WO2019221205A1 - 圧力検出器 - Google Patents

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WO2019221205A1
WO2019221205A1 PCT/JP2019/019396 JP2019019396W WO2019221205A1 WO 2019221205 A1 WO2019221205 A1 WO 2019221205A1 JP 2019019396 W JP2019019396 W JP 2019019396W WO 2019221205 A1 WO2019221205 A1 WO 2019221205A1
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gas
liquid
gas phase
opening
pressure detector
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PCT/JP2019/019396
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博之 川尻
真悟 岡本
加藤　亮
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日機装株式会社
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    • A61M2205/7536—General characteristics of the apparatus with filters allowing gas passage, but preventing liquid passage, e.g. liquophobic, hydrophobic, water-repellent membranes

Definitions

  • the present invention relates to a pressure detector that can detect the pressure of a liquid in a flow path by detecting the pressure of a gas phase portion.
  • a blood circuit for circulating the collected patient's blood extracorporeally and returning it to the body is used.
  • a blood circuit is, for example, a dialyzer (blood purifier) having a hollow fiber membrane. It is mainly composed of an arterial blood circuit and a venous blood circuit that can be connected to each other. An arterial puncture needle and a venous puncture needle are attached to the tips of the arterial blood circuit and the venous blood circuit, respectively, and are punctured by the patient to perform extracorporeal circulation of blood in dialysis treatment.
  • a case that can be connected to the blood circuit and the blood circuit that is attached to the case can be filled with blood.
  • a liquid phase part and a gas phase part that can be filled with air are partitioned, and a diaphragm (membrane member) that can be displaced according to the pressure of blood filled in the liquid phase part is provided, and the pressure of the gas phase part
  • a pressure detector that can detect the pressure of blood by detecting the pressure with a pressure detection sensor has been proposed. According to such a conventional pressure detector, since the liquid phase part and the gas phase part are partitioned by the membrane member, the blood in the blood circuit is avoided while the blood does not touch the air in the gas phase part. Can be detected with high accuracy.
  • the opening leading to the pressure detection sensor in the gas phase portion may be blocked in the process in which the film member is displaced toward the gas phase portion according to the pressure of the liquid phase portion. .
  • the opening since the opening is closed before reaching the displacement limit of the membrane member, the pressure change accompanying the displacement of the membrane member cannot be detected any more, and the measurement range becomes narrow.
  • a predetermined measurement range can be ensured even if the opening is blocked in the process of displacement of the membrane member. As a result, the case becomes larger.
  • This invention is made in view of such a situation, and is providing the pressure detector which can ensure a required measurement range, suppressing the capacity
  • the invention according to claim 1 includes a case connectable to a liquid flow path, a liquid phase part that is attached in the case and can be filled with liquid in the flow path, and a gas phase part that can be filled with gas.
  • a pressure detecting section that detects the pressure of the liquid in the flow path by detecting the pressure of the gas phase section, and a membrane member that is displaceable according to the pressure of the liquid filled in the liquid phase section.
  • the gas phase part is formed with an opening through which a gas can flow in or out according to the displacement of the film member, and the gas generated by the opening in the process of the film member being displaced toward the gas phase part side.
  • maintain the inflow or outflow of is formed.
  • the holding portion includes a flow passage communicating with the opening, and the flow of the membrane member in the process of displacing the membrane member toward the gas phase portion.
  • the inflow or outflow of gas through the opening is maintained by allowing the gas to flow in the path.
  • the invention according to claim 3 is the pressure detector according to claim 2, wherein the flow passage is formed by a rib or a groove formed around the opening in the gas phase portion.
  • the flow passage covers a concave portion formed around the opening in the gas phase portion and covers the concave portion while including the opening. It is characterized by comprising an allowance member that allows the passage of.
  • the permissible member is formed of a hydrophobic film that blocks the passage of liquid while permitting the passage of gas.
  • the flow path is formed by a rib or a groove formed on a surface of the membrane member on the gas phase side.
  • the invention described in claim 7 is a blood circuit to which the pressure detector according to any one of claims 1 to 6 is connected.
  • the gas phase portion is formed with an opening through which the gas can flow in or out in accordance with the displacement of the membrane member, and the gas generated by the opening in the process of the membrane member being displaced toward the gas phase portion side. Since the holding part which can hold
  • the holding portion is composed of a flow passage communicating with the opening, and in the process of displacing the membrane member to the gas phase portion side, the gas by the opening is allowed by allowing the gas to flow in the flow passage. Therefore, it is possible to reliably prevent the opening from being blocked in the process in which the membrane member is displaced toward the gas phase portion.
  • the opening can be reliably prevented from being blocked with a simple configuration.
  • the flow passage is constituted by a recess formed around the opening in the gas phase portion, and an allowance member that covers the recess while including the opening and allows the passage of gas.
  • the passage area of the gas in the permissible member can be set large, the resistance when the gas passes can be reduced, and deterioration of the pressure detection accuracy can be suppressed.
  • the permitting member is made of a hydrophobic film that blocks the passage of the liquid while allowing the passage of the gas. Therefore, when the liquid leaks from the liquid phase portion, the leaked liquid is in the gas phase. It can prevent reaching the outside of the section.
  • the flow passage is formed by the rib or groove formed on the surface of the membrane member on the gas phase side, it is possible to reliably prevent the opening from being blocked with a simple configuration. it can.
  • FIG. 1 is a schematic diagram showing a dialysis device (blood purification device) to which a pressure detector according to a first embodiment of the present invention is applied.
  • Front view showing the pressure detector 2 is a cross-sectional view taken along line IV-IV in FIG. 2 (a state where the membrane member is displaced to the liquid phase side).
  • 2 is a cross-sectional view taken along the line IV-IV in FIG. 2 (a state where the membrane member is displaced to the gas phase side).
  • Sectional drawing which shows the same pressure detector (state which the membrane member displaced to the gaseous-phase part) The top view which shows the gaseous-phase part case (state before attaching a hydrophobic membrane) in the same pressure detector
  • Sectional drawing which shows the flow path in the same pressure detector Schematic showing the cross section of the hydrophobic membrane in the same pressure detector
  • Sectional drawing which shows the same pressure detector (state which the membrane member displaced to the gaseous-phase part) Sectional drawing which shows the flow path in the same pressure detector
  • the blood purification apparatus applied to the first embodiment includes a dialysis apparatus for performing dialysis treatment.
  • a blood circuit including an arterial blood circuit 1 and a venous blood circuit 2, and an artery A dialyzer 3 (blood purifier) interposed between the side blood circuit 1 and the venous blood circuit 2 to purify blood flowing through the blood circuit, a blood pump 4, and air disposed in the venous blood circuit 2 Trap chamber 5, dialyzer body 6 for supplying dialysate to dialyzer 3 and discharging drainage from dialyzer 3, and physiological saline supply line L3 (replacement) for supplying physiological saline as a replacement fluid to the blood circuit A liquid supply line) and a housing portion 7 containing a physiological saline solution as a replacement liquid.
  • An arterial puncture needle a can be connected to the distal end of the arterial blood circuit 1 via a connector, and an iron-type blood pump 4 is disposed in the middle.
  • the venous puncture needle b can be connected to the tip thereof via a connector, and the air trap chamber 5 is connected in the middle.
  • the air trap chamber 5 can capture bubbles in the liquid and is provided with a filtration network (not shown) so as to capture, for example, a thrombus during blood return.
  • the side of the puncture needle that removes blood is referred to as the “arterial side”
  • the side of the puncture needle that returns the blood is referred to as the “venous side”.
  • “Venous side” is not defined by whether the blood vessel to be punctured is an artery or a vein.
  • the blood pump 4 is composed of a squeezing type pump disposed in the arterial blood circuit 1 and is capable of normal rotation and reverse rotation and allows fluid in the blood circuit to flow in the driving direction. That is, a corrugated tube that is softer and larger in diameter than other flexible tubes constituting the arterial blood circuit 1 is connected to the arterial blood circuit 1, and the corrugated tube is connected to the blood pump 4. A roller for squeezing in the liquid feeding direction is provided. When the blood pump 4 is driven in this manner, the roller rotates to squeeze the ironing tube (part of the blood circuit), and the liquid inside can flow in the driving direction (rotating direction of the roller). .
  • the blood pump 4 when the blood pump 4 is driven to rotate forward (left rotation in the figure) while the patient is punctured with the arterial puncture needle a and the venous side puncture needle b, the patient's blood passes through the arterial blood circuit 1. After reaching the dialyzer 3, blood purification is performed by the dialyzer 3, and air bubbles are removed in the air trap chamber 5 and returned to the patient's body through the venous blood circuit 2. That is, the blood of the patient is purified by the dialyzer 3 while circulating externally from the tip of the arterial blood circuit 1 to the tip of the venous blood circuit 2 of the blood circuit. Further, when the blood pump 4 is driven in the reverse direction (right rotation in the figure), the blood in the blood circuit (between the distal end of the arterial blood circuit 1 and the position where the blood pump 4 is disposed) can be returned to the patient. .
