JPS6243563Y2

JPS6243563Y2 -

Info

Publication number: JPS6243563Y2
Application number: JP6483879U
Authority: JP
Priority date: 1979-05-15
Filing date: 1979-05-15
Publication date: 1987-11-12
Also published as: JPS55164045U

Description

【考案の詳細な説明】

この考案は限外濾過圧を一定に保持することが
できるようにした人工腎臓装置に関するものであ
る。従来、この種の血液透析装置としては、一例と
して第１図に示すように構成されたものが知られ
ている。すなわち、動脈１から血液ポンプ２を介
して血液透析装置３に導入されてこの血液透析装
置３を通過した血液を、空気ポンプ４により定圧
器の密閉室５に送入された空気によつて外周に一
定圧力が加えられた可撓性材料からなる管６を介
して静脈７に導くようにし、管６の内外の圧力差
による管６の開閉作用により限外濾過圧を自動的
に略一定に保つようにしたものである。例えば密
閉室５内の圧力を200mmHgに設定すると、血液透
析装置３内の血液圧力が200mmHg以下の状態では
管６は完全に押しつぶされて血液の流路を閉じて
しまい、管６が閉じるとポンプ２からの送血によ
り限外濾過圧すなわち血液透析装置３内の血液圧
力が上昇し、この血液圧力が200mmHgを越えると
密閉室５内の空気圧に打ち勝つて管６は開いてそ
の内部を血液が流れるようになり、これにより血
液透析装置３内の血液圧力は下がり、この血液圧
力が200mmHg以下になると再び管６は閉じ、この
ような作用が繰り返されて血液透析装置３内の血
液圧力は略200mmHgの一定圧に保たれるものであ
る。しかしながらこのような人工腎臓装置にあつて
は、例えば第２図に示すように、密閉室５の空気
圧を200mmHgに設定してポンプ２をスタートさ
せ、透析途中で血液流量を第１表のように変化さ
せて静脈圧値と、静脈圧が安定するまでの時間と
を測定した（各５例実施し、測定値は平均値）。
図から明らかなように、血液流量の少ないとき
（100ml／min）には静脈圧が安定するまでに時間
がかかり（17秒）、十分なものとは言えない。ま
た、安定後の静脈圧も、の300ml／minでは５
mmHgの変動があり、の200ml／minでは８mmHg
の変動、そしての100ml／minでは７mmHgの変
動があり、それ程高い安定度にはない。第１表血液流量（ml／min）静脈圧変動値（mmHg） 300 196〜191 200 190〜182 100 177〜170 また、例えば第３図に示すように、密閉室５の
空気圧を200mmHgに設定して透析途中で血液流量
を連続的に第２表の如く変化させた場合には静脈
圧が第３図に示すように変化した（各５例実施
し、測定値は平均値）。この表においてでは静
脈圧値は144〜130mmHgと少なく、また、の静
脈圧値144〜130mmHgからの194〜190mmHgまで
の差をみると、50〜60mmHgまでの変動が生じて
いる。これは血液流量が少ないときには血液中か
ら十分な除水が行なわれないことを示しており、
さらに除水効果を上げるためには上記静脈圧の変
化幅を縮めるべく改善策を施す必要がある。第２表血液流量（ml／min）静脈圧変動値（mmHg） 50 144〜130 100 173〜162 150 182〜174 200 186〜179 300 194〜190 なお、前記第１表と第２表とは、第２表が血液
流量を連続変化させている以外同一条件での実験
であるが、例えば、同一の血液流量（200ml／
min）での測定値である第１表のと第２表の
における静脈圧は、前者は190〜182mmHgで、後
者は186〜179mmHgとなつている。この測定値の
違いの主な原因は、圧力計の表示に誤差が生じる
ことによる。すなわち、これら実験では、通常、
透析治療に用いられる圧力計であるブルドン管圧
力計を使用している。この圧力計の示度精度は、
JIS Ｂ 7505の規格から明らかなように、最高級
の0.5級を使用した場合でも最大目盛によつて規
定される。後述の実施例での実験のように、400
mmHgまでを測定する場合、通常最大目盛500mm
Hg程度の圧力計を使用する。この場合の示度誤
差は±2.5mmHgとなる。要するに200mmHgを設定
した場合に実圧力は、197.5〜202.5mmHgで５mm
Hgの差を生じる。さらに、通常、透析治療時に
は連成計を使用しており、この差はさらに大きい
ものとなりやすい。しかし、この程度の示度誤差
は本実験では特に問題となる大きさではなく、し
