SE536054C2 - Mikrobubbelreducerare för att eliminera gasbubblor från ett flöde innefattande icke-newtonsk vätska - Google Patents

Abstract

Sammanfattning Föreliggande uppfinning avser en mikrobubbelreducerare för att avlägsna gasbubb-lor från ett flöde innefattande icke-Newtonsk vätska, varvid rnikrobubbelreducera-ren innefattar ett inlopp (10) vid en låg punkt, en böjd kanal (4) innefattande ett gas-utlopp (5) vid en hög punkt, ett utlopp (6) vid en iåg punkt, samt en lumen (21) somlöper genom nämnda inlopp (10), genom nämnda böjda kanal (4), genom nämndagasutlopp (5), samt genom nämnda utlopp (6). Vidare relaterar föreliggande uppfin-ning tiH ett förfarande för att avlägsna gasbubblor ur ett flöde innefattande icke-Newtonsk vätska medelst mikrobubbeireduceraren, samt diverse olika användningar av mikrobubbelreduceraren.

Description

25 30 536 G54- 2 Dessa bieffekter kan härröra från olika metoder för anslutning i blodkärlen som be- hövs för tillgång till blodbanan. Men även själva dialysproceduren medför innebo- ende risker som kräver övervakning manuellt och av automatiska larmsystem..

Hemodialys utförs med hjälp av två separata vätskeslingor. Genom den ena slingan (blodslingan) leds blod från patienten till dialysatorn och tillbaka till patienten. Den andra vätskeslingan leder dialysvätska genom dialysatom för att möjliggöra för slaggprodukter och vatten att avlägsnas från blodet genom diffusion och konvektion över till dialysvätskan.

Dialysens fysikaliska princip är diffusion över ett semipermeabelt membran i den så kallade dialysatom. Dialysatorn är ett fllterhus där blodslingan och vätskeslingan har kontakt med varandra över det semipermeabla membranet. Blod från patienten leds ut (från antingen en arterio-venös access eller från en dialyskateter) till en artär- slang och med hjälp av en blodpump genom dialysatom där restproduktema skall tas bort. Det renade blodet leds tillbaka till patienten via en venslang.

Trots att blodslingan är till synes ett slutet system läcker luft in i blodflödet under dialysprocessen. Antingen på grund av luft som är kvar inom slangsystemet efter fyllnadsproccduren men det kan även läcka in luft genom skarvar i förbindelsepunk- ter.

För att undvika potentiellt skadliga effekter av luftexponering till blodflödet och vi- dare till kroppen är blodslingan övervakad med hjälp av infraröd och eller ultra- ljudssäkerhetssystein (luftvakt).

Risken knuten till inflöde av stora luftbubblor till blodet har länge varit ett bekym- mer för de som arbetar inom dialysbranschen. Som resultat därav kan luftembolier bli livshotande för patienter som har hemodialys. Detta har lett till att omfattande utvecklingsmöda lagts på detektorer och larmsystem för övervakning såväl som ut- veckling av olika metoder för att luftavskiljning ur systemet. En viktig bakomlig- l0 15 20 25 30 535 054 3 gande bedömning som styrt utvecklingen av dessa system för luftavskiljning och luftdetektion är den konsensus som råder bland forskare gällande ökande risk med ökande bubbelstorlek och läckage av luft per tidsenhet. Mikrobubblor tillskrivs dock ingen betydelse. Generellt anses bubblor under 100 pm kollapsa i blodet och andra små bubblor absorberas. Dessutom anses lungorna fungera som barriär för bubblor med storlek över 20 pm (Polaseliegg, Artif Organs, (2007), 31, 911-912). Detta pa- radigm tillsammans med den praktiska omöjligheten att förhindra mikrobubblor har dikterar dagens industristandard.

Venslangen för blod i dialyssystcmet innehåller normalt en verikammare som möj- liggör att ta bort större luftbubblor från systemet, men de är bara effektiva att ta bort relativt stora bubblor. Som en följd av industrins ställningstagande med avseende på mikrobubblor har dessa system bedömts tillräckliga för klinisk användning. Det finns emellertid betydande vetenskaplig dokumentation för att luftembolier passerar venkammaren utan att ge lann (Jonsson, P., et al., ”Air bubbles pass the security sy- stem of the dialysis device without alamiing”, Artzf Organs, (2007), 31(2): 132-9).

Venkammaren är enbart avsedd att avskilja större luftbubblor.

Omfattande data som insamlats av uppfinnarna under arbetet med denna uppfinning visar att mikrobubblor passerar in i patientens kärl (Forsberg, U., et al., ”Microem- boli, developed during haemodialysis, pass the lung barrier and may cause ischae- mic lesions in organs such as the brain”, Nephrol Dial Transplant, (2010), Epub ahead of print). Studiema visar att hemodialys medför att mängder av embolier (proppar) ökar signifikant i artärer såsom halspulsådem, arteria carotis (ett av de viktigaste blodkärlen som försörjer hjäman).

Vid sidan av ökad risk för lungskador kan därmed arteriella mikroembolier bidraga till ökad tillkomst av hjärnskada och förtida åldrande inklusive sänkta nervbane- funktioner. Denna risk är ökad om man utsätts ofta och länge för detta (Lex. hemo- dialyspatienter). Dessa data indikerar att det finns ett nyupptäckt behov av att redu- 10 15 20 25 30 536 054 4 cera och ta bort även mikrobubblor förutom större luftbubblor.