  • the dialyzer 3 is formed with a blood introduction port 3a, a blood outlet port 3b, a dialysate inlet port 3c, and a dialysate outlet port 3d in the casing.
  • the blood inlet port 3a includes the arterial blood circuit 1.
  • the venous blood circuit 2 is connected to the blood outlet port 3b.
  • the dialysate introduction port 3c and the dialysate lead-out port 3d are connected to a dialysate introduction line L1 and a dialysate discharge line L2 extending from the dialyzer body 6, respectively.
  • a plurality of hollow fibers are accommodated in the dialyzer 3, the inside of the hollow fibers is used as a blood flow path, and the flow of dialysate is between the hollow fiber outer peripheral surface and the inner peripheral surface of the housing. It is considered a road.
  • a hollow fiber is formed in a hollow fiber by forming a large number of minute holes (pores) penetrating the outer peripheral surface and the inner peripheral surface, and impurities or the like in blood are dialyzed through the hollow fiber membrane. It is configured to be able to penetrate into the liquid.
  • the dialyzer body 6 is provided with a liquid feeding section such as a dual pump over the dialysate introduction line L1 and the dialysate discharge line L2, and a bypass line that bypasses the liquid feeding section has a dialyzer.
  • a water removal pump for removing water from the blood of the patient flowing through the body 3.
  • one end of the dialysate introduction line L1 is connected to the dialyzer 3 (dialyte introduction port 3c), and the other end is connected to a dialysate supply device (not shown) for preparing a predetermined concentration of dialysate.
  • dialysate discharge line L2 is connected to the dialyzer 3 (dialysate outlet port 3d) and the other end is connected to a drainage unit (not shown), and the dialysate supplied from the dialysate supply device After reaching the dialyzer 3 through the dialysate introduction line L1, it is sent to the drainage section through the dialysate discharge line L2.
  • An overflow line is extended from the upper part of the air trap chamber 5, and a clamp part such as a solenoid valve is disposed in the middle of the overflow line. Then, by opening a clamp part such as a solenoid valve, the liquid (priming liquid or the like) flowing in the blood circuit can overflow through the overflow line.
  • physiological saline supply line L3 replacement fluid supply line
  • the flow path (for example, flexible tube etc.) which can supply the physiological saline (substitution liquid) for replacing with the blood in the blood circuit to the artery side blood circuit 1.
  • the other end of the physiological saline supply line L3 is connected to a storage portion 7 (so-called “saline bag”) that stores a predetermined amount of physiological saline, and an air trap chamber 8 is connected in the middle. ing.
  • the physiological saline solution supply line L3 is provided with a clamp portion 9 (for example, an electromagnetic valve).
  • the clamp portion 9 is provided so as to be able to open and close the physiological saline supply line L3, and can close and open the flow path.
  • it may replace with such a clamp part 9 and it is good also as general-purpose means, such as forceps which can block
  • the pressure detector 10 is connected to the blood circuit applied to the present embodiment.
  • the pressure detector 10 is connected to a position between the dialyzer 3 and the air trap chamber 5 in the venous blood circuit 2 and configured to detect the pressure of blood flowing through the venous blood circuit 2 (blood circuit).
  • the pressure detector 10 includes a case C that can be connected to a liquid flow path (in this embodiment, a venous blood circuit 2 (blood circuit)), and a case C A liquid phase part S1 which is attached in C and can be filled with liquid in the flow path (in this embodiment, blood of the venous blood circuit 2 (blood circuit)) and a gas phase part S2 which can be filled with air.
  • a membrane member M that is displaceable according to the pressure of the liquid (blood) filled in the liquid phase part S1, and detects the pressure of the gas phase part S2 by the pressure detection sensor P.
  • the liquid pressure in the (venous blood circuit 2) can be detected.
  • the case C is formed of a hollow molded part obtained by molding a predetermined resin material or the like, and includes a liquid phase part case Ca that constitutes the liquid phase part S1, and a gas phase part case Cb that constitutes the gas phase part S2. It is configured by combining.
  • the liquid phase case Ca is integrally formed with an inflow port C1 and an outflow port C2 that can be connected to a liquid flow path and communicated with the liquid phase portion S1, and a gas phase portion case Cb includes a piping portion described later.
  • a connection port C3 that can be connected to one end of K and can communicate with the gas phase portion S2 is integrally formed.
  • the inflow port C1 and the outflow port C2 may be configured such that the inflow and outflow of liquid are reversed (that is, the liquid flows out through the inflow port C1 and the liquid flows in through the outflow port C2).
  • annular holding surface m1 (see FIG. 7) is formed on the outer peripheral edge of the liquid phase case Ca
  • annular holding surface m2 (see FIG. 7) is formed on the outer peripheral edge of the gas phase case Cb. 8)
  • the outer peripheral portion Ma of the film member M is sandwiched between the sandwiching surface m1 and the sandwiching surface m2.
  • the membrane member M can be attached while being sealed.
  • the space formed inside the case C is partitioned (defined) by the film member M into the liquid phase part S1 and the gas phase part S2.
  • the film member M is made of a diaphragm attached in the case C, and is formed of a flexible material that can be displaced or deformed following the pressure change of the liquid phase part S1 or the gas phase part S2. That is, when the pressure (liquid pressure) of the liquid in the liquid phase part S1 is small, as shown in FIG. 4, the membrane member M is displaced toward the liquid phase part S1 and the capacity of the gas phase part S2 is increased. When the pressure (liquid pressure) of the liquid in the liquid phase part S1 is large, as shown in FIG. 5, the membrane member M is displaced toward the gas phase part S2, and the capacity of the gas phase part S2 decreases. Yes.
  • the vapor phase case Cb has an opening Cb1 (see FIG. 8) formed substantially at the center of the bottom surface thereof.
  • the opening Cb1 is formed on the inner peripheral surface (bottom surface) of the gas phase part case Cb, and communicates the flow path of the connection port C3 and the gas phase part S2. Air (gas) can flow in or out.
  • Air (gas) can flow in or out.
  • the connection port C3 is not limited to the one connected to the pipe K, and may be connected to other means that can transmit the pressure of the gas phase section S2 to the pressure sensor P.
  • the vapor phase case Cb has a recess Cb4 formed around the opening Cb1 on the bottom surface, and an annular protrusion Cb3 is formed on the outer peripheral side edge of the recess Cb4. ing. Further, as shown in FIG. 8, a plurality of ribs Cb2 projecting radially around the opening Cb1 are formed around the opening Cb1 in the recess Cb4 of the gas phase portion S2, and the flow path R is formed by the rib Cb2. (Holding part) is formed.
  • the flow path R (holding portion) according to the present embodiment can hold the inflow or outflow of gas through the opening Cb1 in the process in which the membrane member M is displaced toward the gas phase portion S2, as shown in FIG.
  • the space is formed around the opening Cb1 and communicated with the opening Cb1 (a space formed by the recess Cb4). That is, in the process in which the membrane member M is displaced toward the gas phase portion S2, the flow path R is formed in the gap generated by the rib Cb2, and the gas (air in the gas phase section S2) is circulated through the flow path R.
  • the flow path R may be formed by a groove formed around the opening Cb1 in the gas phase portion S2.
  • the inflow port C1 includes a portion (protrusion) that can be connected to a liquid flow path (blood circuit), and as shown in FIG. 6, the inlet Ca1 (see FIG. 7) of the liquid phase portion S1.
  • a liquid (blood) flows, and a connection portion C1b that can be connected to the flow path (blood circuit). That is, the flow path part C1a and the connection part C1b are formed to communicate with each other in the axial direction in the projecting part constituting the inflow port C1, and by connecting a tube constituting the flow path to the connection part C1b, This liquid can be circulated in the flow path part C1a and can be made to flow into the liquid phase part S1 from the inflow port Ca1.
  • the inflow port C1 may have a concave shape that connects tubes constituting the flow path.
  • the outflow port C2 is composed of a portion (protrusion) that can be connected to a liquid flow path (blood circuit) and, as shown in the figure, the liquid (blood) that has flowed into the liquid phase portion S1. It has a flow path part C2a that flows out from the outflow port Ca2 (see FIG. 7) and a connection part C2b that can be connected to the flow path (blood circuit).
  • the flow path part C2a and the connection part C2b are formed to communicate in the axial direction in the protruding part constituting the outflow port C2, and by connecting the tube constituting the flow path to the connection part C2b, the liquid phase
  • the liquid that has flowed into the part S1 can be circulated in the flow path part C2a and flowed out to the downstream flow path (blood circuit).
