JPS6096262A - 透析装置 - Google Patents
透析装置Info
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- JPS6096262A JPS6096262A JP59206960A JP20696084A JPS6096262A JP S6096262 A JPS6096262 A JP S6096262A JP 59206960 A JP59206960 A JP 59206960A JP 20696084 A JP20696084 A JP 20696084A JP S6096262 A JPS6096262 A JP S6096262A
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- A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
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- A61M1/307—Time control
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- A61M1/308—Volume control, e.g. with open or flexible containers, by counting the number of pump revolutions, weighing
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
産業上の利用分野
本発明は、血管穿刺Ａ用の単一のカニユーレ、該カニユ
ーレから延びて動脈導管および静脈導管内へ分校した血
液導管、該動脈導管と静脈導管内で交互に作動する逆止
弁、第１逆止弁を介して動脈導管に接続された単一ポン
プ、該ポンプと動脈導管の間に接続された透析器、血液
を一時的に収容するための膨張チャンバーを備えた患者
の血液を透析するための透析装置に関する。
ーレから延びて動脈導管および静脈導管内へ分校した血
液導管、該動脈導管と静脈導管内で交互に作動する逆止
弁、第１逆止弁を介して動脈導管に接続された単一ポン
プ、該ポンプと動脈導管の間に接続された透析器、血液
を一時的に収容するための膨張チャンバーを備えた患者
の血液を透析するための透析装置に関する。
従来の技術
単針透析用の種々の透析装置が知られている。
単針透析（Ｅｉｎｎａｄｅｌｄｉａｌｙｓｅ ）にｇい
ては、単一の単腔（ｅｉｎｌｕｍｉｇ ）カニユーレを
患者の血管へ穿刺する。カニユーレには、動脈導管と静
脈導管に分校した血液導管が接続される。患者からの血
液は血液ポンプによって動脈導管を経て膨張チャンバー
に輸送される。第２の段階においては、動脈導管が閉鎖
され、静脈導管が開放される。この時、血液は膨張チャ
ンバーから透析器にポンプ輸送され、ここから開放した
静脈導管を経て患者へ再び輸送される。通例、２台のポ
ンプが使用され、−万のポンプは動脈導管から血液を吸
引し、他方のポンプは血液を静脈導管内にポンプ輸送す
る。ポンプとしては、輸送量がポンプの回転数に比例す
るホースポンプが使用される。
ては、単一の単腔（ｅｉｎｌｕｍｉｇ ）カニユーレを
患者の血管へ穿刺する。カニユーレには、動脈導管と静
脈導管に分校した血液導管が接続される。患者からの血
液は血液ポンプによって動脈導管を経て膨張チャンバー
に輸送される。第２の段階においては、動脈導管が閉鎖
され、静脈導管が開放される。この時、血液は膨張チャ
ンバーから透析器にポンプ輸送され、ここから開放した
静脈導管を経て患者へ再び輸送される。通例、２台のポ
ンプが使用され、−万のポンプは動脈導管から血液を吸
引し、他方のポンプは血液を静脈導管内にポンプ輸送す
る。ポンプとしては、輸送量がポンプの回転数に比例す
るホースポンプが使用される。
先に述べた種類の既知の透析装置（西独国特許公報ＤＥ
−ＰＳ ２２３６４３３）においては、動脈導管を通っ
て吸引された血液を一時的に収容するための膨張チャン
バーを、動脈導管とポンプの間に設置する。ポンプ出口
は透析器へ導かれる。
−ＰＳ ２２３６４３３）においては、動脈導管を通っ
て吸引された血液を一時的に収容するための膨張チャン
バーを、動脈導管とポンプの間に設置する。ポンプ出口
は透析器へ導かれる。
透析器の出口はバブルトラップ（Ｂｌ ａｓｅｎｆａｌ
Ｉｅ ）を経て静脈導管に接続される。動脈導管およ
び静脈導管はそれぞれ逆止弁を備えており、ホース圧搾
弁として形成されたこれらの両方の逆１に弁は交互に作
動されるので、その都度両方の導管の一方が閉鎖され、
他方が開放される。流入段階においては、動脈導管の逆
止弁が開放される。次いで血液゛はポンプによって動脈
導管を経て膨張チャンバー内に吸引され、該チャンバー
からは対応する体積の空気が置換される。静脈導管内の
圧力が所定の値まで上昇すると、動脈導管内の逆止弁が
閉鎖され、静脈導管内の逆止弁が開放される。膨張チャ