De befintliga venkamrama innehar i regel en vertikal s.k. droppkammare. Blodet kommer in vid en hög punkt samt flödar ut vid en lâg punkt. Detta ska möjliggöra för stora bubblor, bubblor med en flytkrafi som överstiger flödets dragkraft, att kun- na stiga vertikalt upp mot toppen av venkammaren. I motsatt riktning verkar vätske- flödets kraft. Olika varianter av förekommande venkammare är utformade för t.ex. cirkulära flöden i venkammaren men det finns även kammare med utseende i form av rätblock. WO 2006/030263, till exempel, visar en luflvakt som har en tillförande slang, en blodkammare. Kammaren har ett relativt stort segment för att minska blod- flödet och underlätta för gaser att avlägsna sig från blodet samtidigt som det bildas en gaszon över. Flödet ut avslutas med en uppåtstigandc slang. Som ett resultat av rådande paradigmet är de på marknaden existerande venkamrarna konstruerade för att enbart avlägsna relativt stora luftbubblor men ej mikrobubblor (bubblor med di- ameter under 50-400 um). Generellt utgör många system grova instrument för att avlägsna gas och flertalet till och med gynnar tillkomst av och/eller kontaminering med mikrobubblor genom deras konstruktion. Systemen är ej heller särskilt anpas- sade för icke-Newtonska och relativt viskösa vätskor såsom blod, där avlägsnandet av små virvelbildningar i blod är kritiskt. Nuvarande utformningar förbiser blodets egenskaper vilket ofta resulterar i att det uppstår blodlevrar i områden med låga blodblöden, inklusive filter som finns där lågt flöde föreligger eller luft ansamlats, eller i höm av använd utrustning. Detta medför negativ påverkan av möjligheten att avlägsna luftbubblor men även på dialysen som sådan. Dessutom har befintliga sy- stem i regel mycket komplex utformning med många delar som medför tillverk- ningssvårigheter med ökad risk för luftläekage.

Sammanfattning av uppfinningen Uppfinningens syfte är att överbrygga nämnda nackdelar i behandlingen samt att tillfredställa behoven inom teknikområdet genom att tillhandahålla en enkel, lättill- 10 15 20 25 30 536 054 5 verkad och optimerad anordning för att effektivt separera gasbubblor, både relativt stora bubblor men specifikt mikrobubblor, från ctt flöde innefattande icke-Newtonsk vätska, till exempel vid extrakorporal cirkulation eller infusionsterapi med infart i venöst blod. Därutöver beskriver uppfinningen både användande och metod för att separera gasbubblor från ett flöde innefattande icke-Newtonsk vätska samt utrust- ning som innefattar nämnda anordning.

Mer specifikt beskriver den aktuella uppfinningen en anordning, det vill säga en mikrobubbelreducerare, för att eliminera gasbubblor från ett flöde innefattande icke- Newtonsk vätska. Anordningen är kapabel att eliminera bubblor av diverse olika storlekar, men det faktum att den har kapacitet att avlägsna så kallade mikrobubblor från ett flöde innefattande icke-Newtonsk vätska resulterar i substantiellt förbättrade egenskaper från ett kliniskt perspektiv. Mikrobubbelreduceraren kan vara anordnad så att nämnda flöde passerar maximalt en eller två andra anordningar innan införsel i en patient och för att avlägsna gasbubblor i så hög utsträckning som möjligt. Mikro- bubbelreduceraren innefattar ett inlopp (10) vid en låg punkt, en böjd kanal (4) inne- fattande ett gasutlopp (5) vid en hög punkt, ctt utlopp (6) vid en låg punkt, samt en lumen (21) som löper genom nämnda inlopp (10), genom nämnda böjda kanal (4), genom nämnda gasutlopp (5), samt genom nämnda utlopp (6). Lumen (21) hos mik- robubbelreduceraren uppvisar en ökande tvärsnittsarea när den löper genom inloppet (10) i riktning mot den böjda kanalen (4), och dessutom är lumen (21) av inloppet (10) anordnad med en vinkel mellan -20° och 75° relativt ett horisontalplan.

Uppflnningen uppvisar dessutom en total avsaknad av skarpa vinklar, kanter och så kallade ”dead space” (utrymmen väsentligen utan flödeshastighet). Det faktum att anordningen enbart uppvisar mjuka övergångar mellan olika delar, samt saknar kan- ter/höm, skarpa vinklar och ”dead space”, är kritiskt för att bibehålla ett laminärt flöde och minimera eddy-ströminar, detta för att ytterligare förbättra gravitationspå- verkad bubbelavskiljning och eliminera stillastående delar av vätskan i anordningen och därmed reducera blodlevring (koagulering). 1 enlighet med en utföringsforrn kan 10 15 20 25 30 536 054 6 lumens (21) lopp genom nämnda inlopp (10), genom nämnda böjda kanal (4), ge- nom nämnda gasutlopp (5), samt genom nämnda utlopp (6) beskrivas av åtminstone en kontinuerlig funktion utan singulariteter, det vill säga att lumen (21) inte har någ- ra skarpa kanter, hörn eller någon dödvolym (”dead space”) där flödet blir väsentli- gen stillastående.

Genom utnyttjande av exceptionell gasseparation kan därmed uppfinningen lösa ett fórsummat problem, elimineringen av mikrobubblor, och signifikant reducera de kliniska konsekvensema av detta fórbisedda men icke desto mindre viktiga feno- ITlCIl .

Kort beskrivning av figurerna Figur 1. Exempel på en schematisk illustration av en utfóringsforrn av den aktuella uppfinningen, som visar på ett inlopp (10) med kontinuerligt ökande tvärsnittsarea.

Figur 2. Exempel på en schematisk illustration av en utfóringsform av den aktuella uppfinningen som visar ett inlopp (10) och tre segment (1, 2, 3) med konstant men olika tvärsnittsarea.

Figur 3. Exempel på en schematisk illustration av en utfóringsforrn av den aktuella uppfinningen, som visar ett inlopp (10) med två initiala segment (1,2) arrangerade horisontellt och ett tredje segment (3) placerat på ett med stigning lutande sätt.

Figur 4. Exempel på en schematisk illustration av en utföringsforrn av den aktuella uppfinningen, som visar ett inlopp (10) med tre med stigning lutande segment med olika tvärsnittsarea och med varierande stigande lutning (1, 2, 3). Dessutom visar figuren tillfórselkanal (30) med en lumen (41) som valfritt kan tilläggas anordning- CH. 10 15 20 25 30 535 054 7 Figur 5. Exempel på en schematisk illustration av en utföringsfonn av den aktuella uppfinningen, där anordningen är arrangerad med komponenter som vanligen an- vänds inom dialys.

Figur 6. Jämförande diagram av mikrobubblor/minut relativt olika flödeshastigheter för på marknaden existerande anordning A och en prototyp av uppfinningen.

Figur 7. Jämförande diagram av mikrobubblor/minut relativt olika flödeshastigheter för på marknaden existerande anordning B och en prototyp av uppfinningen.

Figur 8. Figuren visar hur längden hos tillförselkanalen (30) påverkar avlägsnandet av mikrobubblor. En längre tilltörselkanal (30) förbättrar bubbelseparationen.