  • the outflow port C2 may have a concave shape that connects tubes constituting the flow path.
  • the gas phase part S2 is formed in the process in which the opening Cb1 through which the gas can flow in or out according to the displacement of the film member M is formed and the film member M is displaced toward the gas phase part S2. Since the flow passage R (holding portion) that can hold the inflow or outflow of gas through the opening Cb1 is formed, it is possible to secure a necessary measurement range while suppressing an increase in the capacity of the gas phase portion S2. it can.
  • the flow path R (holding part) includes a space communicating with the opening Cb1, and allows gas to flow through the flow path R in the process in which the membrane member M is displaced toward the gas phase part S2. As a result, the inflow or outflow of gas through the opening Cb1 is maintained, so that it is possible to reliably prevent the opening Cb1 from being blocked in the process of the film member M being displaced toward the gas phase portion S2.
  • the flow passage R is formed by the rib Cb2 (or groove) formed around the opening Cb1 in the gas phase portion S2, it is possible to reliably prevent the opening Cb1 from being blocked with a simple configuration. can do.
  • the flow path R may be formed by convex portions (spiral shape or the like) of other shapes instead of the rib Cb2.
  • a blood circuit having the effect of the pressure detector 10 as described above can be provided.
  • the pressure detector according to this embodiment is applied to the same blood purification apparatus as in the first embodiment.
  • the tip of the artery side blood circuit 1 (with the artery side puncture needle a attached) Connected to a position between the blood pump 4 and the site where the blood pump 4 is disposed, so that the pressure of blood flowing through the arterial blood circuit 1 can be detected.
  • the pressure detector 10 includes a case C that can be connected to a liquid flow path (corresponding to the venous blood circuit 2 in this embodiment), and a case C
  • the liquid phase part S1 that can be filled with the liquid in the flow path (in this embodiment, the blood of the venous blood circuit 2) and the gas phase part S2 that can be filled with air are partitioned, and the liquid phase And a membrane member M that is displaceable according to the pressure of the liquid (blood) filled in the part S1, and detects the pressure in the gas phase part S2 with the pressure detection sensor P, thereby allowing the flow path (venous blood circuit 2).
  • symbol is attached
  • the flow path R can hold the inflow or outflow of gas through the opening Cb1 in the process in which the membrane member M is displaced toward the gas phase part S2, and
  • the recess Cb4 is formed around and a hydrophobic film B (allowable member) that covers the recess Cb4 while including the opening Cb1 and allows gas to pass therethrough.
  • the hydrophobic film B is made of a member formed in a film shape that allows gas to pass but blocks liquid from passing, and its outer peripheral edge is welded to the convex part Cb3 formed around the opening Cb1. (For example, ultrasonic welding or the like) is attached.
  • the hydrophobic film B includes a first layer B1 obtained by molding a resin material made of PTFE (polytetrafluoroethylene) into a sheet shape (film shape). And a second layer B2 made of a nonwoven fabric made of PEs (polyester) or the like in the thickness direction.
  • the thickness including the first layer B1 and the second layer B2 is about 0.1 to 0.5 mm, and the thickness of the first layer B1 (PTFE) is about 1/10 of that. Has been.
  • the hydrophobic film B according to the present embodiment uses the second layer B2 as a base material and a first layer B1 formed by sticking PTFE on the surface of the second layer B2 in a sheet shape.
  • the first layer B1 only needs to have the property of blocking the passage of liquid while allowing the passage of gas.
  • the first layer B1 may be made of an acrylic copolymer or polyethersulfone.
  • the flow path R is held by the hydrophobic film B as shown in FIG. 14, and the gas (gas phase part S2) is held in the flow path R.
  • Inflow or outflow of gas through the opening Cb1 can be maintained by allowing the flow of air (see the arrow in the figure).
  • the hydrophobic membrane B according to the present embodiment blocks the passage of liquid while allowing the passage of gas, but covers the recess Cb4 while including the opening Cb1 and allows the passage of gas. It's enough.
  • the gas phase part S2 is formed in the process in which the opening Cb1 through which the gas can flow in or out according to the displacement of the film member M is formed and the film member M is displaced toward the gas phase part S2. Since the flow passage R (holding portion) that can hold the inflow or outflow of gas through the opening Cb1 is formed, it is possible to secure a necessary measurement range while suppressing an increase in the capacity of the gas phase portion S2. it can.
  • the flow path R (holding part) includes a space communicating with the opening Cb1, and allows gas to flow through the flow path R in the process in which the membrane member M is displaced toward the gas phase part S2. As a result, the inflow or outflow of gas through the opening Cb1 is maintained, so that it is possible to reliably prevent the opening Cb1 from being blocked in the process of the film member M being displaced toward the gas phase portion S2.
  • the flow path R includes a recess Cb4 formed around the opening Cb1 in the gas phase portion S2, and a hydrophobic film B (including the opening Cb1 and covering the recess Cb4 and allowing gas to pass therethrough).
  • the permeation area of the gas in the hydrophobic membrane B (permissive member) can be set large, and the resistance when the gas passes can be reduced to suppress the deterioration of the pressure detection accuracy. it can.
  • the permission member according to the present embodiment is composed of the hydrophobic film B that blocks the passage of gas while allowing the passage of gas, when the liquid (blood) leaks from the liquid phase portion S2, the leaked liquid Can be prevented from reaching the outside of the gas phase portion S2. Furthermore, according to the present embodiment, a blood circuit having the effect of the pressure detector 10 as described above can be provided.
  • the pressure detector according to the present embodiment is applied to the same blood purification apparatus as in the first embodiment.
  • the pressure detector includes a dialyzer 3 and an air trap chamber 5 in the venous blood circuit 2. It is connected to a position between them, and is configured to detect the pressure of blood flowing through the venous blood circuit 2 (blood circuit).
  • the pressure detector 10 includes a case C that can be connected to a liquid flow path (in this embodiment, the venous blood circuit 2 (blood circuit)), and a case C A liquid phase part S1 which is attached in C and can be filled with liquid in the flow path (in this embodiment, blood of the venous blood circuit 2 (blood circuit)) and a gas phase part S2 which can be filled with air And a membrane member M that is displaceable according to the pressure of the liquid (blood) filled in the liquid phase part S1, and detects the pressure of the gas phase part S2 by the pressure detection sensor P.
  • the liquid pressure in the (venous blood circuit 2) can be detected.
  • symbol is attached
  • the flow path R can hold inflow or outflow of gas through the opening Cb1 in the process in which the film member M is displaced toward the gas phase part S2, and the gas phase part S2 in the film member M is retained. It is formed by ribs Mb (or grooves) formed on the side surface. Specifically, the ribs Mb (grooves) are formed on the surface of the film member M on the gas phase part S2 side, and are integrally formed radially from the center toward the edge. In the process of displacing to the S2 side, as shown in FIG. 18, a flow path R is formed by the gaps formed by the ribs Mb, and the flow of gas (air in the gas phase section S2) in the flow path R (the same figure). By allowing (see the arrow in the middle), inflow or outflow of gas through the opening Cb1 can be maintained.
  • the gas phase part S2 is formed in the process in which the opening Cb1 through which the gas can flow in or out according to the displacement of the film member M is formed and the film member M is displaced toward the gas phase part S2. Since the flow passage R (holding portion) that can hold the inflow or outflow of gas through the opening Cb1 is formed, it is possible to secure a necessary measurement range while suppressing an increase in the capacity of the gas phase portion S2. it can.
  • the flow path R (holding part) includes a space communicating with the opening Cb1, and allows gas to flow through the flow path R in the process in which the membrane member M is displaced toward the gas phase part S2. As a result, the inflow or outflow of gas through the opening Cb1 is maintained, so that it is possible to reliably prevent the opening Cb1 from being blocked in the process of the film member M being displaced toward the gas phase portion S2.
  • the flow passage R since the flow passage R according to the present embodiment is formed by the rib Mb (or groove) formed on the surface of the membrane member M on the gas phase part S2 side, the opening Cb1 can be reliably blocked with a simple configuration. Can be prevented.
  • the flow path R may be formed by convex portions (spiral shape or the like) of other shapes instead of the ribs Mb.
  • a blood circuit having the effect of the pressure detector 10 as described above can be provided.
  • the rib Cb2 in 1st Embodiment was formed in the internal peripheral surface whole region of the gaseous-phase part case Cb, 3rd
  • the rib Mb in the embodiment may be formed only in a portion facing the opening Cb1.
  • the recess Cb4 in which the rib Cb2 is formed may be covered with the hydrophobic film B of the second embodiment.
  • the pressure detector 10 is connected to the venous blood circuit 2, but other positions in the blood circuit (for example, between the tip of the arterial blood circuit 1 and the blood pump 4). Position, position between blood pump 4 and dialyzer 3 in arterial blood circuit 1).