かも、一施行実験内における誤差は、周知のよう
に、同一傾向にて生じるので、一施行実験内にお
ける変動値（上下限値の差）を求める場合にはな
んら問題とはならない。この考案は上記事情に鑑みてなされたもので、
密閉室内を２室に区画する非伸縮性で可撓な膜状
軟質部材の一方側の室に流体圧をかけて、上記軟
質部材の他方側の室に連通された２つのポートと
上記他方の室とにより形成された血液流路を連通
させたりこの連通を阻止したりすることができる
ように構成した定圧回路を、血液透析装置と静脈
との間の血液経路に介入させることにより、血液
の流通開始から静脈圧が安定するまでの経過時間
を減少させることができ、静脈に流れる血液流量
が変化しても限外濾過圧を一定に保つことがで
き、したがつて除水効果を向上させることができ
る人工腎臓装置を提供することを目的とする。以下、この考案の一実施例を第４図乃至第６図
に基づいて説明する。図中１１は透析液供給源であり、この透析液供
給源１１には接続管、フイルタ１２、流量調整弁
１３、流量計１４、ヒータータンク１５、気泡除
去器１６を介して血液透析器（ホローフアイバー
型透析器）１７の透析液流入口が接続されてい
る。また、このホローフアイバー型透析器１７の
透析液流出口は接続管及び後記する定圧逆止弁１
８を介して集中排水管１９に接続されている。ま
た、接続管２０はバルブ２１を介して集中排水管
１９に、接続管２２はバルブ２３を介して集中排
水管１９に他の接続管によりそれぞれ接続されて
いる。また、ホローフアイバー型透析器１７の血
液流入口には気泡除去器２４、血液ポンプ２５を
介して生体の動脈２６が接続される。またホロー
フアイバー型透析器１７の血液流出口には気泡除
去器２７を介して後記する定圧器２８（第６図）
の一方の血液ポート２９が接続され、定圧器２８
の他方の血液ポート３０は生体の動脈３１に接続
される。また、気泡除去器２７には圧力計（41ド
ン管圧力計）３２が接続されている。また、定圧
器２８にはアキユームレータ３４が接続管を介し
て接続され、このアキユームレータ３４にはゴム
空気ポンプ３５及び圧力計（ブルドン管圧力計）
３６が接続管を介して接続されている。なお、ゴ
ム空気ポンプ３５にはバルブ３５ａが設けられて
おり、これらアキユームレータ３４、ゴム空気ポ
ンプ３５、圧力計３６は、定圧流体源を構成して
いる。上記定圧器２８は第６図に示すように構成
されている。すなわち、外周にフランジを有する
２つの底なし円錐体３７，３８の上記フランジ部
が合せられてハウジング３９が形成され、これに
より内部に密閉室４０が形成されている。これら
２つの円錐体３７，３８は例えばポリカーボネー
トまたは塩化ビニル樹脂の非可撓性部材からなつ
ており、円錐体３７にはエアー流入口４１が設け
られ、円錐体３８には上記血液ポート２９，３０
が設けられている。また、２つの円錐体３７，３
８間には、例えば0.3〜0.5mm程度の厚さの非伸縮
性で可撓な膜状軟質部材４２がその外縁部を挾ま
れて固定され、かつこの外縁部以外の部分は延び
ることなく第６図において左右に移動可能とされ
ている。すなわち軟質部材４２にはその作動時に
張力が生まれないようになつている。つまり、こ
の軟質部材４２は、その作動時に少なくともその
一部分が円錐体３８の内面に密着して２つの血液
ポート２９，３０間を遮断するに充分な面積が付
与された弛緩状態で密閉室４０内に一体的に取り
つけられている。従つて、軟質部材４２は、その
作動時に全く材質、構造的に応力を生じることな
く変形するようになつている。これにより軟質部
材４２の一方側には加圧室４３が、他方側には血
液室４４がそれぞれ形成されている。なお、上記
ハウジング３９は軟質部材４２に比較して十分な
非可撓性を有するものであれば良く、剛体である
ことを要しない。また、血液ポート２９，３０は
それぞれ上記軟質部材４２が離接可能な円錐体３
８の内面部に開口され、加圧室４３と血液室４４
との圧力差により互いに連通されたりこの連通が
阻止されたりするようになつている。また上記定
圧逆止弁１８は第５図に示されるように構成され
ている。すなわち、横向きに位置させられたＴ字
管４６には、流入口４６ａと流出口４６ｂとが設
けられ、これら流入口４６ａと流出口４６ｂとは
通路４７，４８により連通されており、通路４８
にはエアー導入路４９が設けられ、このエアー導
入路４９の一部は径大に形成され、この径大な部
分にはばね５０及びボール５１が設けられ、この
ボール５１はエアー導入路４９のボールシート５
２にばね５０によつて押し付けられている。そし
て、ホローフアイバー型透析器１７の透析液流出
口にはＴ字管４６の通路４７がカプラー５３を介
して連通されている。また、通路４８は集中排水