Figur 9. Figuren visar hur vinkeln hos inloppet (10) påverkar avlägsnandet av mik- robubblor. En vinkel hos lumen (21) av inloppet (10) kring ungefär 45° resulterar i optimal bubbelseparation.

Figur 10. Definition av vinkelintervallet som används för att definiera föreliggande uppfinning. Pilarna anger flödesriktningen.

Figur 11. Figuren visar hur antalet bubblor minskar med ökande längd på lumen (21) av inloppet (10). Längden som anges på x-axeln avser längden från Iumens (21) början till dess att flödet vänder nedåt relativt ett horisontalplan, mätt utmed lumens (21) undre kant.

Detaljerad beskrivning av uppfinningen Den aktuella uppfinningen innefattar en anordning, t.ex. en venkaminare, för att eliminera, avlägsna och/eller signifikant minska mängden gasbubblor, av storlek ned mot 2,5 pm, från ett flöde innefattande icke-Newtonsk vätska, ett förfarande för att 10 15 20 25 30 536 054 8 avlägsna gasbubblor från ett flöde innefattande icke-Newtonsk vätska, en dialysap- paratur anordnad med uppfinningen samt användandet av nämnda anordning vid av- lägsnande av gasbubblor från flöden innefattande icke-Newtonska vätskor, speciellt i samband med hemodialysapplikationer.

De begrepp och termer som används i föreliggande ansökan skall huvudsakligen tolkas i enlighet med deras inom respektive teknikområde vedertagna betydelse.

Emellertid kommer vissa begrepp och termer att definieras närmare nedan för att underlätta och tydliggöra vissa aspekter av föreliggande uppfinning.

Termen ”lumen” skall inses innefatta en hålighet med en viss utsträckning och/eller en kanal. Begreppet ”kontinuerlig funktion” skall förstås i enlighet med vedertagna definitioner, det vill säga som en sammanhängande funktion som är sammanhäng- ande/kontinuerlig i alla punkter i ctt godtyckligt intervall. Termen ”singularitet” el- ler ”singulär punkt” skall förstås som en punkt där en för övrigt analytisk funktion ej är definierad och/eller en punkt där en funktion inte är deriverbar. Begreppen ”sin- gularitet” eller ”singulär punkt” skall förstås i detta sammanhang som beskrivandes höm, skarpa kanter, och/eller dödvolymer, det vill säga en lumen som kan beskrivas av en kontinuerlig funktion utan singulariteter har väsentligen endast jämna och/eller släta ytor och uppvisar en väsentligen total avsaknad av hörn, skarpa kan- ter, och/eller dödvolymer. ”lcke-Newtonsk vätska” skall inses relatera till en vätska vars viskositet förändras med förändringar i hastighetsgradienten i vätskan (eng. shear rate) som beror av bl.a. flödeshastigheten, exempelvis blod, blodplasma och blodersättningsvätskor. Begreppet ”mellan -20° och 75° relativt ett horisontalplan” skall inses relatera till hela intervallet mellan -20° och 75°, inklusive O° (Figur 10).

När nämnda begrepp ”mellan -20° och 75° relativt ett horisontalplan” används i samband med vinkeln hos inloppet (10) eller hos tillförselkanalen (30) hos nämnda anordning skall det förstås som att dessa delar av anordningcn kan vara anordnade med en lutning S 0°, en lutning 2 0° samt helt horisontellt, det vill säga med en vin- kel väsentligen = 0°. F ackinannen inser givetvis omedelbart att ett vinkelintervall av l0 15 20 25 30 536 054 9 -20° och 75° inkluderar också en vinkel av 0°, det vill säga att horisontellt anord- nande av inloppet (10) och/eller tillförselkanalen (30) också innefattas av definitio- nen. Begreppet ”flödet passerar maximalt en eller två andra anordningar innan in- förse] i en patient” är klart och tydligt för fackmannen och skall inses innefatta att maximalt en eller två andra typer av medicintekniska anordningar (exempelvis en såkerhetsanordning eller ett filter), är placerade mellan anordningen i enlighet med föreliggande uppfinning och en patient som skall emotta flödet av icke-Newtonsk vätska från vilket gasbubblor har avlägsnats medelst mikrobubbelreduceraren.

Som vidare kan förstås från beskrivningen och exemplen så relaterar termen ”böjd kanal” till ett rörformigt föremål eller slang som har en böjd form, företrädesvis formen av ett omvänt U med den böjda punkten högst upp; termema ”luft”, ”gas”, ”gasbubblor” och ”bubblor” beskriver oönskade gasformiga komponenter som före- kommer i ett vätske- och/eller blodflöde, termen ”horisontalplan” refererar till något plan som anses parallellt med jordytan. Termen ”låg punkt” refererar till den lägre delen av anordningen, under den höga punkten och substantiellt lägre än den översta delen av den böjda kanalen, emedan termen ”hög punkt” beskriver den högsta delen av kanalen i anordningen, inklusive över eller intill den böjda kanalen. Flödesrikt- ningen kan användas för att ange om en lutning är stigande eller fallande.

En forsta aspekt av föreliggande uppfinning gäller en anordning, det vill säga en mikrobubbelreducerare, för att eliminera gasbubblor från ett flöde innefattande icke- Newtonsk vätska. Anordningen är kapabel att eliminera bubblor av diverse olika storlekar, men det faktum att den har kapacitet att avlägsna så kallade mikrobubblor från ett flöde innefattande icke-Newtonsk vätska resulterar i substantiellt förbättrade egenskaper från ett kliniskt perspektiv. Mikrobubbelreduceraren kan vara anordnad så att nämnda flöde passerar maximalt en eller två andra anordningar innan införsel i en patient, i syfte att avlägsna gasbubblor i så hög utsträckning som möjligt. Mikro- bubbelreduceraren innefattar ett inlopp ( 10) vid en låg punkt, en böjd kanal (4) inne- fattande ett gasutlopp (5) vid en hög punkt, ett utlopp (6) vid en låg punkt, samt en 10 15 20 25 30 536 054 10 lumen (21) som löper genom nämnda inlopp (10), genom nämnda böjda kanal (4), genom nämnda gasutlopp (5), samt genom nämnda utlopp (6). Lumen (21) hos mik- robubbelreduceraren uppvisar en ökande tvärsnittsarea när den löper genom inloppet (10) i riktning mot den böjda kanalen (4), och dessutom är lumen (21) av inloppet (10) anordnad med en vinkel mellan -20° och 75° relativt ett horisontalplan, vilket givetvis innefattar att inloppet också kan vara horisontellt arrangerat.

