計量室、１０５・・・・・
・ピストン、１０５Ａ・・・・・・ピストン、１０６・
・・・・・駆動ロッド、ピストンロッド、１０６Ａ・・
・・・・ピストンロッド、１０７・・・・・・ダイアフ
ラム、１０７Ａ・・・・・・ダイアフラム、１０８・・
・・・・０リング、１０８Ａ・・・・・・０リング、１
０９・・・・・・ロッドシール、１０９Ａ・・・・・・
ロッドシール、１１０・・・・・・シリンダ単位、１１
１・・・・・・２方弁、１１３・・・・・・２力弁、１
１５・・・・・・２方弁、１１７・・・・・・２方弁、
１１９・・・・・・２方弁、１２０・・・・・シリンダ
単位、１２１・・・・・・２方弁、１２３・・・・・・
２力弁、１２５・・・・・・２方弁、１３０・・・・・
・新透析液抜き出し手段、１３１・・・・・・流体密装
置、室、１３２・・・・・・丁継手、ピストン、１３３
・・・・・・流体密装置、１３４・・・・・・０リング
、１３５・・・・・・弁、１３６・・・・・・弁、１３
７・・・・・・弁、１３８・・・・・・弁、１３９・・
・・・・駆動ロッド、１４０・・・・・・脱気装置、シ
ール、空気トラップ、１４１・・・・・・アーム部材、
１４２・・・・・・突起つめ、１４３・・・・・・らせ
んみぞ、駆動ロッド、１４４・・・・・・回転可能なロ
ッドまたは親ねじ、１４５・・・・・・歯車、１４６・
・・・・・駆動歯車、１４７・・・・・・駆動ロッド、
１４８・・・・・・モータ、１４９・・・・・・ＵＦＲ
コントローラー、マイクロプロセッサ、１５０・・・・
・・透析液供給ライン、１５１・・・・・・回転速度計
、１５３・・・・・・可視の表示、１６０・・・・・・
腎透析液供給ライン、１６１・・・・・・共通の駆動ビ
ーム、１６３・・・・・・つめフォロワー、１６５・・
・・・・らせんみぞ、１６７・・・・・・親ねじ、１６
９・・・・・・歯車、１７０・・・・・・廃透析液抜き
出しライン、１７１・・・・・・駆動歯車、１７３・・
・・・・駆動ロッド、１７５・・・・・・モータ、１７
７・・・・・・透析液流れコントロール、１７８・・・
・・・回転速度計、１７９・・・・・・可視プリントア
ウト、１８０・・・・・・透析液排出ライン、１８１・
・・・・・プリントアウト、バイパスライン、１８２・
・・・・・出口、１８３・・・・・・３方バイパス弁、
２００・・・・・・低圧部、２１０・・・・・・腎臓、
中空繊維の人工腎臓、２１１・・・・・・血液口、２１
２・・・・・・底部腎臓口、２２０・・・・・・圧力減
少手段、背圧調整器、２２２・・・・・・バイパスルー
プ、２２３・・・・・・腎臓側、２２４・・・・・・バ
イパス弁、弁手段、２２５・・・・・・入口、２２６・
・・・・・バイパスライン、２２７・・・・・・腎臓入
口、２２８・・・・・・出口、２２９・・・・・・腎臓
出口、２３０・・・・・・圧力増加手段、正圧ポンプ、
２３２・・・・・・廃透析液圧測定手段、継手、圧カド
ランスデューサー、２３４・・・・・・圧力解放弁、２
３５・・・・・・ライン、２３６・・・・・・ライン、
２３７・・・・・・ＴＭＰ監視器、２３９・・・・・・
表示手段、２４１・・・・・・血圧測定手段、２４２・
・・・・・ライン、２４３・・・・・・ライン、２４４
・・・・・・ライン、２４５・・・・・・ライン、２４
６・・・・・・手段、２４７・・・・・・弁コントロー
ル手段、２４８・・・・・・ライン、３０１・・・・・
・室、３０１Ａ・・・・・・室、３０２・・・・・・室
、３０２Ａ・・・・・・室、３０γ・・川・ダイヤフラ
ム、３０７Ａ・・・・・・ダイヤフラム、３１０・・・
・・・シリンダ単位、３１１・・・・・・２方弁、３１
３・・・・・・２方弁、３１５・・・・・・２方弁、３
１７・・・・・・２方弁、３１９・・・・・・２方弁、
３２０・曲・シリンダ単位、３２３・・・・・・２力弁
、３２５・・・・・・２方弁、３２９・・・・・・ライ
ン、３３０・・・・・・新透析液抜き出し手段、３３２
・・・・・・丁継手、３４０・・・・・・脱気装置、３
４９・・・・・・ＵＦＲコントローラー、マイクロプロ
セッサ、３５０・・・・・・透析液供給ライン、３５７
・・・・・・流速測定手段、弁、３５９・・・・・・流