  • the blood circuit to which the present pressure detector 10 is connected may be of another form, for example, the air trap chamber 5 is not connected and the present pressure detector 10 is connected instead. Good.
  • the pressure detector 10 of the blood circuit in dialysis treatment is applied, but it may be applied as a pressure detector of another blood circuit capable of purifying and treating the patient's blood.
  • acetate-free biofiltration AFBF
  • continuous slow hemofiltration therapy blood adsorption therapy
  • selective blood cell component removal therapy simple plasma exchange therapy
  • double membrane filtration plasma exchange therapy plasma adsorption therapy
  • the gas phase part is formed with an opening through which the gas can flow in or out according to the displacement of the membrane member, and can hold the gas inflow or outflow through the opening in the process of the film member being displaced toward the gas phase part side. If it is a pressure detector in which the portion is formed, it can be applied to other forms and uses.

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Abstract

本発明は、液体の流路に接続可能なケースと、該ケース内に取り付けられ、前記流路の液体を充填し得る液相部と、気体を充填し得る気相部とを区画するとともに、前記液相部に充填された液体の圧力に応じて変位可能な膜部材と、を具備し、前記気相部の圧力を検出することにより前記流路における液体の圧力を検出する圧力検出器において、前記気相部は、前記膜部材の変位に応じて気体を流入又は流出させ得る開口が形成されるとともに、前記膜部材が前記気相部側に変位する過程で前記開口による気体の流入又は流出を保持し得る保持部が形成されたことを特徴とする圧力検出器である。

Description

圧力検出器
　本発明は、気相部の圧力を検出することにより流路における液体の圧力を検出し得る圧力検出器に関するものである。
　一般に、透析治療時においては、採取した患者の血液を体外循環させて再び体内に戻すための血液回路が用いられており、かかる血液回路は、例えば中空糸膜を具備したダイアライザ（血液浄化器）と接続し得る動脈側血液回路及び静脈側血液回路から主に構成されている。これら動脈側血液回路及び静脈側血液回路の各先端には、動脈側穿刺針及び静脈側穿刺針が取り付けられ、それぞれが患者に穿刺されて透析治療における血液の体外循環が行われることとなる。
　血液回路を体外循環する血液の圧力を検出するため、例えば特許文献１にて開示されているように、血液回路に接続可能なケースと、ケース内に取り付けられ、血液回路の血液を充填し得る液相部と、空気を充填し得る気相部とを区画するとともに、液相部に充填された血液の圧力に応じて変位可能なダイヤフラム（膜部材）とを具備し、気相部の圧力を圧力検出センサにて検出することにより血液の圧力を検出し得る圧力検出器が提案されている。かかる従来の圧力検出器によれば、液相部と気相部とが膜部材にて区画されているため、血液が気相部内の空気に触れてしまうのを回避しつつ血液回路内の血液の圧力を精度よく検出することができる。
特表２０１７－５０４３８９号公報
　しかしながら、上記従来の圧力検出器においては、液相部の圧力に応じて膜部材が気相部側に変位する過程において、気相部における圧力検出センサに通じる開口を塞いでしまう虞があった。この場合、膜部材の変位限界に達する前に開口を塞いでしまうので、膜部材の変位に伴う圧力変化の検出をそれ以上行うことができず、測定レンジが狭くなってしまうという不具合がある。一方、気相部の容量を大きくすることにより、膜部材の変位過程で開口が塞がれても所定の測定レンジを確保することができるが、その場合、気相部が必要以上の容量となってしまい、ケースが大型化してしまう。
　本発明は、このような事情に鑑みてなされたもので、気相部の容量が増大してしまうのを抑制しつつ必要な測定レンジを確保することができる圧力検出器を提供することにある。
　請求項１記載の発明は、液体の流路に接続可能なケースと、該ケース内に取り付けられ、前記流路の液体を充填し得る液相部と、気体を充填し得る気相部とを区画するとともに、前記液相部に充填された液体の圧力に応じて変位可能な膜部材とを具備し、前記気相部の圧力を検出することにより前記流路における液体の圧力を検出する圧力検出器において、前記気相部は、前記膜部材の変位に応じて気体を流入又は流出させ得る開口が形成されるとともに、前記膜部材が前記気相部側に変位する過程で前記開口による気体の流入又は流出を保持し得る保持部が形成されたことを特徴とする。
　請求項２記載の発明は、請求項１記載の圧力検出器において、前記保持部は、前記開口と連通した流通路から成り、前記膜部材が前記気相部側に変位する過程において、前記流通路にて気体の流通を許容させることにより前記開口による気体の流入又は流出を保持することを特徴とする。
　請求項３記載の発明は、請求項２記載の圧力検出器において、前記流通路は、前記気相部における前記開口の周りに形成されたリブ又は溝により形成されることを特徴とする。
　請求項４記載の発明は、請求項２記載の圧力検出器において、前記流通路は、前記気相部における前記開口の周りに形成された凹部と、前記開口を含みつつ前記凹部を覆うとともに気体の通過を許容する許容部材とにより構成されたことを特徴とする。
　請求項５記載の発明は、請求項４記載の圧力検出器において、前記許容部材は、気体の通過を許容しつつ液体の通過を遮断する疎水性膜から成ることを特徴とする。
　請求項６記載の発明は、請求項２記載の圧力検出器において、前記流通路は、前記膜部材における気相部側の表面に形成されたリブ又は溝により形成されることを特徴とする。
　請求項７記載の発明は、請求項１～６の何れか１つに記載の圧力検出器が接続されたことを特徴とする血液回路である。
　請求項１の発明によれば、気相部は、膜部材の変位に応じて気体を流入又は流出させ得る開口が形成されるとともに、膜部材が気相部側に変位する過程で開口による気体の流入又は流出を保持し得る保持部が形成されたので、気相部の容量が増大してしまうのを抑制しつつ必要な測定レンジを確保することができる。
　請求項２の発明によれば、保持部は、開口と連通した流通路から成り、膜部材が気相部側に変位する過程において、流通路にて気体の流通を許容させることにより開口による気体の流入又は流出を保持するので、膜部材が気相部側に変位する過程で開口を閉塞してしまうのを確実に防止することができる。
　請求項３の発明によれば、流通路は、気相部における開口の周りに形成されたリブ又は溝により形成されるので、簡易な構成にて開口の閉塞を確実に防止することができる。
　請求項４の発明によれば、流通路は、気相部における開口の周りに形成された凹部と、開口を含みつつ凹部を覆うとともに気体の通過を許容する許容部材とにより構成されたので、許容部材における気体の通過面積を大きく設定でき、気体が通過する際の抵抗を小さくして圧力の検出精度の悪化を抑制することができる。
　請求項５の発明によれば、許容部材は、気体の通過を許容しつつ液体の通過を遮断する疎水性膜から成るので、液相部から液体が漏れた場合、その漏れた液体が気相部の外部に至ってしまうのを防止できる。
　請求項６の発明によれば、流通路は、膜部材における気相部側の表面に形成されたリブ又は溝により形成されるので、簡易な構成にて開口の閉塞を確実に防止することができる。
　請求項７の発明によれば、請求項１～６の何れか１つに記載の圧力検出器の効果を有する血液回路を提供することができる。