Den ökande tvärsnittsarean längs med inloppet (10) mot den böjda kanalen (4) re- sulterar i en minskad flödeshastighet hos vätskan, vilket underlättar uppstigning och därmed separation/avlägsnande av gasbubblor från vätskan. Den gas som separeras kan ventileras ut vid högsta punkten av den böjda kanalen (4) genom ett gasutlopp (5), innan den icke-Nevvtonska vätskan färdas genom utloppet (6) vidare i den venösa riktningen.

Den icke-Newtonska vätskan leds in i systemet genom ett inlopp (10). Inloppet (10) är orienterat med en vinkel mellan -20° och 70° relativt horisontalplanet, det vill säga inklusive 0° grader (inloppet kan alltså vara horisontellt arrangerat), i syfte att få gasbubbloma att distribueras längs den övre delen av flödet. För bubblor med li- ten diameter är detta lättast att åstadkomma genom hög skjuvspänning då viskosite- ten på blodet minskar. Inloppet (10) i föreliggande uppfinningen har en ökande tvär- snittsarea i den venösa riktningen, d.v.s. längs flödesriktningen, vilket resulterar i minskad flödeshastighet, dekompression av vätskan och, vid översaturering, ytterli- gare separation av gaserna i vätskan. Längden av inloppet (10) kan modifieras för att påverka separationen av gasbubblor, d.v.s. längre inlopp underlättar för bubblor att stiga till övre delen av flödet (vid högre flöden). Eñer att ha passerat inloppet kommer blodet fram till den böjda kanalen, varvid gasbubbloma avlägsnas via gas- utloppet, placerat vid den höga punkten av den böjda kanalen. Den övre delen av anordningen, d.v.s. den böjda kanalen, tillåter bubblor att samlas och sammanfogas till större bubblor, vilka kan tas bort via gasutloppet. Det nämnda gasutloppet kan tillverkas på ett antal olika sätt av fackmannen inom området. Därefter återförs blo- 10 15 20 25 30 536 054 ll det, väsentligen utan skadliga gasbubblor, till patienten via anordningens utlopp.

Sammantaget separerar således anordningen, som ett resultat av dess fysiska ut- formning, både relativt stora bubblor och mikrobubblor, vilket reducerar risken för att skadliga händelser uppstår under ersättningsbehandling för njursvikt, plasmafe- res/aferes, hemoperfusion, plasmafiltration eller liknande behandlingar (d.v.s. extra- korporal blod- eller vätskehantering) samt infusionsterapi inräknat.

Den stigande lutningen och den ökande tvärsnittsarean på inloppet (10) resulterar i ökad lyftkraft för bubbloma och frånvaron av kanter och skarpa vinklar resulterar i ett laminärt flöde utan stömingar. Resultanten på kraften, mellan blodflödet och lyftkrañen av bubbloma, är ständigt riktad uppåt, förutom efter den böjda kanalen, vilket resulterar i distinkta fördelar mot andra anordningar som används inom detta område/disciplin.

Mängder av parametrar påverkar ett flöde innefattande icke-Newtonsk vätska, till exempel ett blodflöde, vilket gör att exempelvis dialysprocesser är väldigt komplexa och svårkontrollerade. En liten tvärsnittsarea resulterar i en högre flödeshastighet och därmed högre hastighetsgradient (shear rate), vilket, för blod, innebär lägre vis- kositet. Dessutom avlägsnas ofta vatten under dialysen, av varierande hastighet, från blodet. Detta får till följd att blodet som återgår till patienten genom den venösa de- len av slangen har varierande men generellt onormalt hög blodkroppskoncentration, som in sin tur leder till onormalt hög viskositet. Därutöver så varierar flödeshastig- heten på blodflödet mycket, beroende pâ en mängd faktorer som till exempel ordine- rad behandling och tillgången till bra blodkärl, vilket ytterligare ökar komplexiteten av dialysprocessen. Följaktligen är det av yttersta vikt att optimera arrangemanget och karakteristiken av dialysslangama för att effektivisera avlägsnandet av luft samt minimera koagelbildning i vätska av varierande viskositet.

Uppfinningen uppvisar dessutom en total avsaknad av skarpa vinklar, kanter och så kallade ”dead space” (utrymmen väsentligen utan flödeshastighet). Det faktum att 10 l5 20 25 30 536 054 12 anordningen enbart uppvisar mjuka övergångar mellan olika delar, samt saknar kan- ter/hörn, skarpa vinklar och ”dead space”, är kritiskt för att bibehålla ett laminärt flöde och minimera eddy-strömmar, detta för att ytterligare förbättra gravitationspå- verkad bubbelavskiljning och eliminera stillastående delar av vätskan i anordningen och därmed reducera blodlevring (koagulering). I enlighet med en utföringsforrn kan lumens (21) lopp genom nämnda inlopp (10), genom nämnda böjda kanal (4), ge- nom nämnda gasutlopp (5), samt genom nämnda utlopp (6) beskrivas av åtminstone en kontinuerlig funktion utan singulariteter, det vill säga att lumen (2 l) inte har någ- ra skarpa kanter, höm eller någon dödvolym (”dead space”) där flödet blir väsentli- gen stillastående, samt att lumen (21) hela tiden kan beskrivas av en sammanhäng- ande funktion.

Det faktum att anordningen är helt fri från skarpa vinklar och/eller kanter medför en signifikant fördel i termer av reducerad oordning och reducerat antal eddy- fonnationer samt frånvaro av ”dead space” och reduktion av långsamt flödande blod, vilket både ökar separationen av bubblor av alla storlekar, inklusive mikro- bubblor, samt motverkar risken för koagulation, vilket är ett problem som kan iden- tifieras i ett antal andra anordningar för gasseparation. Vidare resulterar kombina- tionen av ovan nämnda funktioner i ett laminärt blodflöde, optimerat för eliminering av gasbubblor.