速コントロール手段、弁、３６０・・・・・・腎透析液
供給ライン、３７０・・・・・・廃透析液抜き出しライ
ン、３８３・・・・・・３方バイパス弁、３９１・・・
・・・ライン、３９３・・・・・・ライン、３９５・・
・・・・可視プリントアウト、３９７・・・・・・可視
プリントアウト、４１０・・・・・・腎臓、中空繊維の
人工腎臓、４２０・・・・・・圧力減少手段、背圧調整
器、４２４・・・・・・バイパス弁、４２７・・・・・
・腎臓入口、４２９・・・・・・腎臓出口、４３０・・
・・・・圧力増加手段、ポンプ、４３１・・・・・・供
給側、４９１・・・・・・ライン。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 透析液入口と出口、および血液入口と出口を有する
   血液の限外ｐ適用膜分離装置、 新透析液を前記膜分離装置に供給する供給手段、血液透
   析装置から廃透析液を除去する除去手段、血液透析装置
   におよびこの装置からの透析液の流れを制御する制御手
   段、および 血液透析装置内の透析液から未溶解の気体を除去する手
   段、 からなる血液透析装置であって、この血液透析装置は、
   廃透析液の除去速度と新透析液の膜分離手段への供給速
   度との差に等しい速度で自動的に限外ｐ過を行うように
   流体に関し閉ざされており、前記供給手段は： 新透析液を受ける高圧部と高圧部から新透析液を受ける
   低圧部とを有し、新造析液供給用の前記透析液入口と接
   続されている透析液供給ライン、透析液供給ラインの前
   記高圧部に新透析液を送りおよび高圧部に沿って前記透
   析液入口に送る手段、および 前記高圧部と前記低圧部との圧力差を維持する減圧手段
   、からなり、 前記廃透析液除去手段は； 廃透析液を受ける前記透析液出口と接続された低圧部と
   低圧部から廃透析液を受ける高圧部とを有する透析液除
   去ライン、 前記透析液除去ラインの前記高圧部と前記低圧部との間
   の圧力差を維持する加圧手段であって、前記供給ライン
   の高圧部の圧力と実質的に等しい圧力で前記透析出口か
   ら透析液除去ラインの前記高圧部へと廃透析液の流れを
   生じさせる手段、および 透析液除去ラインの前記高圧部から廃透析液を除去する
   手段、からなり、 前記制御手段は； 前記透析液除去ラインの高圧部から廃透析液を除去する
   速度と前もって設定した限外ｐ過速度に等しい新透析液
   を前記膜分離装置に供給する速度との間の体積差を選択
   的に制御するために前記供給手段および前記除去手段と
   連動可能な手段からなり、この手段は、前記透析液除去
   手段の前記高圧部から前記透析液を除去する前に透析液
   除去ラインの高圧部において廃透析液から未溶解の気体
   を除去する手段からなる未溶解気体除去手段である、 血液透析装置。 ２ 前記各供給手段、除去手段、および制御手段は、前
   記供給ラインおよび前記除去ラインの高圧部へおよびそ
   の高圧部からそれぞれ透析液の等容積を同時に供給しか
   つ除去する手段からなり；前記除去手段は、前記予め選
   択された限外濾過速度で前記透析液ラインの１つの高圧
   部から制御された体積速度で透析液を除去するために選
   択的に作動する追加の透析液除去手段をも含む；特許請
   求の範囲第１項に記載の装置。 ３ 前記供給手段および除去手段は正流体置換手段から
   なる、特許請求の範囲第１項または第２項記載の血液透
   析装置。 ４ 前記減圧手段および加圧手段は、前記ラインの前記
   高圧部の圧力を大気圧以上に維持する手段からなる、特
   許請求の範囲第３項記載の血液透析装置。 ５ 前記減圧手段および加圧手段は、前記ラインの前記
   低圧部の圧力を大気圧以下に維持する手段からなる、特
   許請求の範囲第１項ないし第４項のいずれかの項に記載
   の血液透析装置。 ６ 前記減圧手段および加圧手段は、前記ラインの前記
   高圧部の圧力を大気圧より約１ないし２０ｐｓｉ（約０
   ．０７〜約１．４０６ ｋｇ／ｆｆｌ ）越えた圧力に