ンバー内に存在する血液は作動する血液ポンプによって
吸引され、透析器およびバブルトラップを経て輸送され
る。流入段階と回帰段階との間の切り替えは、閉鎖血液
循環系の２つの異なった位置での圧力を測定することに
より、その都度の圧力に応じておこなわれる。圧力測定
には、経時的に変化する高圧管と圧力測定装置について
一定の消耗を伴うので、切り替え時点は充分な精度で維
持されない。さらに、圧力切り替えの限界値が不正確に
調整される可能性がある。
Ｉｅ ）を経て静脈導管に接続される。動脈導管およ
び静脈導管はそれぞれ逆止弁を備えており、ホース圧搾
弁として形成されたこれらの両方の逆１に弁は交互に作
動されるので、その都度両方の導管の一方が閉鎖され、
他方が開放される。流入段階においては、動脈導管の逆
止弁が開放される。次いで血液゛はポンプによって動脈
導管を経て膨張チャンバー内に吸引され、該チャンバー
からは対応する体積の空気が置換される。静脈導管内の
圧力が所定の値まで上昇すると、動脈導管内の逆止弁が
閉鎖され、静脈導管内の逆止弁が開放される。膨張チャ
ンバー内に存在する血液は作動する血液ポンプによって
吸引され、透析器およびバブルトラップを経て輸送され
る。流入段階と回帰段階との間の切り替えは、閉鎖血液
循環系の２つの異なった位置での圧力を測定することに
より、その都度の圧力に応じておこなわれる。圧力測定
には、経時的に変化する高圧管と圧力測定装置について
一定の消耗を伴うので、切り替え時点は充分な精度で維
持されない。さらに、圧力切り替えの限界値が不正確に
調整される可能性がある。
周知の透析装置の別の欠点は、持続的に作動するポンプ
が中断しないで静脈導管へポンプ輸送をおこなうことで
ある。静脈導管が閉鎖されると、該導管内の圧力は限界
値まで高められる。限界値に達すると、静脈導管内の逆
止弁が開放され、圧力がカニユーレを経て血管内まで解
放される。同時に、ポンプは作動し続けるので、圧力解
放の規準通りのポンプ輸送量が過度になる。このために
、患者へ輸送される血液の輸送量が大きく変動する。
が中断しないで静脈導管へポンプ輸送をおこなうことで
ある。静脈導管が閉鎖されると、該導管内の圧力は限界
値まで高められる。限界値に達すると、静脈導管内の逆
止弁が開放され、圧力がカニユーレを経て血管内まで解
放される。同時に、ポンプは作動し続けるので、圧力解
放の規準通りのポンプ輸送量が過度になる。このために
、患者へ輸送される血液の輸送量が大きく変動する。
発明が解決しようとする問題点
本発明の課題は、流入段階においては一定輸送速度で患
者から血液を吸引し、回帰段階においては圧力の解放を
伴うことなく一定の輸送速度で患者へ血液を再び輸送す
る前記の種類の透析装置を提供することである。
者から血液を吸引し、回帰段階においては圧力の解放を
伴うことなく一定の輸送速度で患者へ血液を再び輸送す
る前記の種類の透析装置を提供することである。
本発明によればこの課題は、ポンプに対して閉鎖可能な
並列路（Ｐａｒａｌｌｅｌｗｅｇ ）内に膨張チャンバ
ーを配設することによって解決された。
並列路（Ｐａｒａｌｌｅｌｗｅｇ ）内に膨張チャンバ
ーを配設することによって解決された。
本発明によれば、患者から抜き取られる血液量は流入段
階に８いてはもっばらポンプの輸送速度によって決定さ
れる。ポンプは動脈導管から膨張チャンバー内への送給
をおこなう。静脈導管方向には圧力は生じない。回帰段
階においては、ポンプは膨張チャンバーからの血液を透
析器を経て静脈導管へ輸送する。この場合、膨張チャン
バー内に生ずる圧力は血液ポンプを経て消滅されるので
、突発的に解放されない。
階に８いてはもっばらポンプの輸送速度によって決定さ
れる。ポンプは動脈導管から膨張チャンバー内への送給
をおこなう。静脈導管方向には圧力は生じない。回帰段
階においては、ポンプは膨張チャンバーからの血液を透
析器を経て静脈導管へ輸送する。この場合、膨張チャン
バー内に生ずる圧力は血液ポンプを経て消滅されるので
、突発的に解放されない。
本発明による透析装置は中−の小膝カニユーレおよび単
一ポンプと共に作動する。このポンプは膨張チャンバー
の所定の充填ならびに該チャンバーの所定の排出に使用
される。流入段階においては、血液はポンプを経て膨張
チャンバー内に達し、回帰段階においては、血液は再び
膨張チャンバーを離れてポンプを経て透析器へ輸送され
る。動脈導管から排出される血液量はもっばらポンプの
回転数に依存し、また静脈導管へポンプ輸送される血液
量もポンプの回転数にもっばら依存する。このようにし
て、患者の血液系は大きな一時的な圧力変動によって中
断されない。好ましくは、並列路は膨張チャンバーの前
部に第４の逆止弁を備え、該チャンバーの後部に第５の
逆１に弁を備え、両方の逆止弁は交互に閉鎖され、この
場合、第４の逆止弁は動脈導管内に設けられた第１の逆
止弁と共に同時に調整される。
一ポンプと共に作動する。このポンプは膨張チャンバー
の所定の充填ならびに該チャンバーの所定の排出に使用
される。流入段階においては、血液はポンプを経て膨張