För att minimera mängden blod utanför kroppen vid en godtycklig tidpunkt under behandling så bör nämnda anordning ha så liten fyllnadsvolym som möjligt. Effek- tivt avlägsnande av skadlig luft från systemet är av avgörande betydelse. Därför är de optimerade fysikaliska egenskaperna i enlighet med den aktuella uppfinningen av högsta vikt.

I ett utförande av uppfinningen har den böjda kanalen formen av ett omvänt U. U- kammaren är orienterad med en mjuk övergång för att ytterligare främja ett laminärt flöde utan oordning i flödet. Slangkomponenten, det vill säga lumen (21), i förelig- 10 15 20 25 30 535 054 13 gande uppfinning kan företrädesvis ha ett cirkulärt tvärsnitt, men andra geometriska former utan skarpa vinklar och kanter, t.ex. ovala, är också inom ramen för förelig- gande uppfinning. Till exempel skulle en oval version av slangen (d.v.s. en slang/lumen med två olika radier) i den aktuella uppfinningen ge upphov till högre hastighetsgradient (shear rate) som är en fördelaktig egenskap vid vissa koncentra- tioner av blod. Därvid är den vertikala radien större än den horisontella radien. Detta medför ökad shear rate, vilket kan vara en önskvärd effekt vid vissa blodkoncentra- tioner. Dessutom kan, i enlighet med den aktuella uppfinningen, slangen/lumen uppvisa olika tvärsnitt under inloppet (10), exempelvis kan den inledande formen vara oval emedan den avslutande delen av slangen är cirkulär eller vice versa. Vida- re så kan, inom ramen fór uppfinningen, de olika segmenten uppvisa skilda tvär- snittsformer och former tillsammans med kontinuerliga och mjuka övergångar.

Enligt en ytterligare utforingsforin kan lumen (21) av inloppet (10) hos föreliggande uppfinning ha en längd av minst 2 cm, av minst 3 centimeter, av minst 4 cm, av minst 5 cm, av minst 10 cm, av minst 15 cm, av minst 20 cm, av minst 25 cm, av minst 30 cm, av minst 35 cm, av minst 40 cm, av minst 45 cm, av minst 50 cm, av minst 55 cm, av minst 60 cm, eller av minst l m. Figur ll visar hur bubbelavlägs- nandet förbättras med längden av inloppets (10) lumen (21), det vill säga att ju läng- re lumen (21) är desto mer effektivt är bubbelavlägsnandet.

Enligt en ytterligare utfóringsfonn kan mikrobubbelreduceraren vidare innefatta en tillfórselkanal (30) innefattande en lumen (41), varvid nämnda tillforselkanal (30) är anordnad så att nämnda lumen (41) övergår i inloppets (10) lumen (21) (Figur 4).

Nämnda tillforselkanal (30) kan ha en längd av minst 1 cm, av minst 2 cm, av minst 3 centimeter, av minst 4 cin, av minst 5 cin, av minst 10 cm, av minst 15 cm, av minst 20 cm, av minst 25 cin, av minst 30 cm, av minst 35 cm, av ininst 40 cm, av minst 45 cm, av minst 50 cm, av minst 55 cm, av minst 60 cm, eller av minst l in.

Figur 8 illustrerar tydligt hur tillfórselkanalens (30) längd bidrar till att optimera av- lägsnande av bubblor av olika storlekar. 10 15 20 25 30 536 054 14 Vidare kan, i ytterligare en utföringsform i enlighet med föreliggande uppfinning, tillförselkanalen (30) vara anordnad med en vinkel mellan -20° och 70° relativt hori- sontalplanet, det vill säga inklusive 0° grader (tillförselkanalen (30) kan alltså vara horisontellt arrangerad), i syfte att få gasbubblorna att distribueras längs den övre delen av flödet.

I ytterligare en utíöringsform kan avståndet från inloppets (10) början till lumen (21) av den böjda kanalens (4) högsta punkt vara minst 3 cm, minst 4 cm, minst 5 cm, minst 10 cm, minst 15 cm, minst 20 cm, minst 25 cm, minst 30 cm, minst 35 cm, minst 40 cm, minst 45 cm, minst 50 cm, minst 55 cm, minst 60 cm, eller minst 1 m. Avståndet från inloppets (10) början till den böjda kanalens (4) högsta punkt skall förstås som avståndet från en central punkt i ett tvärsnitt av lumen (21) vid in- loppets (10) början till den högsta punkten av lumen (21) i den böjda kanalen (4).

I enlighet med en ytterligare utföringsform av uppfinningen så kan lumen (21) av inloppets (10) vinkel relativt horisontalplanct variera från 0° till 75°, det vill säga från ett horisontellt arrangemang till 75°, företrädesvis mellan 35° och 55°, och mest föredraget 45° relativt horisontalplanct, för att undvika att bubblor fastnar och istäl- let hjälpa bubblomas uppåtriktade rörelse inuti anordningen (d.v.s. gynna separation av bubblor ur vätskan samt undvika att bubblor som separerats blandas upp i väts- kan igen). Figur 9 visar separation av bubblor av olika storlekar vid olika vinklar på inloppet (10) och nämnda figur indikerar tydligt att ett inlopp (10) anordnat vid un- gefär 45° optimerar bubbelavlägsnandet.

Inloppet (10) kan uppvisa en ökande tvärsnittsarea mot den böjda kanalen, antingen ordnat på så sätt att ökningen sker i segment eller genom en kontinuerlig ökning.

Den ovan nämnda ökningen av tvärsnittsarea resulterar i minskad ílödeshastighet, men minskar även trycket i vätskan vilket tillåter även mindre bubblor att expandera och därmed få större lyftkraft, vilket förstärker separationseffekten. 10 15 20 25 30 538 05-11 15 Enligt ett annat utförande av uppfinningen så är lumen (21) av inloppet (10) uppde- lad på minst två segment, varav var och ett av segmenten har en lutning på -20° och 70° relativt horisontalplanet, inklusive 0° grader (det vill säga att lumen (21) hos in- loppet (10) också kan vara horisontellt arrangerat), för att optimera bubbelavskilj- ningen.