本発明の第１の実施形態に係る圧力検出器が適用される透析装置（血液浄化装置）を示す模式図 同圧力検出器を示す平面図 同圧力検出器を示す正面図 図２におけるＩＶ－ＩＶ線断面図（膜部材が液相部側に変位した状態） 図２におけるＩＶ－ＩＶ線断面図（膜部材が気相部側に変位した状態） 図２におけるＶＩ－ＶＩ線断面図 同圧力検出器における液相部ケースに形成された流入口及び流出口を示す平面図 同圧力検出器における気相部ケースを示す平面図 同圧力検出器における流通路を示す断面図 本発明の第２の実施形態に係る圧力検出器（膜部材が液相部に変位した状態）を示す断面図 同圧力検出器（膜部材が気相部に変位した状態）を示す断面図 同圧力検出器における気相部ケース（疎水性膜が取り付けられる前の状態）を示す平面図 同圧力検出器における気相部ケース（疎水性膜が取り付けられた状態）を示す平面図 同圧力検出器における流通路を示す断面図 同圧力検出器における疎水性膜の断面を示す模式図 本発明の第３の実施形態に係る圧力検出器（膜部材が液相部に変位した状態）を示す断面図 同圧力検出器（膜部材が気相部に変位した状態）を示す断面図 同圧力検出器における流通路を示す断面図
　以下、本発明の実施形態について図面を参照しながら具体的に説明する。
　第１の実施形態に適用される血液浄化装置は、透析治療を行うための透析装置から成り、図１に示すように、動脈側血液回路１及び静脈側血液回路２から成る血液回路と、動脈側血液回路１及び静脈側血液回路２の間に介装されて血液回路を流れる血液を浄化するダイアライザ３（血液浄化器）と、血液ポンプ４と、静脈側血液回路２に配設されたエアトラップチャンバ５と、ダイアライザ３に透析液を供給及びダイアライザ３からの排液を排出させる透析装置本体６と、置換液としての生理食塩液を血液回路に供給し得る生理食塩液供給ラインＬ３（置換液供給ライン）と、置換液としての生理食塩液を収容した収容部７とから主に構成されている。
　動脈側血液回路１には、その先端に動脈側穿刺針ａがコネクタを介して接続可能とされるとともに、途中にしごき型の血液ポンプ４が配設されている一方、静脈側血液回路２には、その先端に静脈側穿刺針ｂがコネクタを介して接続可能とされるとともに、途中にエアトラップチャンバ５が接続されている。エアトラップチャンバ５は、液体内の気泡を捕捉し得るとともに、濾過網（不図示）が配設されており、例えば返血時の血栓等を捕捉し得るようになっている。なお、本明細書においては、血液を脱血（採血）する穿刺針の側を「動脈側」と称し、血液を返血する穿刺針の側を「静脈側」と称しており、「動脈側」及び「静脈側」とは、穿刺の対象となる血管が動脈及び静脈の何れかによって定義されるものではない。
　血液ポンプ４は、動脈側血液回路１に配設されたしごき型ポンプから成り、正転駆動及び逆転駆動可能とされるとともに、血液回路内の液体を駆動方向に流動させ得るものである。すなわち、動脈側血液回路１には、当該動脈側血液回路１を構成する他の可撓性チューブより軟質かつ大径の被しごきチューブが接続されており、血液ポンプ４には、この被しごきチューブを送液方向にしごくためのローラが配設されているのである。このように血液ポンプ４が駆動すると、そのローラが回動して被しごきチューブ（血液回路の一部）をしごき、内部の液体を駆動方向（ローラの回転方向）に流動させることができるのである。
　しかして、動脈側穿刺針ａ及び静脈側穿刺針ｂを患者に穿刺した状態で、血液ポンプ４を正転駆動（図中左回転）させると、患者の血液は、動脈側血液回路１を通ってダイアライザ３に至った後、該ダイアライザ３によって血液浄化が施され、エアトラップチャンバ５で除泡がなされつつ静脈側血液回路２を通って患者の体内に戻る。すなわち、患者の血液を血液回路の動脈側血液回路１の先端から静脈側血液回路２の先端まで体外循環させつつダイアライザ３にて浄化するのである。また、血液ポンプ４を逆転駆動（図中右回転）させると、血液回路（動脈側血液回路１における先端と血液ポンプ４の配設位置との間）の血液を患者に返血することができる。
　ダイアライザ３は、その筐体部に、血液導入ポート３ａ、血液導出ポート３ｂ、透析液導入ポート３ｃ及び透析液導出ポート３ｄが形成されており、このうち血液導入ポート３ａには動脈側血液回路１が、血液導出ポート３ｂには静脈側血液回路２がそれぞれ接続されている。また、透析液導入ポート３ｃ及び透析液導出ポート３ｄは、透析装置本体６から延設された透析液導入ラインＬ１及び透析液排出ラインＬ２とそれぞれ接続されている。
　ダイアライザ３内には、複数の中空糸が収容されており、該中空糸内部が血液の流路とされるとともに、中空糸外周面と筐体部の内周面との間が透析液の流路とされている。中空糸には、その外周面と内周面とを貫通した微少な孔（ポア）が多数形成されて中空糸膜を形成しており、当該中空糸膜を介して血液中の不純物等が透析液内に透過し得るよう構成されている。
　一方、透析装置本体６には、透析液導入ラインＬ１及び透析液排出ラインＬ２に跨って複式ポンプ等の送液部が配設されているとともに、当該送液部をバイパスするバイパスラインにはダイアライザ３中を流れる患者の血液から水分を除去するための除水ポンプが配設されている。さらに、透析液導入ラインＬ１の一端がダイアライザ３（透析液導入ポート３ｃ）に接続されるとともに、他端が所定濃度の透析液を調製する透析液供給装置（不図示）に接続されている。また、透析液排出ラインＬ２の一端は、ダイアライザ３（透析液導出ポート３ｄ）に接続されるとともに、他端が図示しない排液部と接続されており、透析液供給装置から供給された透析液が透析液導入ラインＬ１を通ってダイアライザ３に至った後、透析液排出ラインＬ２を通って排液部に送られるようになっている。
　なお、エアトラップチャンバ５の上部からは、オーバーフローラインが延設されており、その途中に電磁弁等のクランプ部が配設されている。そして、電磁弁等のクランプ部を開状態とすることにより、オーバーフローラインを介して、血液回路中を流れる液体（プライミング液等）をオーバーフローし得るようになっている。
　生理食塩液供給ラインＬ３（置換液供給ライン）は、動脈側血液回路１における血液ポンプ４の配設位置と当該動脈側血液回路１の先端との間においてＴ字管等にて一端が接続され、血液回路内の血液と置換させるための生理食塩液（置換液）を当該動脈側血液回路１に供給可能な流路（例えば可撓性チューブ等）から成るものである。かかる生理食塩液供給ラインＬ３の他端には、所定量の生理食塩液を収容した収容部７（所謂「生食バッグ」）が接続されているとともに、途中には、エアトラップチャンバ８が接続されている。
　また、本実施形態に係る生理食塩液供給ラインＬ３には、クランプ部９（例えば電磁弁等）が配設されている。かかるクランプ部９は、生理食塩液供給ラインＬ３を開閉可能として設けられ、流路の閉塞及び開放を行わせ得るもので、当該クランプ部９を開閉させることにより、生理食塩液供給ラインＬ３の流路を閉塞させる閉塞状態と生理食塩液（置換液）を流通させ得る流通状態とを任意に切り替え可能とされている。なお、このようなクランプ部９に代えて、手動操作により生理食塩液供給ラインＬ３の流路を閉塞及び開放し得る鉗子等の汎用手段としてもよい。
　ここで、本実施形態に適用される血液回路には、圧力検出器１０が接続されている。かかる圧力検出器１０は、静脈側血液回路２におけるダイアライザ３とエアトラップチャンバ５との間の位置に接続され、静脈側血液回路２（血液回路）を流れる血液の圧力を検出し得るよう構成されている。具体的には、圧力検出器１０は、図２～６に示すように、液体の流路（本実施形態においては、静脈側血液回路２（血液回路））に接続可能なケースＣと、ケースＣ内に取り付けられ、流路の液体（本実施形態においては、静脈側血液回路２（血液回路）の血液）を充填し得る液相部Ｓ１と、空気を充填し得る気相部Ｓ２とを区画するとともに、液相部Ｓ１に充填された液体（血液）の圧力に応じて変位可能な膜部材Ｍとを具備し、気相部Ｓ２の圧力を圧力検出センサＰで検出することにより流路（静脈側血液回路２）における液体の圧力を検出し得るようになっている。
　ケースＣは、所定の樹脂材等を成形して得られた中空状成形部品から成り、液相部Ｓ１を構成する液相部ケースＣａと、気相部Ｓ２を構成する気相部ケースＣｂとを組み合わせて構成されている。液相部ケースＣａは、液体の流路と接続可能とされて液相部Ｓ１と連通させ得る流入ポートＣ１及び流出ポートＣ２が一体形成されるとともに、気相部ケースＣｂは、後述する配管部Ｋの一端と接続可能とされて気相部Ｓ２と連通させ得る接続ポートＣ３が一体形成されている。なお、流入ポートＣ１及び流出ポートＣ２は、液体の流入と流出が逆（すなわち、流入ポートＣ１により液体が流出し、流出ポートＣ２により液体が流入する構成）になってもよい。
　また、液相部ケースＣａの外周縁部には、円環状の挟持面ｍ１（図７参照）が形成されるとともに、気相部ケースＣｂの外周縁部には円環状の挟持面ｍ２（図８参照）が形成されており、液相部ケースＣａ及び気相部ケースＣｂを合致して組み付ける際、挟持面ｍ１と挟持面ｍ２との間に膜部材Ｍの外周部Ｍａを挟持させることにより、膜部材Ｍをシールしつつ取付可能とされている。しかして、ケースＣの内部形成された空間は、膜部材Ｍによって液相部Ｓ１及び気相部Ｓ２に区画（画成）されている。
　膜部材Ｍは、ケースＣ内に取り付けられたダイヤフラムから成り、液相部Ｓ１又は気相部Ｓ２の圧力変化に追従して変位又は変形可能な柔軟な材料にて形成されている。すなわち、液相部Ｓ１内の液体の圧力（液圧）が小さい場合、図４に示すように、膜部材Ｍが液相部Ｓ１側に変位して気相部Ｓ２の容量が増大するとともに、液相部Ｓ１内の液体の圧力（液圧）が大きい場合、図５に示すように、膜部材Ｍが気相部Ｓ２側に変位して気相部Ｓ２の容量が減少するようになっている。