チャンバー内に達し、回帰段階においては、血液は再び
膨張チャンバーを離れてポンプを経て透析器へ輸送され
る。動脈導管から排出される血液量はもっばらポンプの
回転数に依存し、また静脈導管へポンプ輸送される血液
量もポンプの回転数にもっばら依存する。このようにし
て、患者の血液系は大きな一時的な圧力変動によって中
断されない。好ましくは、並列路は膨張チャンバーの前
部に第４の逆止弁を備え、該チャンバーの後部に第５の
逆１に弁を備え、両方の逆止弁は交互に閉鎖され、この
場合、第４の逆止弁は動脈導管内に設けられた第１の逆
止弁と共に同時に調整される。
本発明はさらに、単一の小膝カニユーレからの血液がポ
ンプによって膨張チャンバー内へ輸送される流入段階旧
よび膨張チャンバーからの血液がポンプおよび透析器を
経て該カニユーレ内へ輸送される回帰段階との間で仮数
の逆止弁が切り替えられる単針透析装置の調整方法に関
する。
ンプによって膨張チャンバー内へ輸送される流入段階旧
よび膨張チャンバーからの血液がポンプおよび透析器を
経て該カニユーレ内へ輸送される回帰段階との間で仮数
の逆止弁が切り替えられる単針透析装置の調整方法に関
する。
本発明によるこの方法は、流入段階においてポンプ輸送
量について時間積分（Ｚｅｉｔｉｎｔｅｇｒａｌ ％お
こない、これを膨張チャンバーの許容体積（Ａｕｆｆｉ
；ｌ Ｉｖｏｌｕｍｅｎ ） ト比較し、シグナルカ一
致シた時に逆止弁を回帰段階に切り替え、次いで回帰段
階においてポンプの輸送量について時間積分をおこない
、これを該許容体積と比較し、シグナルが一致した時に
再び流入段階に切り替えることを特徴とする。
量について時間積分（Ｚｅｉｔｉｎｔｅｇｒａｌ ％お
こない、これを膨張チャンバーの許容体積（Ａｕｆｆｉ
；ｌ Ｉｖｏｌｕｍｅｎ ） ト比較し、シグナルカ一
致シた時に逆止弁を回帰段階に切り替え、次いで回帰段
階においてポンプの輸送量について時間積分をおこない
、これを該許容体積と比較し、シグナルが一致した時に
再び流入段階に切り替えることを特徴とする。
この方法によって、調整過程のための圧力測定をおこな
うことなく、流入段階と回帰段階との時間的移行を非常
に正確に調整することが可能となる。他方、ポンプの輸
送速度は手動によって変化させてもよく、また、プログ
ラムによって流入段階と回帰段階との間に異なった値を
付与してもよい。ポンプの輸送量はポンプの回転数に比
例するので、ポンプに必要な時間を簡単な方法によって
計算して、膨張チャンバーに血液を充填し、または該チ
ャンバーから血液を排出させることができる。ポンプの
輸送速度は各段階において変化させることができる。い
ずれの場合も、流入段階において膨張チャンバーの許容
体積まで血液を充填し、これを回帰段階にＢいてポンプ
で排出させることが保証される。圧力測定は系の種々の
位置に旧いて機能監視のために利用することができるが
、逆止弁とポンプの調整のためには不要である。
うことなく、流入段階と回帰段階との時間的移行を非常
に正確に調整することが可能となる。他方、ポンプの輸
送速度は手動によって変化させてもよく、また、プログ
ラムによって流入段階と回帰段階との間に異なった値を
付与してもよい。ポンプの輸送量はポンプの回転数に比
例するので、ポンプに必要な時間を簡単な方法によって
計算して、膨張チャンバーに血液を充填し、または該チ
ャンバーから血液を排出させることができる。ポンプの
輸送速度は各段階において変化させることができる。い
ずれの場合も、流入段階において膨張チャンバーの許容
体積まで血液を充填し、これを回帰段階にＢいてポンプ
で排出させることが保証される。圧力測定は系の種々の
位置に旧いて機能監視のために利用することができるが
、逆止弁とポンプの調整のためには不要である。
以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳述する。
第１図は本発明による透析装置の流入段階での模式図で
ある。
ある。
第２図は第１図に示す透析装置の回帰段階での模式図で
ある。
ある。
図示された実施態様にＢいては、尖端が患者の血管に穿
刺された小成の針状カニユーレ（１０）が血液導管（１
１）に接続される。血液導管（１１）は動脈導管（Ａ）
と静脈導管（Ｖ）に分枝する。動脈導管内には第１逆Ｗ
弁（Ｖｌ）が設けられ、静脈導管（Ｖ）内には第２逆止
弁（Ｖ２）が設けられる。これらの逆止弁はすべてホー
ス弁（５ｃｈｌａｕｃｈｖｅｎｔｉｌ ）であり、該ホ
ース弁は当該ホース導管を外側から圧搾し、該導管内の
貫流を遮断する。逆止弁は例えば電磁石を介して調整装
置（１６）によって遠隔操作される。
刺された小成の針状カニユーレ（１０）が血液導管（１
１）に接続される。血液導管（１１）は動脈導管（Ａ）
と静脈導管（Ｖ）に分枝する。動脈導管内には第１逆Ｗ
弁（Ｖｌ）が設けられ、静脈導管（Ｖ）内には第２逆止
弁（Ｖ２）が設けられる。これらの逆止弁はすべてホー
ス弁（５ｃｈｌａｕｃｈｖｅｎｔｉｌ ）であり、該ホ
ース弁は当該ホース導管を外側から圧搾し、該導管内の