Figur l representerar ett utförande av den aktuella uppfinningen med kontinuerligt ökande tvärsnittsarea på lumen (21) av inloppet (10), där icke-Nevvtonsk vätska, ex- empelvis blod, går in i anordningen genom segment (1) och fortsätter vidare genom segment (2) och (3). Ökningen av arean och lutningen av inloppet relativt horison- talplanet underlättar separation av bubblor av alla storlekar. Blodet leds sedan vidare mot den böjda kanalen (4), där gasbubblor tas bort genom ett gasutlopp (5), innan blodet återförs till patienten genom utloppet (6). Delama i Figur 1 har självklart primärt ett illustrativt syfie och skall inte på något sätt betraktas som begränsningar av anordningen. Vidare så kan, som en variant på uppfinningen, inloppets (10) form beskrivas, istället för linjärt stigande, som en exponentiell eller logaritmisk funktion eller någon annan fomi med vederbörliga ändringar. Ett inlopp (10) som uppvisar ökande tvärsnittsarea men inom en vinkelsektor har naturliga fördelar med tanke på tillverkning och anpassning till olika dialyssystem..

Figur 2 representerar ett annat utförande av uppfinningen, där inloppet (10) är upp- delat i tre segment med olika men intrasegmentalt konstant tvärsnittsarea, d.v.s. att tvärsnittsarea av segment (1) är mindre än tvärsnittsarean av segment (2) som i sin tur är mindre än tvärsnittsarean av segment 3. På så sätt kan blodflödet, som kom- mer in i anordningen genom segment (l ), fortsätter genom segment (2) och slutligen genom segment (3), få en åtföljande minskning av flödeshastigheten för optimerad separation av bubblor innan det flödar in i den böjda kanalen (4), där gas tas bort genom gasutloppet (5), och blodet slutligen returneras till patienten genom utloppet (6)- 10 15 20 25 30 535 D54 16 1 utföringsformen representerad av Figur 3 så är segment (l) och segment (2) av in- loppet (10) orienterat horisontellt, d.v.s. med en vinkel på 0° relativt horisontalpla- net, vilka har i princip konstant intrasegmental tvärsnittsarea, där segment (2) har större tvärsnittsarea än segment (1), för att åstadkomma effektiv bubbelseparation.

Efter att ha lämnat segment (2) så stiger flödet ungefär 45° genom segment (3) och når därefter den böjda kanalen (4). I det aktuella utförandet av uppfinningen har den böjda kanalen (4) en form som nära efterliknar formen av ett omvänt U, med gasut- lopp (5) placerat på den högsta punkten av den nämnda U-formen. Till slut lämnar blodet anordningen genom utloppet (6), vilket i princip är vinkelrätt placerat relativt horisontalplanet, och fortsätter i den venösa riktningen.

Enligt ännu ett utförande av den aktuella uppfinningen, representerat av figur 4, så har segment (1) av inloppet (10) en mindre lutning relativt horisontalplanet jämfört med de andra segmenten i inloppet. Segment (1) har dessutom mindre tvärsnittsarea än de andra segmenten, för att optimera separationen av gas. Därutöver har segment ( 1) en konstant tvärsnittsarea, segment (2) har en brantare lutning än segment (1) men även en kontinuerligt ökande tvärsnittsarea. Blodet flödar därefter vidare ge- nom segment 3 och därefter genom den böjda kanalen (4). Gas tas bort vid gasut- loppet (5) innan blodet lämnar anordningen vid utloppet (6).

I en utföringsform, betecknad som figur 5, anordnas utföringsforrnen i figur 3 till- sammans med komponenter som vanligen används i dialyssammanhang. Anord- ningen är ordnad tillsammans med hållaren (8) för dialysmaskinen, en venklämma (9) samt en primingdetektor och/eller bubbeldetektor (6). Vidare så är anordningen utrustad med ytterligare hållare (l 1) och (12) för att öka säkerheten hos anordning- En.

All ovan nämnda exemplifierade utföringsíbriner i enlighet med föreliggande upp- linning medger enkel justering av anordningen, för att möjliggöra användning till- 10 15 20 25 30 536 054 17 sammans med olika typer av dialysmaskiner och apparater, utan att maskinema och apparatema ska behöva anpassas cllcr modifieras.

Man kan valfritt individuellt tillverka de segmenterade inloppen av vissa utföranden av anordningen, för att möjliggöra individuell modifiering och ersättning av ett spe- cifikt segment. Emellertid kan, i enlighet med en annan utföringsform, ett segmente- rat inlopp av anordningen tillverkas i ett stycke, för att förenkla tillverkningen.

I en ytterligare utföringsform kan lumen (21) hos mikrobubbelreduceraren ha en tvärsnittsarea på mellan lmmz och 800mm2.

Vidare enligt uppfinningen så kan första segmentet av luinen (21) av inloppet (10) ha en tvärsnittsarea på mellan lmmz och 30 mmz, företrädesvis cirka l6mm2. Det andra segmentet kan uppvisa en tvärsnittsarea på mellan lmmz och 210mm2, före- trädesvis cirka 15Omm2. Det tredje segmentet kan ha en tvärsnittsarea på mellan lmmz och 275mm2, företrädesvis cirka 200mm2. Syftet med de olika segmenten är att optimera bubbelseparation med avseende på skjuvstress, avsedda blodflöden, och blodkoncentrationer. Detta är kritiskt för separation av mikrobubblor.

Enligt en annan utföringsform hos föreliggande uppfinning så är lumen (21) av ut- loppet (6) placerat vinkelrätt mot horisontalplanet, helst med en avvikelse på mindre än 80° i någon riktning men ännu mer fördelaktigt med en vinkel på mindre än 45° och allra hclst med en avvikelse på mindre än 20° i någon riktning. Den föredragna placeringen av utloppet måste vara anpassad för att både underlätta vid användning- en av anordningen men även för att passa kopplingar mot diverse dialysmaskiner.

I enlighet med ytterligare en utföringsform av föreliggande uppfinning är anord- ningen, det vill säga lumen (21) och eventuellt lumen (41) av mikrobubbelreducera- ren, i princip helt fylld med icke-Newtonsk vätska under användning, detta för att optimera avlägsnandet av luft från flödet. I kontrast till andra anordningars använd- 10 15 20 25 30 535 054 18 ningsprocedurer inom området, så behöver den aktuella anordningen inte en luftzon för att fungera, vilket resulterar i förenklat handhavande och ökad effektivitet vid gasavlägsnandet. Användaren av utrustningen förväntas fylla anordningen helt till toppen, där vätskenivån är kontrollerad antingen manuellt eller med en detektor, för att optimera reduktionen av bubblor samt minimera blodets kontakt med luft för att förhindra koagulering.