   維持する、特許請求の範囲第４項記載の血液透析装置。 ７ 前記減圧手段および加圧手段は、前記供給ラインの
   前記高圧部の圧力を大気圧より約２ないし約７ｐｓｉ（
   約０．１４１〜約０．４９２ ｋｇ／ｃｒｌｉ−）越え
   た圧力に維持しかつ前記除去ラインの前記高圧部の圧力
   を前記供給ラインの前記高圧部の圧力より約２ないし１
   ０ ｐｓｉ （約０．１４１〜約０．７０３ｋｙ／ｄ）
   高い圧力に維持する手段からなる、特許請求の範囲第６
   項記載の血液透析装置。 ８ 前記減圧手段および加圧手段は、前記ラインの前記
   低圧部の圧力を大気圧より７００ｍｍＨｇまでの範囲減
   圧した減圧下の圧力を維持する手段からなる、特許請求
   の範囲第１項ないし第７項のいずれかの項に記載の血液
   透析装置。 ９ 前記追加の除去手段は、前記供給ラインから透析液
   を引き抜く手段からなる、特許請求の範囲第２項記載の
   血液透析装置。 １０血液透析装置は、 脱気した新透析液源と排水路； 第１および第２の流体測定チャンバーユニットを含む前
   記供給手段および除去手段であり、これら２つのユニッ
   トは各ユニットを一対のチャンバーに分割する往復運動
   手段をその中に有し、この往復運動手段は、各対の各チ
   ャンバーの容積を交互に増加させると同時に各対の他の
   チャンバーの容積を減少させるように可動することがで
   き；前記供給手段、除去手段、および前記透析液ライン
   の高圧部とを前記往復運動手段と連動できる開閉バルブ
   手段からなる前記チャンバーユニットと選択的に接続す
   る手段であり、この手段は、一方のユニットのうちの一
   方のチャンバーを前記新透析液源と接続し、同時に前記
   一方のユニットの他方のチャンバーを前記排水路と接続
   し、他方のユニットの一方のチャンバーを前記透析液除
   去ラインの前記高圧部と同時に接続してこのチャンバー
   を廃透析液で満し、および前記他方のユニットの多方の
   チャンバーを前記透析液供給ラインの前記高圧部と接続
   するための手段であり； を包含し、 前記バルブ手段は、前記ユニットの諸機能を交互に果す
   ように選択的に開閉可能であり、前記追加の除去手段は
   、前記排水路と一方の前記透析液ラインの高圧部との間
   で接続されており、かつこの除去手段は、前記一方のラ
   インから前記排水路へと透析液を移動するのに作用し、
   前記チャンバーユニットとは別個に前記追加の除去手段
   を操作する手段を特徴とする特許請求の範囲第２項記載
   の血液透析装置。 １１ 複動ピストンを往復させる共通の１駆動手段に取
   り付けられた前記ピストンにより、前記第１および第２
   の各チャンバーユニットが２つのチャンバーに分離され
   ている、特許請求の範囲第１０項記載の血液透析装置。 １２ 前記追加の除去手段は開閉バルブ手段を有する複
   動ピストンとシリンダーユニットからなり、このバルブ
   手段は、前記透析液供給ラインの高圧部から新造析液を
   引き抜いて前記排水路に移すように作動し；および 前記制御手段はこの移動量を制御する手段からなる； 特許請求の範囲第１１項記載の血液透析装置。 １３前記第１および第２のユニットはダイアフラムによ
   り２つのチャンバーに分離されている、特許請求の範囲
   第１０項ないし第１２項のいずれかに記載の血液透析装
   置。 １４前記減圧手段と前記膜分離装置の前記透析液入口と
   の間の位置にて、前記透析液供給ラインを透析液除去ラ
   インに直接接続する手段を包含する、特許請求の範囲第
   １０項ないし第１２項のいずれかに記載の血液透析装置
   。 １５ 前記減圧手段は背圧調整装置からなる、特許請求
   の範囲第１０項ないし第１２項のいずれかに記載の血液
   透析装置。 １６ 前記加圧手段はポンプ手段からなる、特許請求の
   範囲第１０頂ないし第１２項のいずれかに記載の血液透
   析装置。 １７ 前記追加の除去手段は前記透析液供給ラインの前
   記高圧部に接続されている、特許請求の範囲第１０項な
   いし第１２項のいずれかに記載の血液透析装置。