　さらに、気相部ケースＣｂには、その底面の略中央に開口Ｃｂ１（図８参照）が形成されている。かかる開口Ｃｂ１は、気相部ケースＣｂの内周面（底面）に形成されて接続ポートＣ３の流路と気相部Ｓ２とを連通させ、膜部材Ｍの変位に応じて気相部Ｓ２の空気（気体）を流入又は流出させ得るようになっている。しかして、配管Ｋの一端を接続ポートＣ３に接続し、他端を圧力検出センサＰに接続することにより、膜部材Ｍの変位に応じて開口Ｃｂ１から空気（気体）を流入又は流出させ、気相部Ｓ２の圧力を圧力検出センサＰにて検出することができるのである。なお、接続ポートＣ３は、配管Ｋに接続されるものに限らず、気相部Ｓ２の圧力を圧力センサＰに伝えることができる他の手段に接続されるものとしてもよい。
　またさらに、本実施形態に係る気相部ケースＣｂは、その底面の開口Ｃｂ１の周りに凹部Ｃｂ４が形成されるとともに、凹部Ｃｂ４の外周側縁部には、円環状の凸部Ｃｂ３が形成されている。さらに、気相部Ｓ２の凹部Ｃｂ４における開口Ｃｂ１の周りには、図８に示すように、開口Ｃｂ１を中心として放射状に突出した複数のリブＣｂ２が形成されており、当該リブＣｂ２によって流通路Ｒ（保持部）が形成されるようになっている。
　本実施形態に係る流通路Ｒ（保持部）は、膜部材Ｍが気相部Ｓ２側に変位する過程で開口Ｃｂ１による気体の流入又は流出を保持し得るもので、図９に示すように、膜部材Ｍが気相部Ｓ２側に変位してリブＣｂ２に接触した状態において、開口Ｃｂ１の周囲に形成されて開口Ｃｂ１と連通した空間（凹部Ｃｂ４が成す空間）から成る。すなわち、膜部材Ｍが気相部Ｓ２側に変位する過程において、リブＣｂ２により生じた隙間にて流通路Ｒが形成され、その流通路Ｒにて気体（気相部Ｓ２の空気）の流通を許容させることにより開口Ｃｂ１による気体の流入又は流出を保持することができるのである。なお、かかるリブＣｂ２に代えて、気相部Ｓ２における開口Ｃｂ１の周りに形成された溝により流通路Ｒを形成するようにしてもよい。
　本実施形態に係る流入ポートＣ１は、液体の流路（血液回路）に接続可能な部位（突出部）から成るとともに、図６に示すように、液相部Ｓ１の流入口Ｃａ１（図７参照）から液体（血液）を流入させる流路部Ｃ１ａと、流路（血液回路）と接続し得る接続部Ｃ１ｂとを有して構成されている。すなわち、流路部Ｃ１ａ及び接続部Ｃ１ｂは、流入ポートＣ１を構成する突出部内において軸方向に連通して形成されており、接続部Ｃ１ｂに流路を構成するチューブを接続することにより、流路の液体を流路部Ｃ１ａにて流通させ、流入口Ｃａ１から液相部Ｓ１に流入させることができるのである。なお、流入ポートＣ１は、流路を構成するチューブを接続する凹形状であってもよい。
　本実施形態に係る流出ポートＣ２は、液体の流路（血液回路）に接続可能な部位（突出部）から成るとともに、同図に示すように、液相部Ｓ１に流入した液体（血液）を流出口Ｃａ２（図７参照）から流出させる流路部Ｃ２ａと、流路（血液回路）と接続し得る接続部Ｃ２ｂとを有して構成されている。すなわち、流路部Ｃ２ａ及び接続部Ｃ２ｂは、流出ポートＣ２を構成する突出部内において軸方向に連通して形成されており、接続部Ｃ２ｂに流路を構成するチューブを接続することにより、液相部Ｓ１に流入した液体を流路部Ｃ２ａにて流通させ、下流側の流路（血液回路）に流出させることができるのである。なお、流出ポートＣ２は、流路を構成するチューブを接続する凹形状であってもよい。
　本実施形態によれば、気相部Ｓ２は、膜部材Ｍの変位に応じて気体を流入又は流出させ得る開口Ｃｂ１が形成されるとともに、膜部材Ｍが気相部Ｓ２側に変位する過程で開口Ｃｂ１による気体の流入又は流出を保持し得る流通路Ｒ（保持部）が形成されたので、気相部Ｓ２の容量が増大してしまうのを抑制しつつ必要な測定レンジを確保することができる。また、本実施形態に係る流通路Ｒ（保持部）は、開口Ｃｂ１と連通した空間から成り、膜部材Ｍが気相部Ｓ２側に変位する過程において、流通路Ｒにて気体の流通を許容させることにより開口Ｃｂ１による気体の流入又は流出を保持するので、膜部材Ｍが気相部Ｓ２側に変位する過程で開口Ｃｂ１を閉塞してしまうのを確実に防止することができる。
　特に、本実施形態に係る流通路Ｒは、気相部Ｓ２における開口Ｃｂ１の周りに形成されたリブＣｂ２（又は溝）により形成されるので、簡易な構成にて開口Ｃｂ１の閉塞を確実に防止することができる。なお、リブＣｂ２に代えて他の形状の凸部（渦巻き状等）により流通路Ｒを形成するものとしてもよい。さらに、本実施形態によれば、上記のような圧力検出器１０の効果を有する血液回路を提供することができる。
　次に、本発明の第２の実施形態に係る圧力検出器について説明する。
　本実施形態に係る圧力検出器は、第１の実施形態と同様の血液浄化装置に適用されるもので、図１に示すように、動脈側血液回路１における先端（動脈側穿刺針ａが取り付けられるコネクタ）と血液ポンプ４との配設部位との間の位置に接続され、動脈側血液回路１を流れる血液の圧力を検出し得るよう構成されている。
　本実施形態に係る圧力検出器１０は、図１０～１５に示すように、液体の流路（本実施形態においては、静脈側血液回路２に相当）に接続可能なケースＣと、ケースＣ内に取り付けられ、流路の液体（本実施形態においては、静脈側血液回路２の血液）を充填し得る液相部Ｓ１と、空気を充填し得る気相部Ｓ２とを区画するとともに、液相部Ｓ１に充填された液体（血液）の圧力に応じて変位可能な膜部材Ｍとを具備し、気相部Ｓ２の圧力を圧力検出センサＰで検出することにより流路（静脈側血液回路２）における液体の圧力を検出し得るようになっている。なお、第１の実施形態と同様の構成要素には、同一の符号を付し、それらの詳細な説明を省略する。
　ここで、本実施形態に係る流通路Ｒは、膜部材Ｍが気相部Ｓ２側に変位する過程で開口Ｃｂ１による気体の流入又は流出を保持し得るもので、気相部Ｓ２における開口Ｃｂ１の周りに形成された凹部Ｃｂ４と、開口Ｃｂ１を含みつつ凹部Ｃｂ４を覆うとともに気体の通過を許容する疎水性膜Ｂ（許容部材）とにより構成されている。かかる疎水性膜Ｂは、気体の通過を許容しつつ液体の通過を遮断する膜状に成形された部材から成り、その外周縁部が開口Ｃｂ１の周囲に形成された凸部Ｃｂ３に対して溶着（例えば、超音波溶着等）されて取り付けられている。
　より具体的には、本実施形態に係る疎水性膜Ｂは、図１５に示すように、ＰＴＦＥ（ポリテトラフルオロエチレン）から成る樹脂材をシート状（膜状）に成形した第１層Ｂ１と、ＰＥｓ（ポリエステル）等から成る不織布から成る第２層Ｂ２とを厚み方向に有して構成されている。本実施形態においては、第１層Ｂ１及び第２層Ｂ２を含めた厚さが０．１～０．５ｍｍ程度とされ、第１層Ｂ１（ＰＴＦＥ）の厚さはその１０分の１程度とされている。
　なお、本実施形態に係る疎水性膜Ｂは、第２層Ｂ２を基材とし、その第２層Ｂ２の表面にＰＴＦＥをシート状に貼り付けて第１層Ｂ１としたものが使用されているが、他の形態（基材が異なる材質のもの、或いは基材を用いないもの等）としてもよい。第１層Ｂ１は、気体の通過を許容しつつ液体の通過を遮断する性質を有していれば足り、例えばアクリル共重合体やポリエーテルスルホン等から成るものであってもよい。
　しかして、膜部材Ｍが気相部Ｓ２側に変位する過程において、図１４に示すように、疎水性膜Ｂにて流通路Ｒが保持され、その流通路Ｒにて気体（気相部Ｓ２の空気）の流通（同図中の矢印参照）を許容させることにより開口Ｃｂ１による気体の流入又は流出を保持することができるのである。なお、本実施形態に係る疎水性膜Ｂは、気体の通過を許容しつつ液体の通過を遮断するものであるが、開口Ｃｂ１を含みつつ凹部Ｃｂ４を覆うとともに気体の通過を許容するものであれば足りる。
　本実施形態によれば、気相部Ｓ２は、膜部材Ｍの変位に応じて気体を流入又は流出させ得る開口Ｃｂ１が形成されるとともに、膜部材Ｍが気相部Ｓ２側に変位する過程で開口Ｃｂ１による気体の流入又は流出を保持し得る流通路Ｒ（保持部）が形成されたので、気相部Ｓ２の容量が増大してしまうのを抑制しつつ必要な測定レンジを確保することができる。また、本実施形態に係る流通路Ｒ（保持部）は、開口Ｃｂ１と連通した空間から成り、膜部材Ｍが気相部Ｓ２側に変位する過程において、流通路Ｒにて気体の流通を許容させることにより開口Ｃｂ１による気体の流入又は流出を保持するので、膜部材Ｍが気相部Ｓ２側に変位する過程で開口Ｃｂ１を閉塞してしまうのを確実に防止することができる。
　特に、本実施形態に係る流通路Ｒは、気相部Ｓ２における開口Ｃｂ１の周りに形成された凹部Ｃｂ４と、開口Ｃｂ１を含みつつ凹部Ｃｂ４を覆うとともに気体の通過を許容する疎水性膜Ｂ（許容部材）とにより構成されたので、疎水性膜Ｂ（許容部材）における気体の通過面積を大きく設定でき、気体が通過する際の抵抗を小さくして圧力の検出精度の悪化を抑制することができる。
　また、本実施形態に係る許容部材は、気体の通過を許容しつつ液体の通過を遮断する疎水性膜Ｂから成るので、液相部Ｓ２から液体（血液）が漏れた場合、その漏れた液体が気相部Ｓ２の外部に至ってしまうのを防止できる。さらに、本実施形態によれば、上記のような圧力検出器１０の効果を有する血液回路を提供することができる。
　次に、本発明の第３の実施形態に係る圧力検出器について説明する。
　本実施形態に係る圧力検出器は、第１の実施形態と同様の血液浄化装置に適用されるもので、図１に示すように、静脈側血液回路２におけるダイアライザ３とエアトラップチャンバ５との間の位置に接続され、静脈側血液回路２（血液回路）を流れる血液の圧力を検出し得るよう構成されている。