Enligt ännu en utfóringsfomi hos föreliggande uppfinning är mikrobubbelreducera- ren konstruerad med minst ett filter. Filtret kan placeras vart som helst i anordning- en, men helst vid eller nära utloppet, för att ta bort eventuella blodlevrar. Vidare, en- ligt uppfinningen, så är mikrobubbelreduceraren arrangerad tillsammans med minst en nivâdetektor, vald ur gruppen innefattande inter alia en optisk detektor, ultra- ljudsdetektor och en konduktansdetektor, eller en bubbeldetektor på utloppsslangen från anordningen.

En ytterligare utföringsforrn av föreliggande uppfinning visar att den böjda kanalen eller gasutloppet hos anordningen är anordnade för att möjliggöra manuell avläsning av flödesnivån eller med hjälp av en kontrollanordning. Detta för att underlätta op- timerad flödesdetektion, vilket vidare förbättrar handhavandet och säkerheten hos uppfinningen.

I enlighet med ytterligare en utföringsforrn kan den böjda kanalen (4) eller gasut- loppet (5) vara anordnat så att avläsning av vätskenivån kan göras antingen manuellt eller med hjälp av en kontrollapparat.

I ytterligare en utföringsforrn kan den icke-Newtonska vätskan vara vald från en grupp som består av blod, blodplasma, blodersättningsvätskor, plasmaproteiner, plasmasubstitut, blodsubstitut, lösningar av albumin och/eller övriga plasmaprotei- ner, gelatinpreparat och hemoglobin crosfumaril, samt även relativt högviskösa vätskor så som dextranlösningar och hydroxietylstärkelse. 10 15 20 25 30 535 054 19 I enlighet med en annan utföringsform finns en extra vägg placerad i lumen (21, 41) av anordningen, för att ytterligare öka skjuvspänningen vid vissa flöden och beting- elser när så är önskvärt. Dessutom kan inkluderandet av en vägg ytterligare minska viskositeten av blodet, vilket är en önskad effekt vid t.ex. låga flödeshastigheter.

En aspekt av föreliggande uppfinning relaterar till ett förfarande för att avlägsna gasbubblor från ett flöde av icke-Newtonsk vätska. Förfarandet innefattar att ansluta mikrobubbelreduceraren till en vätskekälla, transportera vätskan genom lumen (21), och altemativt också lumen (41) hos mikrobubbelreduceraren, separera gas ur flö- det, avlägsna separerad gas genom gasutloppet (5) och slutligen transportera den icke-Newtonska vätskan genom utloppet (6), till en patient. Dessutom, i en utfö- ringsform, kan gasutloppet (5) användas för att bibehålla en hög vätskenivâ i övre delen av den böjda kanalen.

En annan aspekt av föreliggande uppfinning är en apparat som innefattar mikrobub- belreduceraren kopplad till en dialysmaskin, syfte att avlägsna gasbubblor som kan medföra kliniskt relevanta problem för patienten som genomgår dialysbehandlingen.

Ytterligare aspekter av uppfinningen relaterar till användandet av anordningen för dialys eller liknande behandlingar som anses lämpliga av en fackman inom området, och mer specifikt, i enlighet med en utföringsforrn av föreliggande uppfinning, för hemodialys, för plasmabyte, för infusion av blod och andra icke-Newtonska vätskor, samt i en hjärt-lungmaskin.

Exempel Material och metod En prototyp som utvecklats baserat på den aktuella uppfinningen jämfördes med andra ledande produkter på marknaden, konkurrerande anordningar A och B. En standardiserad bubbelgenerator användes för att skapa bubblor av varierande stor- l0 15 20 536 054 20 lek, inklusive mikrobubblor, i en lösning som ofta används som blodsubstitut i dia- lyssammanhang. Den använda lösningen innehåller dextran och albumin och har samma viskositet som normalt blod.

Lösningen recirkulerades från en lösningsfylld behållare, där bubblor skapades av bubbelgeneratorn, till dialyssystemets inloppsslang för antingen de konkurrerande anordningama A och B eller prototypen av föreliggande uppfinning. Bubbloma som var närvarande nedströms av venkammaren detekterades av en ultraljudssensor av fabrikat Hatteland Instrument (Royken, Norge). Mätningama gjordes altemerande mellan systemen för de olika blodflödena för att reducera risken för ojämn bubbel- fördelning mellan mätningarna.

Minst tio mätningar gjordes för varje system och vid varje flödeshastighet (200, 300, 400, 500 och 600 ml/min) och jämfördes statistiskt med icke parametriskt parat Wilcoxon test.

Resultat Följande data samlades baserat på användande av ett dialyssystem ungefarligen ut- format i enlighet med figur 3. Divergensen mellan två jämförande test härstammar från variationer i exponeringen av mikrobubblor per minut mellan de olika flödes- inätningama.

Tabell l. Jämförelse mellan prototypen baserad på föreliggande uppfinning och an- ordning A.

Flödeshastighet Prototyp Anordning A % ökning P= (ml/min) (bubblor/min) (bubblor/min) 200 20,3 l l8 581 0,005 300 30,8 223 724 0,005 400 8,80 31,6 359 0,011 450 2,90 10 536 054 21 500 6,70 121 1810 0,005 600 28,4 71,0 386 Tabell 2. Jämförelse mellan prototypen baserad på den aktuella uppfinningen och anordning B.

Flödeshastighet Prototyp Anordning B % ökning P= (ml/min) (bubblor/min) (bubblor/min) 200 0,167 0,583 350 0,059 300 1,73 18,5 1070 0,005 400 7,10 37,3 525 0,005 S00 50,8 3 50 688 0,005 600 402 1 170 290 0,005 Som man kan se från tabell 1 och tabell 2 samt figur 6 och figur 7, så reducerade prototypen av den aktuella uppfinningen mängden mikrobubblor signifikant jämfört med ledande produkter på marknaden idag. Ovanstående resultat påvisar den avse- värda fördelen i termer av bubbeleliminering och indikerar således reducerade kli- niska konsekvenser vid användandet av föreliggande uppfinning.