管１９に連通されている。なお、ヒータタンク１
５の上部には逃し弁５４が設けられている。しかして、患者の血液透析を行う際には、バル
ブ２１，２３を閉じ、動脈２６に血液ポンプ２５
を、動脈３１に定圧器２８を接続管を介して接続
し、血液ポンプ２５を作動させるとともにバルブ
１３を開いて透析液供給源１１より透析液を供給
し、またこのときゴム空気ポンプ３５を作動させ
て加圧室４３に空気を送り加圧室４３内の空気圧
を圧力計３６をみて所定圧（例えば200mmＨ（ゲ
ージ圧））に設定した後バルブ３５ａを閉じる
と、この状態において透析液はフイルタ１２、バ
ルブ１３、流量計１４、ヒータタンク１５を流通
して気泡除去器１６に到り、ここで液中のエアー
分を除去され、ホローフアイバー型透析器１７に
流入し、さらにこの中を通つて透析液流出口より
定圧逆止弁１８を流通して集中排液管１９より排
出される。この際、定圧逆止弁１８においては、
この定圧逆止弁１８と透析液の排液部との落差に
より透析液に陰圧がかかり、この陰圧によりボー
ル５１がばね５０の力に抗してボールシート５２
から離間し、エアー導入路４９の上部からエアー
がエアー導入路４９内に入つて透析液を押圧して
大気圧（０mmHg（ゲージ圧））となり安定する。
したがつて、この定圧逆止弁１８を設置しない場
合においては上記落差により透析液に陰圧がかか
りこれにより透析液中に気泡が発生し易かつたの
であるが、上記のようにして透析液路が大気圧に
安定することにより上記気泡除去器１６の機能が
十分に発揮されるとともにホローフアイバー型透
析器１７内の気泡の発生が防止され、したがつて
透析効率の低下を防ぐことができる。一方動脈か
らの血液は血液ポンプ２５によりホローフアイバ
ー型透析器１７に送入される。この送入途中でこ
の血液は気泡除去器２４においてエアー成分を除
去される。そして、ホローフアイバー型透析器１
７に送入された血液はホローフアイバー型透析器
１７においてこの血液中の尿素、クレアチニン、
尿酸、水分等を透析作用により透析液中に排出さ
れる。ところで血液透析装置においては、透析液
中に排出される血液中の水分の量を他の成分より
はるかに多くする必要があり、このためには静脈
側の血液に圧力すなわち限外濾過圧を加えて上記
水分を多く出させる方法がとられている。この実
施例においては定圧回路を用いてこの限外濾過圧
を加えている。すなわち、定圧器２８の加圧室４
３内には、ゴム空気ポンプ３５を作動させること
により所定圧（例えば200mmHg）が加えられてお
り、これによりホローフアイバー型透析器１７内
の血液圧力が200mmHg以下の状態では、気泡除去
器２７によりエアー成分が除かれて血液ポート２
９に流入した血液の圧力は加圧室４３内の圧力よ
り小さいので円錐体３８の内面に軟質部材４２が
密接されて血液ポート２９と血液ポート３０の連
通、つまり血液流路が阻止されこれによりホロー
フアイバー型透析器１７から流出した血液はこの
部分で阻止される。したがつて、血液に圧力すな
わち限外濾過圧が加えられ、これによりホローフ
アイバー型透析器１７内の血液圧力が上昇する。
そして、この血液圧力が200mmHgを越えると、血
液ポート２９内の血液圧力が加圧室４３内のエア
ー圧より高くなるので血液は軟質部材４２を加圧
室４３側に押圧して円錐体３８と軟質部材４２と
の間に間隙を生じさせて血液ポート２９，３０を
連通させ、これにより血液室４４に流入し、さら
に血液ポート３０から静脈３１に流れるようにな
る。そして、ホローフアイバー型透析器１７内の
血液圧力がその分だけ下がり200mmHg以下になる
と再び上記のような作用が繰り返されてホローフ
アイバー型透析器１７内の血液圧力は200mmHgで
制限され自動的に一定に保たれる。この際、加圧
室内の圧力は圧力計３６に示され、限外濾過圧は
圧力計３２に示される。この実施例によれば、限外濾過圧と加圧室４３
内のエアー圧との圧力差により円錐体３８の内面
と軟質部材４２とが接離するので血液ポンプ２５
をスタートさせてから静脈圧が安定するまでの時
間を減少させることができ、また血液流量が変化
しても静脈圧を一定に保つことができる。なお、
血液透析が終つて人工腎臓装置内の透接液を排液
する場合には、流量調整弁１３を閉じてバルブ２
１，２３を開くことにより他の部分はそのままの
状態で排液することができる。また、上記実施例において、軟質部材が血液ポ
ートの血液室への開口部を直接閉塞したり、この
閉塞を解除したりするように構成したが、要は血
液ポートと血液室とにより形成される血液流路を
軟質部材により開閉できればよいのであるから、
軟質部材が血液室の内壁部に密着することにより
血液流路を閉じる構造としてもよい。次に実施例の実験結果を第７図ないし第９図に