貫流を遮断する。逆止弁は例えば電磁石を介して調整装
置（１６）によって遠隔操作される。
動脈導管は逆止弁（Ｖｌ）の後部においてポンプ（１２
）の入口に接続される。ポンプとしては、例えば回転数
が可変のホースポンプが重要である。
）の入口に接続される。ポンプとしては、例えば回転数
が可変のホースポンプが重要である。
ポンプの出口は第３逆止弁（■３）を経て透析器（１３
）の入口に接続され、透析器（１３）の出口はバブルト
ラップ（１４）に接続され、該トラップの出口は第２逆
止弁（ｖ２）を備えた静脈導管（Ｖ）に接続される。
）の入口に接続され、透析器（１３）の出口はバブルト
ラップ（１４）に接続され、該トラップの出口は第２逆
止弁（ｖ２）を備えた静脈導管（Ｖ）に接続される。
膨張チャンバー（１５）はポンプ（１２）に対する並列
路内に配設される。該チャンバーの入口は第４逆止弁（
■４〕を介してポンプの出口に接続され、また該チャン
バーの出口は第５逆止弁（Ｖ５）を介してポンプの入口
に接続される。
路内に配設される。該チャンバーの入口は第４逆止弁（
■４〕を介してポンプの出口に接続され、また該チャン
バーの出口は第５逆止弁（Ｖ５）を介してポンプの入口
に接続される。
ポンプ（１２）に対する並列路を含めて前記の血液循環
路は全体として閉鎖系を形成する。このことは、外部か
らの空気の侵入がなく、循環路からの血液の流出がない
ことを意味する。膨張チャンバー（１５）とバブルトラ
ップ（１４）は漏れのない閉鎖容器である。
路は全体として閉鎖系を形成する。このことは、外部か
らの空気の侵入がなく、循環路からの血液の流出がない
ことを意味する。膨張チャンバー（１５）とバブルトラ
ップ（１４）は漏れのない閉鎖容器である。
すべての逆止弁（Ｖｌ）〜（Ｖ５）およびポンプ（１２
）は後述する方法により、電子調整装置（１６）によっ
て調整される。
）は後述する方法により、電子調整装置（１６）によっ
て調整される。
透析装置はさらに監視および所望による警報発（１１）
牛用のいくつかの圧力測定装置を備える。第１圧力測定
装置（Ｄｌ）は動脈圧を測定するために動脈導管（Ａ）
に接続される。第２圧力測定装置（Ｄ２）はバブルトラ
ップ（１４）の上部領域の圧力、従って静脈導管の回帰
圧を測定し、第３圧力測定装置（Ｄ３）は膨張チャンバ
ーの上部領域の圧力を測定する。バブルトラップ（１４
）にはさらに空気検出器（１７）が設けられ、該検出器
は該トラップ（１４）内の血液中の気泡の存在を例えば
音響学的な方法によって検出する。圧力測定装置（Ｄｉ
）〜（Ｄ３）および空気検出器（１７）も調整装置（１
６）に接続させて、許容できない作動状態の場合には、
警報を発生させ、および／または必要な補助措置を講じ
てもよい。
装置（Ｄｌ）は動脈圧を測定するために動脈導管（Ａ）
に接続される。第２圧力測定装置（Ｄ２）はバブルトラ
ップ（１４）の上部領域の圧力、従って静脈導管の回帰
圧を測定し、第３圧力測定装置（Ｄ３）は膨張チャンバ
ーの上部領域の圧力を測定する。バブルトラップ（１４
）にはさらに空気検出器（１７）が設けられ、該検出器
は該トラップ（１４）内の血液中の気泡の存在を例えば
音響学的な方法によって検出する。圧力測定装置（Ｄｉ
）〜（Ｄ３）および空気検出器（１７）も調整装置（１
６）に接続させて、許容できない作動状態の場合には、
警報を発生させ、および／または必要な補助措置を講じ
てもよい。
図中では、開放された弁は打抜き記号で示し、閉鎖され
た弁は黒く塗り潰した記号で示す。
た弁は黒く塗り潰した記号で示す。
第１図に示す血液流入段階においては、まず第一に、血
液ポンプ（１２）を最大の回転数で作動させる。この場
合、ポンプは開放された弁（Ｖｌ）および（Ｖ４）を介
して血液を膨張チャンバー（１５）（１２） へ輸送するが、弁（Ｖ２）、（■３）および（Ｖ５）は
閉鎖状態である。膨張チャンバーの許容体積に相当する
量の血液をポンプが輸送した後で、調整装置（１６）は
弁（Ｖｌ）および（■４）を閉鎖させ、弁（Ｖ２）、（
Ｖ３）および（Ｖ５）を開放する。血液ポンプ（１２）
は流入段階の場合と同じ回転数または高められた回転数
でさらに作動させる。通例、ポンプの回転数は帰還する
血液によって患者が苦痛を感じない限度で高くすること
ができる。膨張チャンバーからの血液は開放された弁（
Ｖ５）、ポンプ（１２）、開放された弁（Ｖ３）、透析
器（１３）、バブルトラップ（１４） ８よび弁（Ｖ２
）を経由して患者へ戻される。この段階は、回帰段階で
の全輸送量が膨張チャンバー内の血液量に相当するか、
または膨張チャンバーの下部準位に達するまで続けられ
る。この時間の経過後、次の血液流入段階が開始される
。
液ポンプ（１２）を最大の回転数で作動させる。この場
合、ポンプは開放された弁（Ｖｌ）および（Ｖ４）を介
して血液を膨張チャンバー（１５）（１２） へ輸送するが、弁（Ｖ２）、（■３）および（Ｖ５）は
閉鎖状態である。膨張チャンバーの許容体積に相当する
量の血液をポンプが輸送した後で、調整装置（１６）は
弁（Ｖｌ）および（■４）を閉鎖させ、弁（Ｖ２）、（