　本実施形態に係る圧力検出器１０は、図１６～１８に示すように、液体の流路（本実施形態においては、静脈側血液回路２（血液回路））に接続可能なケースＣと、ケースＣ内に取り付けられ、流路の液体（本実施形態においては、静脈側血液回路２（血液回路）の血液）を充填し得る液相部Ｓ１と、空気を充填し得る気相部Ｓ２とを区画するとともに、液相部Ｓ１に充填された液体（血液）の圧力に応じて変位可能な膜部材Ｍとを具備し、気相部Ｓ２の圧力を圧力検出センサＰで検出することにより流路（静脈側血液回路２）における液体の圧力を検出し得るようになっている。なお、第１の実施形態と同様の構成要素には、同一の符号を付し、それらの詳細な説明を省略する。
　ここで、本実施形態に係る流通路Ｒは、膜部材Ｍが気相部Ｓ２側に変位する過程で開口Ｃｂ１による気体の流入又は流出を保持し得るもので、膜部材Ｍにおける気相部Ｓ２側の表面に形成されたリブＭｂ（又は溝であってもよい）により形成される。具体的には、リブＭｂ（溝）は、膜部材Ｍの気相部Ｓ２側の表面において、その中央から縁部に向かって放射状に一体形成された部位から成り、膜部材Ｍが気相部Ｓ２側に変位する過程において、図１８に示すように、リブＭｂにより生じた隙間にて流通路Ｒが形成され、その流通路Ｒにて気体（気相部Ｓ２の空気）の流通（同図中の矢印参照）を許容させることにより開口Ｃｂ１による気体の流入又は流出を保持することができるのである。
　本実施形態によれば、気相部Ｓ２は、膜部材Ｍの変位に応じて気体を流入又は流出させ得る開口Ｃｂ１が形成されるとともに、膜部材Ｍが気相部Ｓ２側に変位する過程で開口Ｃｂ１による気体の流入又は流出を保持し得る流通路Ｒ（保持部）が形成されたので、気相部Ｓ２の容量が増大してしまうのを抑制しつつ必要な測定レンジを確保することができる。また、本実施形態に係る流通路Ｒ（保持部）は、開口Ｃｂ１と連通した空間から成り、膜部材Ｍが気相部Ｓ２側に変位する過程において、流通路Ｒにて気体の流通を許容させることにより開口Ｃｂ１による気体の流入又は流出を保持するので、膜部材Ｍが気相部Ｓ２側に変位する過程で開口Ｃｂ１を閉塞してしまうのを確実に防止することができる。
　特に、本実施形態に係る流通路Ｒは、膜部材Ｍにおける気相部Ｓ２側の表面に形成されたリブＭｂ（又は溝）により形成されるので、簡易な構成にて開口Ｃｂ１の閉塞を確実に防止することができる。なお、リブＭｂに代えて他の形状の凸部（渦巻き状等）により流通路Ｒを形成するものとしてもよい。さらに、本実施形態によれば、上記のような圧力検出器１０の効果を有する血液回路を提供することができる。
　以上、本実施形態について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、第１の実施形態におけるリブＣｂ２が気相部ケースＣｂの内周面全域に形成されたもの、第３の実施形態におけるリブＭｂが開口Ｃｂ１と対向する部位のみに形成されたものであってもよい。また、第１の実施形態において、リブＣｂ２が形成された凹部Ｃｂ４を第２の実施形態の疎水性膜Ｂにて覆って構成されたものとしてもよい。
　またさらに、本実施形態に係る圧力検出器１０は、静脈側血液回路２に接続されているが、血液回路における他の位置（例えば、動脈側血液回路１における先端と血液ポンプ４との間の位置、動脈側血液回路１における血液ポンプ４とダイアライザ３との間の位置）に接続するようにしてもよい。本圧力検出器１０が接続される血液回路は、他の形態のものであってもよく、例えばエアトラップチャンバ５が接続されず、代わりに本圧力検出器１０が接続されるものであってもよい。
　なお、本実施形態においては、透析治療における血液回路の圧力検出器１０として適用されているが、患者の血液を浄化治療し得る他の血液回路の圧力検出器として適用してもよい。例えば、アセテートフリーバイオフィルトレーション（ＡＦＢＦ）、持続緩徐式血液濾過療法、血液吸着療法、選択式血球成分除去療法、単純血漿交換療法、二重膜濾過血漿交換療法、血漿吸着療法等で使用される血液回路の圧力検出器に適用してもよい。
　気相部は、膜部材の変位に応じて気体を流入又は流出させ得る開口が形成されるとともに、膜部材が気相部側に変位する過程で開口による気体の流入又は流出を保持し得る保持部が形成された圧力検出器であれば、他の形態及び用途のものにも適用することができる。
１　動脈側血液回路
２　静脈側血液回路
３　ダイアライザ（血液浄化器）
４　血液ポンプ
５　エアトラップチャンバ
６　透析装置本体
７　収容部
８　エアトラップチャンバ
９　クランプ部
１０　圧力検出器
Ｌ１　透析液導入ライン
Ｌ２　透析液排出ライン
Ｌ３　生理食塩液供給ライン
Ｃ　ケース
Ｃａ　液相部ケース
Ｃａ１　流入口
Ｃａ２　流出口
Ｃｂ　気相部ケース
Ｃｂ１　開口
Ｃｂ２　リブ
Ｃｂ３　凸部
Ｃｂ４　凹部
Ｃ１　流入ポート
Ｃ１ａ　流路部
Ｃ１ｂ　接続部
Ｃ２　流出ポート
Ｃ２ａ　流路部
Ｃ２ｂ　接続部
Ｃ３　接続ポート
Ｍ　膜部材
Ｐ　圧力検出器
Ｓ１　液相部
Ｓ２　気相部
Ｋ　配管部
Ｂ　疎水性膜
Ｒ　流通路（保持部）

Claims (7)

  1. 　液体の流路に接続可能なケースと、
    　該ケース内に取り付けられ、前記流路の液体を充填し得る液相部と、気体を充填し得る気相部とを区画するとともに、前記液相部に充填された液体の圧力に応じて変位可能な膜部材と、
    を具備し、前記気相部の圧力を検出することにより前記流路における液体の圧力を検出する圧力検出器において、
    　前記気相部は、前記膜部材の変位に応じて気体を流入又は流出させ得る開口が形成されるとともに、前記膜部材が前記気相部側に変位する過程で前記開口による気体の流入又は流出を保持し得る保持部が形成されたことを特徴とする圧力検出器。
  2. 　前記保持部は、前記開口と連通した流通路から成り、前記膜部材が前記気相部側に変位する過程において、前記流通路にて気体の流通を許容させることにより前記開口による気体の流入又は流出を保持することを特徴とする請求項１記載の圧力検出器。
  3. 　前記流通路は、前記気相部における前記開口の周りに形成されたリブ又は溝により形成されることを特徴とする請求項２記載の圧力検出器。
  4. 　前記流通路は、前記気相部における前記開口の周りに形成された凹部と、前記開口を含みつつ前記凹部を覆うとともに気体の通過を許容する許容部材とにより構成されたことを特徴とする請求項２記載の圧力検出器。
  5. 　前記許容部材は、気体の通過を許容しつつ液体の通過を遮断する疎水性膜から成ることを特徴とする請求項４記載の圧力検出器。
  6. 　前記流通路は、前記膜部材における気相部側の表面に形成されたリブ又は溝により形成されることを特徴とする請求項２記載の圧力検出器。
  7. 　請求項１～６の何れか１つに記載の圧力検出器が接続されたことを特徴とする血液回路。
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Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11478885B2 (en) 2018-06-22 2022-10-25 Nikkiso Company Limited Method and apparatus of manufacturing medical device
US11872334B2 (en) 2018-05-16 2024-01-16 Nikkiso Company Limited Pressure detector
US11931500B2 (en) 2018-05-16 2024-03-19 Nikkiso Company Limited Pressure detector
US11931499B2 (en) 2018-05-16 2024-03-19 Nikkiso Company Limited Pressure detector

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0924026A (ja) * 1995-07-10 1997-01-28 Otsuka Pharmaceut Factory Inc 血液回路の圧力測定装置
WO2007040223A1 (ja) * 2005-10-03 2007-04-12 Jms Co., Ltd. 閉鎖型貯血槽およびそれを用いた体外血液循環装置
JP2008051663A (ja) * 2006-08-24 2008-03-06 Asahi Kasei Kuraray Medical Co Ltd 圧力センサ
JP2009533154A (ja) * 2006-04-14 2009-09-17 デカ・プロダクツ・リミテッド・パートナーシップ 流体圧送、熱交換、熱検知および伝導率検知用システム、器具および方法
JP2014204779A (ja) * 2013-04-11 2014-10-30 日機装株式会社 トランスデューサ保護フィルタ
JP2017106812A (ja) * 2015-12-10 2017-06-15 アズビル株式会社 圧力センサチップ

Family Cites Families (33)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
FR2346238A1 (fr) 1976-04-02 1977-10-28 Rhone Poulenc Ind Reservoir notamment pour liquide biologique