示す。第７図および第８図は、加圧室４３内のエアー
圧を圧力計３６で確認しながら200mmHgに設定し
て血液ポンプ２５をスタートさせ、透析途中で血
液流量をそれぞれ第３表、第４表のように変化さ
せた場合における血液ポンプ２５のスタート後の
経過時間と静脈圧との関係を示すものである（各
５例実施し、測定値は平均値である。）。なお、第
８図において、血液流量は→に連続的に変化
させて行なつた。また、第９図は、静脈圧を５mmHg、100mm
Hg、200mmHg、300mmHg、400mmHgに設定し、そ
れぞれに対して血液ポンプ２５のスタート後の経
過時間と静脈圧との関係を示したものである（各
５例実施し、測定値は平均値である。）。なお、これら実験においては、血液のかわりに
38±0.4℃の水を用いた。この温度範囲の水は、
この種の実験においては血液と変わらないことが
実証されている。まず、第７図をみると、静脈圧が安定するまで
には、設定血液流量300ml／minでは５秒、200
ml／minでは８秒、100ml／minでは14秒間各々か
かつている。これに対し、従来装置の対応する実
験結果（第２図）では、それぞれ５秒、７秒、17
秒かかつており、血液流量が小さくなるに従つて
本考案装置の効果が明らかとなつている。また、
第３表から明らかなように、差が顕著な小流量
100ml／min（）では、静脈圧値は［200−（14
−18）］mmHgであり、静脈圧は−14〜−18mmHg
の範囲内で変動している。これに対し、対応する
従来例（第１表）では、［200−（23−30）］mmHg
であり、本考案装置の方が明らかにより一層設定
圧200mmHgに近く、その変動値も従来での７（＝
30−23）mmHgに対し、４（＝18−14）mmHgと小
さく、本考案装置の効果が明らかである。なお、
ここで問題となることは、静脈圧値を測定する圧
力計３２の示度誤差であるが、前記従来例で述べ
たように、±2.5mmHgであるので、本考案の実験
結果−14〜−18mmHgにのみ最大の誤差（±５mm
Hg）発生していたとしても、−19〜−23mmHgと
なり、本考案装置が従来装置に比べ優れた効果を
持つことには変わりがない。また、前記したよう
に、一施行実験中では誤差は同一傾向に生じるの
で、一施行中での静脈圧変動量には、誤差はなん
ら影響しない。したがつて、上記本考案における
変動量４mmHgと、従来例における変動量７mmHg
には誤差を勘案する必要はない。次に、連続的に血液流量を変えていつた場合で
ある第８図に注目すると、静脈圧変化は対応する
従来例（第３図）に比べ、実に安定しており、変
動が少ないことが判る。これは、第４表（本考
案）と第２表（従来例）とを比べてみても明らか
である。第４表では、50ml／minの血液流量
（）で静脈圧値は186〜181mmHgであり、300
ml／mlの血液流量（）では191〜189mmHgであ
る。したがつて、（）〜（）間での静脈圧の
変動量は、５（＝191−186）mmHg〜８（＝189−
181）mmHgである。これに対し、第２表におい
て、（）では144〜130mmHgであり、（）では
194〜190mmHgであり、（）〜（）間での静脈
圧の変動量は、50（＝194−144）mmHg〜60（＝
190−130）mmHgである。これら変動量は、前記
したように圧力計３２に起困する誤差の影響を受
けないので、そのままの値を比較して性能差とす
ることができる。すなわち、従来装置では静脈圧
値は50〜60mmHgであるのに対し、本考案装置で
は静脈圧値は５〜８mmHgの小幅な変動に抑えら
れており、より安定した静脈圧設定を行なうこと
ができることが判る。万一、前記示度誤差（５mm
Hg）がランダムに生じるとしても、一方（従来
装置）では静脈圧の変動値が50〜60mmHgであ
り、他方（本考案）では同変動値が５〜８mmHg
であり、従来装置の1/10であるので、上記考察に
はなんの変更もなく、本考案の効果は明らかであ
る。また、第５表から明らかなように、同一静脈圧
設定値内では、血液流量が変化しても、実際に得
られる静脈圧値に大きな変動が生じないことが判
る。例えば、一番大きな変動が見られる静脈圧設
定値100mmHgにおいても、変動量は８（＝95−
87）mmHg〜10（＝95−85）mmHgと小幅であり、
本考案装置では大変安定した静脈圧制御が行なわ
れることが判る。第３表血液流量（ml／min）静脈圧変動値（mmHg） 300 193〜191 200 189〜182 100 186〜182 第４表血液流量（ml／min）静脈圧変動値（mmHg） 50 186〜181 100 187〜183 150 188〜185 200 189〜186 300 191〜189