Ｖ３）および（Ｖ５）を開放する。血液ポンプ（１２）
は流入段階の場合と同じ回転数または高められた回転数
でさらに作動させる。通例、ポンプの回転数は帰還する
血液によって患者が苦痛を感じない限度で高くすること
ができる。膨張チャンバーからの血液は開放された弁（
Ｖ５）、ポンプ（１２）、開放された弁（Ｖ３）、透析
器（１３）、バブルトラップ（１４） ８よび弁（Ｖ２
）を経由して患者へ戻される。この段階は、回帰段階で
の全輸送量が膨張チャンバー内の血液量に相当するか、
または膨張チャンバーの下部準位に達するまで続けられ
る。この時間の経過後、次の血液流入段階が開始される
。
個々のサイクルの切り替えは、ポンプの回転数に応じて
おこなわれ、時間調整される。圧力測定はおこなわれて
も、これらは監視のために利用されるだけである。
おこなわれ、時間調整される。圧力測定はおこなわれて
も、これらは監視のために利用されるだけである。
透析装置の始動に際しては、まず第一に、膨張チャンバ
ー（１５）が充填されるまで、弁を第１図の流入段階に
よる状態にしておいて血液ポンプを作動させる。この際
、ポンプの輸送量に関する積分をおこない、これを膨張
チャンバー（１５）の許容体積に相当する値と比較する
。両方の値が相互に一致した時に、調整装置（１６）に
よって弁の状態を第２図の回帰段階の状態に切り替える
。この結果、ポンプ（１２）は膨張チャンバーから血液
を吸引し、この血液を開放された弁（■３）を経由して
透析器へ送給する。この場合もポンプの輸送効率につい
ての積分をおこなう。これによって回帰段階開始以後に
輸送された血液量を測定し、これを膨張チャンバー（１
５）の予め決められた許容体積と比較する。下部準位に
達した時に、次のサイクルをおこなう。
ー（１５）が充填されるまで、弁を第１図の流入段階に
よる状態にしておいて血液ポンプを作動させる。この際
、ポンプの輸送量に関する積分をおこない、これを膨張
チャンバー（１５）の許容体積に相当する値と比較する
。両方の値が相互に一致した時に、調整装置（１６）に
よって弁の状態を第２図の回帰段階の状態に切り替える
。この結果、ポンプ（１２）は膨張チャンバーから血液
を吸引し、この血液を開放された弁（■３）を経由して
透析器へ送給する。この場合もポンプの輸送効率につい
ての積分をおこなう。これによって回帰段階開始以後に
輸送された血液量を測定し、これを膨張チャンバー（１
５）の予め決められた許容体積と比較する。下部準位に
達した時に、次のサイクルをおこなう。
透析装置の作動中にポンプの回転数を調整することがで
きる。この場合、流入段階または回帰段階の時間は自動
的に変化させることができる。
きる。この場合、流入段階または回帰段階の時間は自動
的に変化させることができる。
透析中に圧力が予め設定された圧力限界を誤った作動ま
たは外部要因によって越えることがありうる。このよう
な場合には、安全上の理由から、次のサイクルへの切り
替えを即座におこなう。所定の時間内に圧力限界を再び
下回らない場合には、光学的および音響学的な警報が発
せられ、系は安全な状態に切り替えられる。
たは外部要因によって越えることがありうる。このよう
な場合には、安全上の理由から、次のサイクルへの切り
替えを即座におこなう。所定の時間内に圧力限界を再び
下回らない場合には、光学的および音響学的な警報が発
せられ、系は安全な状態に切り替えられる。
第１図は本発明による透析装置の流入段階の模式図であ
る。 第２図は本発明による透析装置の回帰段階の模式図であ
る。 （Ａ）は動脈導管、（Ｖ）は静脈導管、（Ｖｌ）〜（Ｖ
５）Ｌｔ逆止弁、（ＤＩ） 〜（Ｄ３） ハ圧力ＭＩＪ
定装置、（１０）は小脇カニユーレ、（１１）は血液導
管、（１２）はポンプ、（１３）は透析器、（１４）は
バブルトラップ、（１５）は膨張チャンバー、（１６）
は調整装置、（１７）は空気検出器を示す。 図中、黒く塗り潰した逆止弁は閉鎖状態を示し、黒く塗
り潰さない逆止弁は開放状態を示す。 （１５）
る。 第２図は本発明による透析装置の回帰段階の模式図であ
る。 （Ａ）は動脈導管、（Ｖ）は静脈導管、（Ｖｌ）〜（Ｖ
５）Ｌｔ逆止弁、（ＤＩ） 〜（Ｄ３） ハ圧力ＭＩＪ
定装置、（１０）は小脇カニユーレ、（１１）は血液導
管、（１２）はポンプ、（１３）は透析器、（１４）は
バブルトラップ、（１５）は膨張チャンバー、（１６）
は調整装置、（１７）は空気検出器を示す。 図中、黒く塗り潰した逆止弁は閉鎖状態を示し、黒く塗
り潰さない逆止弁は開放状態を示す。 （１５）
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 ■、血管穿刺用の単一の単腔カニユーレ（１０人接方ニ
ユーレから延びて動脈導管（Ａ）および静脈導管（Ｖ）
内へ分枝した血液導管（１１）、動脈導管（Ａ）Ｂよび
静脈導管（Ｖ）内で交互に作動する２個の逆止弁（Ｖｌ
、Ｖ２）、第１逆止弁（ｖｌ）を介して動脈導管（Ａ）
に接続された単一ポンプ（１２）、ポンプ（１２）と静
脈導管（Ｖ）の間に接続された透析器（１３）、および