US4427470A (en) 1981-09-01 1984-01-24 University Of Utah Vacuum molding technique for manufacturing a ventricular assist device
JP2582134B2 (ja) 1988-03-03 1997-02-19 株式会社 大協精工 医薬品用プラスチック容器の栓体及びその製造方法
SE464913B (sv) 1988-03-03 1991-07-01 Gambro Ab Anordning foer tryckoeverfoering
US4908493A (en) 1988-05-31 1990-03-13 Midwest Research Institute Method and apparatus for optimizing the efficiency and quality of laser material processing
US5221271A (en) 1991-08-15 1993-06-22 Medex, Inc. Sample site with flow directors
US6392208B1 (en) 1999-08-06 2002-05-21 Watlow Polymer Technologies Electrofusing of thermoplastic heating elements and elements made thereby
WO2003034014A2 (en) 2001-10-16 2003-04-24 Innovent, Llc. Systems and methods for measuring pressure
EP1658869A1 (en) 2004-11-17 2006-05-24 Fresenius Medical Care Deutschland GmbH Membrane unit, housing of a pressure measuring unit and pressure measuring unit
JP4488981B2 (ja) 2005-08-23 2010-06-23 日本シャーウッド株式会社 取出し具及び医療用縫合具セット
US8092414B2 (en) 2005-11-09 2012-01-10 Nxstage Medical, Inc. Diaphragm pressure pod for medical fluids
US7748275B2 (en) 2006-04-19 2010-07-06 Asahi Kasei Kuraray Medical Co., Ltd. Pressure sensor for extracorporeal circulating circuit
JP5141004B2 (ja) 2006-12-01 2013-02-13 株式会社ジェイ・エム・エス 状態検知装置
CA2681912C (en) 2007-02-27 2015-09-29 Deka Products Limited Partnership Hemodialysis systems and methods
WO2008140395A1 (en) * 2007-05-15 2008-11-20 Gambro Lundia Ab Pressure sensing device and use of the same in a connecting structure
ITMO20080083A1 (it) * 2008-03-21 2009-09-22 Lucomed Spa Dispositivo di raccordo trasduttore-protettore, particolarmente per linee biomedicali di emodialisi
JP5469515B2 (ja) 2010-04-09 2014-04-16 内外化成株式会社 医療用キャップ
US20140052009A1 (en) 2012-08-15 2014-02-20 Acist Medical Systems, Inc. Monitoring blood pressure in a medical injection system
EP2931334B1 (en) 2012-12-14 2017-08-09 Gambro Lundia AB Diaphragm repositioning for pressure pod using position sensing
CN104363936B (zh) * 2012-12-20 2017-04-05 甘布罗伦迪亚股份公司 用于压力测量装置的基于目标体积的膜复位
JP5826815B2 (ja) 2013-12-11 2015-12-02 日機装株式会社 混注部材
US8960010B1 (en) 2013-12-23 2015-02-24 Fresenius Medical Care Holdings, Inc. Automatic detection and adjustment of a pressure pod diaphragm
MX2017001677A (es) 2014-09-26 2017-05-09 Fresenius Medical Care Holdings Inc Dispositivo de salida de presion para maquina de hemodialisis extracorporea.
JP6517023B2 (ja) 2015-01-23 2019-05-22 日機装株式会社 血液浄化装置
JP6685089B2 (ja) * 2015-06-01 2020-04-22 日機装株式会社 医療用液圧検出装置
WO2017015322A1 (en) * 2015-07-20 2017-01-26 Haemonetics Corporation System and method for measuring pressure of fluid flow
DE102017119708A1 (de) 2017-08-28 2019-02-28 Kautex Textron Gmbh & Co. Kg Flüssigkeitsbehälter für ein Kraftfahrzeug und Verfahren zum Herstellen eines Flüssigkeitsbehälters
JP7119328B2 (ja) 2017-10-05 2022-08-17 ニプロ株式会社 圧力測定用チャンバ
JP7030610B2 (ja) 2018-05-16 2022-03-07 日機装株式会社 圧力検出器
JP6639559B2 (ja) 2018-05-16 2020-02-05 日機装株式会社 圧力検出器
JP6637108B2 (ja) 2018-05-16 2020-01-29 日機装株式会社 圧力検出器
JP6637107B2 (ja) 2018-05-16 2020-01-29 日機装株式会社 圧力検出器
JP6564914B1 (ja) 2018-06-22 2019-08-21 日機装株式会社 医療器具及びその製造方法

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0924026A (ja) * 1995-07-10 1997-01-28 Otsuka Pharmaceut Factory Inc 血液回路の圧力測定装置
WO2007040223A1 (ja) * 2005-10-03 2007-04-12 Jms Co., Ltd. 閉鎖型貯血槽およびそれを用いた体外血液循環装置
JP2009533154A (ja) * 2006-04-14 2009-09-17 デカ・プロダクツ・リミテッド・パートナーシップ 流体圧送、熱交換、熱検知および伝導率検知用システム、器具および方法
JP2008051663A (ja) * 2006-08-24 2008-03-06 Asahi Kasei Kuraray Medical Co Ltd 圧力センサ
JP2014204779A (ja) * 2013-04-11 2014-10-30 日機装株式会社 トランスデューサ保護フィルタ
JP2017106812A (ja) * 2015-12-10 2017-06-15 アズビル株式会社 圧力センサチップ

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11872334B2 (en) 2018-05-16 2024-01-16 Nikkiso Company Limited Pressure detector
US11931500B2 (en) 2018-05-16 2024-03-19 Nikkiso Company Limited Pressure detector
US11931499B2 (en) 2018-05-16 2024-03-19 Nikkiso Company Limited Pressure detector
US11478885B2 (en) 2018-06-22 2022-10-25 Nikkiso Company Limited Method and apparatus of manufacturing medical device

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