【表】また、上記各実施例においては加圧室４３にエ
アー圧を加えるように構成したが、これに限られ
ることなく、液体を用いて圧力を加えるようにし
てもよい。以上説明したようにこの考案によれば、密閉室
内を２室に区画する非伸縮性で可撓な膜状軟質部
材の一方側の室に流体圧をかけて、上記軟質部材
の他方側の室に連通された２つのポートと上記他
方の室とにより形成された血液流路を連通させた
りこの連通を阻止したりすることができるように
構成した定圧回路を、血液透析装置と静脈との間
の血液経路に介入させた構成であるから、限外濾
過圧と加圧室内のエアー圧との圧力差により上記
軟質部材が作動して上記２つのポートが連通した
り、この連通が阻止されたりするので血液ポンプ
をスタートさせてから静脈圧が安定するまでの時
間を減少させることができ、また血液流量が変化
しても静脈圧を一定に保つことができ、したがつ
て除水効果を一段と向上させることができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は従来の人工腎臓装置の概略図、第２図
及び第３図は従来の人工腎臓装置における血液流
量を変化させた際の静脈圧の時間的変化図、第４
図はこの考案の一実施例を示すフローシート、第
５図は第４図の円部の一部切欠拡大縦断面図、
第６図はこの考案の一実施例を示す定圧回路の一
部切欠縦断面図、第７図及び第８図はこの考案の
人工腎臓装置における血液流量を変化させた際の
静脈圧の時間的変化図、第９図はこの考案の静脈
圧の設定値を変えた際の血液流量の変化に対する
静脈圧の時間的変化図である。１７……血液透析器（ホローフアイバー型ダイ
アライザー）、２９……血液ポート、３０……血
液ポート、３１……静脈、４０……密閉室、４２
……軟質部材、４３……加圧室、４４……血液
室。

Claims

【実用新案登録請求の範囲】密閉室の一側部にこの密閉室内に所定流体圧を
加える定圧流体供給源が連結され、この密閉室の他側外部に密閉室他側内面に開口
する２つの血液ポートが突設され、この密閉室内に非伸縮性で可撓な膜状軟質部材
が、この密閉室を前記定圧流体供給源側と２つの
ポート側とに気密に区画し、かつその作動時に少
なくともその一部分が前記他側内面に密着して前
記２つの血液ポート間を遮断するに充分な面積が
付与された弛緩状態で一体的に取りつけられ、前記血液ポートの一方に血液透析装置が連結さ
れるとともに、他方の血液ポートに生体に向かう
血液管路が接続されていることを特徴とする人工
腎臓装置。