一時的に血液を収容するための膨張チャンバー（１５）
を備えた患者の血液を透析するための透析装置において
、該膨張チャンバー（１５）をポンプ（１２）に対して
閉鎖可能な並列路内に設置したことを特徴とする透析装
置。 ２、ポンプ（１２）の出口と透析器（１３）との間に、
静脈導管（Ｖ）内に位置した第２逆止弁（Ｖ２）と共に
同時に遮断される第３逆止弁（ｖ３）を接続した第１項
記載の透析装置。 ３、並列路が膨張チャンバー（１５）の前部および後部
にそれぞれ第４逆止弁（Ｖ４）および第５逆止弁（Ｖ５
）を備え、両方の弁が交互に遮断され、第４逆止弁（Ｖ
４）が動脈導管（Ａ）内に設けられた第１逆止弁（Ｖｌ
）と共に同時に調整される第１項または第２項記載の透
析装置。 ４、第１逆止弁（ｖｌ）および第４逆止弁（ｖ４）が二
重弁として形成された第１項から第３項いずれかに記載
の透析装置。 ５、第３逆止弁（Ｖ３）Ｊ、［）：第５逆止弁（ｖ５）
が二重弁として形成された第１項から第４項いずれかに
記載の透析装置。 ６、透析器（１３）と静脈導管（Ｖ）の間に圧力測定装
置（Ｄ２）を接続した第１項から第５項いずれかに記載
の透析装置。 ７、単一の単腔カニユーレからの血液がポンプによって
膨張チャンバー内へ輸送される流入段階および膨張チャ
ンバーからの血液がポンプおよび透析器を経そ該カニユ
ーレ内へ輸送される回帰段階との間で複数の逆止弁が切
替えられる単針透析装置の調製方法において、流入段階
においてポンプ（１２）の輸送量についての時間積分を
おこなって予め設定された膨張チャンバー（１５）の許
容体積と比較し、シグナルが一致した時に逆止弁（■１
）〜（Ｖ５）を回帰段階（第２図）に切替え、次いで回
帰段階においてポンプ（１２）の輸送量について時間積
分をおこなって該許容体積と比較し、シグナルが一致し
た時に再び流入段階（第１図）に切替えることを特徴と
する単針透析装置の調整方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE3335744A DE3335744C1 (de) | 1983-10-01 | 1983-10-01 | Dialysevorrichtung |
| DE3335744.7 | 1983-10-01 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6096262A true JPS6096262A (ja) | 1985-05-29 |
| JPS6357068B2 JPS6357068B2 (ja) | 1988-11-10 |
Family
ID=6210717
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP59206960A Granted JPS6096262A (ja) | 1983-10-01 | 1984-10-01 | 透析装置 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4614590A (ja) |
| EP (1) | EP0148319B1 (ja) |
| JP (1) | JPS6096262A (ja) |
| DE (1) | DE3335744C1 (ja) |
| ES (1) | ES536344A0 (ja) |
Families Citing this family (30)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE3524824A1 (de) * | 1985-07-11 | 1987-01-15 | Fresenius Ag | Vorrichtung zur probennahme und infusion |
| DE3600793A1 (de) * | 1986-01-14 | 1987-07-16 | Braun Melsungen Ag | Dialysevorrichtung |
| IT1189734B (it) * | 1986-02-05 | 1988-02-04 | Demetrio Donatelli | Dispositivo di attuazione automatica di processi emodialitici in assenza di sostanze anticoagulanti nel sangue trattato |
| US4885001A (en) * | 1988-06-03 | 1989-12-05 | Cobe Laboratories, Inc. | Pump with plural flow lines |
| US4940455A (en) * | 1989-04-13 | 1990-07-10 | Cd Medical, Inc. | Method and apparatus for single needle dialysis |