Claims (9)

1. 536 054 2.7. Patentkrav l. Mikrobubbelreducerare för att avlägsna gasbubblor från ett flöde innefattande icke-Nevvtonsk vätska, varvid mikrobubbelreduceraren innefattar ett inlopp (10) vid en låg punkt, en böjd kanal (4) innefattande ett gasutlopp (5) vid en hög punkt, ett utlopp (6) vid en låg punkt, samt en lumen (21) som löper genom nämnda inlopp (10), genom nämnda böjda kanal (4), genom nämnda gasutlopp (5), samt genom nämnda utlopp (6), varvid nämnda mikrobubbelreducerare kännetecknas av att nämnda lumen (21) har en ökande tvärsnittsarea när den löper genom inloppet (10) i riktning mot den böjda kanalen (4), och att lumen (21) av inloppet (10) är anordnad med en vinkel mellan -20° och 75° relativt ett horisontalplan, varvid nämnda lumen (21) av nämnda inlopp (l0) har en längd om minst 2 cm.

2. Mikrobubbelreducerare enligt krav 1, varvid lumens (21) lopp genom nämnda inlopp (10), genom nämnda böjda kanal (4), genom nämnda gasutlopp (5), samt genom nämnda utlopp (6) kan beskrivas av åtminstone en kontinuerlig funktion utan singulariteter.

3. Mikrobubbelreducerare enligt något av kraven 1 eller 2 varvid den böjda kanalen (4) har formen av ett väsentligen upp- och nervänt U.

4. Mikrobubbelreducerare enligt något av kraven l-3, vidare innefattande en tillfórselkanal (30) innefattande en lumen (41), varvid nämnda tillfórselkanal (30) är anordnad så att nämnda lumen (41) övergår i inloppets (10) lumen (21), varvid nämnda tillförselkanal (30) har en längd om minst l centimeter.

5. Mikrobubbelreducerare enligt krav 4, varvid nämnda tillforselkanal (30) är anordnad med en vinkel mellan -20° och 75° relativt ett horisontalplan.

6. Mikrobubbelreducerare enligt något av kraven 1-5 varvid avståndet från inloppets (10) början till lumen (21) av den böjda kanalens (4) högsta punkt är minst 3 cm.

7. Mikrobubbelreducerare enligt något av kraven 1-6 varvid lumen (21) av inloppet (10) är horisontellt anordnad och/eller är anordnad med en vinkel mellan O° och 75° relativt ett horisontalplan, företrädesvis anordnad med en 536 054 2,3 vinkel mellan 35° och 55° relativt ett horisontalplan och mest föredraget anordnad med en vinkel av 45° relativt ett horisontalplan.

8. Mikrobubbelreducerare enligt något av kraven 1-7 varvid lumen (21) av inloppet (10) är uppdelad i minst två segment, varvid var och ett av segmenten är anordnat med en vinkel mellan -20° och 75° relativt ett horisontalplan.

9. Mikrobubbelreducerare enligt något av kraven l-8 varvid nämnda lumen (21) av nämnda inlopp (10), nämnda böjda kanal (4), nämnda gasutlopp (5) och/eller nämnda utlopp (6) har en tvärsnittsarea på mellan ungefär lmmz och ungefär soommz. lüMikrobubbelreducerare enligt något av kraven 8-9 varvid lumen (21) av ett första segment (1) av nämnda inlopp (10) har en tvärsnittsarea på mellan ungefär lmmz och ungefär 30mm2, företrädesvis ungefär l6mm2. 1l.Mikrobubbelreducerare enligt något av kraven 8-10 varvid lumen (21) av ett andra segment (2) av nämnda inlopp ( 10) har en tvärsnittsarea på mellan ungefär lmmz och ungefär 2l0mm2, företrädesvis ungefär 150mm2. l2.Mikrobubbelreducerare enligt något av kraven 8-ll varvid lumen (21) av ett tredje segment (3) av inloppet (10) har en tvärsnittsarea på mellan ungefär lmmz och ungefär 275mm2, företrädesvis en tvärsnittsarea på ungefär 200mm2. 13.Mikrobubbelreducerare enligt något av kraven l-12 varvid lumen (21) av utloppet (6) är anordnad vinkelrätt mot horisontalplanet. l4.Mikrobubbelreducerare enligt något av kraven l-l3 varvid nämnda mikrobubbelreducerare är väsentligen fylld med icke-Newtonsk vätska under drift. l5.Mikrobubbelreducerare enligt något av kraven 1-14, varvid mikrobubbelreduceraren är anordnad med minst ett filter. 16.Mikrobubbelreducerare enligt något av kraven 1-15, varvid mikrobubbelreduceraren är anordnad med minst en nivådetektor vald från en grupp som består av en optisk detektor, en ultraljudsdetektor och en konduktansdetektor, alternativt en bubbeldetektor placerad på utloppet (6). 536 054 ZH 17 .Mikrobubbelreducerare enligt något av kraven 1-16, varvid den böjda kanalen (4) eller gasutloppet (5) är anordnade så att avläsning av vätskenivån kan göras antingen manuellt eller med hjälp av en kontrollapparat. 18. Mikrobubbelreducerare enligt något av kraven 1-17, varvid den icke- Newtonska vätskan är vald från en grupp som består av blod, blodplasma och blodersättningsvätskor. 19. Förfarande för att avlägsna gasbubblor ur ett flöde innefattande icke-Newtonsk vätska, innefattande följande steg av att man: (i) ansluter mikrobubbelreduceraren enligt något av kraven l-18 till en källa innefattande icke-Newtonsk vätska; (ii) transporterar vätskan genom nämnda mikrobubbelreducerare; (iii) separerar gasbubblor från den icke-Newtonska vätskan; (iv) avlägsnar de separerade gasbubbloma genom gasutloppet (5); och (v) transporterar ut den icke-Newtonska vätskan genom utloppet (6). 20. Apparat innefattande mikrobubbelreduceraren enligt krav I-18, varvid mikrobubbelreduceraren är ansluten till en dialysmaskin. 21.Användning av mikrobubbelreduceraren enligt något av kraven 1-18, för dialys eller liknande behandling. 22. Användning av mikrobubbelreduceraren enligt något av kraven 1-18 för hemodialys, för plasmabyte, fór infusion av blod och andra icke-Newtonska vätskor, samt i en hjärt-lungmaskin.