| US5227049A (en) * | 1990-08-20 | 1993-07-13 | Hospal Industrie | Single-needle circuit for circulating blood outside the body in blood treatment apparatus |
| US5486286A (en) * | 1991-04-19 | 1996-01-23 | Althin Medical, Inc. | Apparatus for performing a self-test of kidney dialysis membrane |
| JPH06261938A (ja) * | 1992-07-07 | 1994-09-20 | Senko Ika Kogyo Kk | 透析装置及び返血方法 |
| GB2276566A (en) * | 1993-03-24 | 1994-10-05 | Saitekku Kabushiki Kaisha | Haemodialyser unit |
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| US7780619B2 (en) | 1999-11-29 | 2010-08-24 | Nxstage Medical, Inc. | Blood treatment apparatus |
| US20050010158A1 (en) * | 2001-05-24 | 2005-01-13 | Brugger James M. | Drop-in blood treatment cartridge with filter |
| US6743193B2 (en) | 2001-07-17 | 2004-06-01 | Nx Stage Medical, Inc. | Hermetic flow selector valve |
| US7241272B2 (en) | 2001-11-13 | 2007-07-10 | Baxter International Inc. | Method and composition for removing uremic toxins in dialysis processes |
| US20030128125A1 (en) | 2002-01-04 | 2003-07-10 | Burbank Jeffrey H. | Method and apparatus for machine error detection by combining multiple sensor inputs |
| US9717840B2 (en) | 2002-01-04 | 2017-08-01 | Nxstage Medical, Inc. | Method and apparatus for machine error detection by combining multiple sensor inputs |
| ITMI20020359A1 (it) * | 2002-02-22 | 2003-08-22 | Gambro Lundia Ab | Metodo di controllo dell'operativita' di un organo di interdizione del flusso e dispositivo di arresto del flusso per un circuito extracorpo |
| JP4890761B2 (ja) | 2002-07-19 | 2012-03-07 | バクスター・インターナショナル・インコーポレイテッド | 腹膜透析を実施するためのシステムおよび方法 |
| WO2004066121A2 (en) * | 2003-01-15 | 2004-08-05 | Nxstage Medical Inc. | Waste balancing for extracorporeal blood treatment systems |
| US8235931B2 (en) | 2003-01-15 | 2012-08-07 | Nxstage Medical, Inc. | Waste balancing for extracorporeal blood treatment systems |
| US8029454B2 (en) | 2003-11-05 | 2011-10-04 | Baxter International Inc. | High convection home hemodialysis/hemofiltration and sorbent system |
| WO2005046439A2 (en) | 2003-11-07 | 2005-05-26 | Nxstage Medical, Inc. | Improved methods and apparatus for leak detection in blood processing systems |
| US8114276B2 (en) | 2007-10-24 | 2012-02-14 | Baxter International Inc. | Personal hemodialysis system |
| US9415150B2 (en) | 2007-11-09 | 2016-08-16 | Baxter Healthcare S.A. | Balanced flow dialysis machine |
| AU2009237693B2 (en) * | 2008-04-15 | 2013-11-14 | Gambro Lundia Ab | Blood treatment apparatus and method |
| US20100210989A1 (en) | 2008-12-23 | 2010-08-19 | Janet Lesley Macpherson | Processing blood |
| US8366649B2 (en) * | 2009-12-09 | 2013-02-05 | Araz Ibragimov | Manually operated disposable single-needle circuit for extracorporeal treatment of blood |
| WO2012058231A1 (en) | 2010-10-26 | 2012-05-03 | Nxstage Medical, Inc. | Fluid conveyance safety devices, methods, and systems |
Family Cites Families (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3756234A (en) * | 1971-06-04 | 1973-09-04 | Vital Assists | Single needle dialysis |
| US3830234A (en) * | 1971-06-04 | 1974-08-20 | Vital Assists | Dialysis control system and method |
| CH582518A5 (ja) * | 1973-08-30 | 1976-12-15 | Sandoz Ag | |
| DE2636290A1 (de) * | 1976-08-12 | 1978-02-16 | Fresenius Chem Pharm Ind | Vorrichtung zur steuerung und ueberwachung des blutflusses bei der blutdialyse, -perfusion und -diafiltration unter benutzung nur einer anschlusstelle an den blutkreislauf des patienten (single-needle-technik) |
| DE3131075C2 (de) * | 1981-08-05 | 1984-01-19 | Dr. Eduard Fresenius, Chemisch-pharmazeutische Industrie KG, 6380 Bad Homburg | Vorrichtung zum Reinigen von Blut |
| US4490134A (en) * | 1982-09-24 | 1984-12-25 | Extracorporeal Medical Specialties, Inc. | Dual phase blood flow system and method of operation |
-
1983
- 1983-10-01 DE DE3335744A patent/DE3335744C1/de not_active Expired
-
1984
- 1984-08-17 EP EP84109819A patent/EP0148319B1/de not_active Expired
- 1984-09-28 ES ES536344A patent/ES536344A0/es active Granted
- 1984-09-28 US US06/655,731 patent/US4614590A/en not_active Expired - Fee Related
- 1984-10-01 JP JP59206960A patent/JPS6096262A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS6357068B2 (ja) | 1988-11-10 |
| ES8505824A1 (es) | 1985-06-16 |
| ES536344A0 (es) | 1985-06-16 |
| EP0148319B1 (de) | 1988-04-13 |
| EP0148319A1 (de) | 1985-07-17 |
| US4614590A (en) | 1986-09-30 |
| DE3335744C1 (de) | 1984-12-13 |
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