JPS632630B2 - - Google Patents
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- JPS632630B2 JPS632630B2 JP1755880A JP1755880A JPS632630B2 JP S632630 B2 JPS632630 B2 JP S632630B2 JP 1755880 A JP1755880 A JP 1755880A JP 1755880 A JP1755880 A JP 1755880A JP S632630 B2 JPS632630 B2 JP S632630B2
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Description
【発明の詳細な説明】
この発明は透析システム、特にシングルニード
ルを用いたシングルニードル透析システムに関す
る。
ルを用いたシングルニードル透析システムに関す
る。
従来のシングルニードル透析システムによると
シングルニードルから血液ポンプ、ダイアライザ
の血液室及びドリツプチヤンバを介してシングル
ニードルに戻る血液回路と透析液がダイアライザ
の透析液室を通る透析液回路とが設けられてい
る。この透析システムで透析をおこなう場合血液
吸入のときに血液吸入側のクランプを開き返血側
のクランプを閉じこの状態で血液ポンプを作動し
血液をダイアライザに送り込む。ダイアライザを
介した血液はドリツプチヤンバに入るがこのとき
このドリツプチヤンバ内の圧力が測定されこのチ
ヤンバ内の圧力が静脈圧に対応する設定圧Ｈに達
すると血液吸入側クランプが閉塞されこれに対し
返血側クランプが開かれる。これにより患者に対
して返血がおこなわれる。返血によりチヤンバ内
の圧力が低下し設定圧Ｌに達すると最初の状態に
戻る。このような動作がくり返されて血液の透析
がおこなわれるのであるが従来の透析システムで
は患者からの単位時間当りの除水量（以下除水率
という）の管理はドリツプチヤンバ内の圧力即ち
静脈圧の管理だけによつておこなつている。しか
しながらこの除水率はダイアライザの除水能のバ
ラツキ（約２〜３割）、経時変化（約２割のダウ
ン）及び浸透圧の変動（限外過圧の変動）によ
つて影響されるので静脈圧の管理だけでは除水率
の管理は不充分である。
シングルニードルから血液ポンプ、ダイアライザ
の血液室及びドリツプチヤンバを介してシングル
ニードルに戻る血液回路と透析液がダイアライザ
の透析液室を通る透析液回路とが設けられてい
る。この透析システムで透析をおこなう場合血液
吸入のときに血液吸入側のクランプを開き返血側
のクランプを閉じこの状態で血液ポンプを作動し
血液をダイアライザに送り込む。ダイアライザを
介した血液はドリツプチヤンバに入るがこのとき
このドリツプチヤンバ内の圧力が測定されこのチ
ヤンバ内の圧力が静脈圧に対応する設定圧Ｈに達
すると血液吸入側クランプが閉塞されこれに対し
返血側クランプが開かれる。これにより患者に対
して返血がおこなわれる。返血によりチヤンバ内
の圧力が低下し設定圧Ｌに達すると最初の状態に
戻る。このような動作がくり返されて血液の透析
がおこなわれるのであるが従来の透析システムで
は患者からの単位時間当りの除水量（以下除水率
という）の管理はドリツプチヤンバ内の圧力即ち
静脈圧の管理だけによつておこなつている。しか
しながらこの除水率はダイアライザの除水能のバ
ラツキ（約２〜３割）、経時変化（約２割のダウ
ン）及び浸透圧の変動（限外過圧の変動）によ
つて影響されるので静脈圧の管理だけでは除水率
の管理は不充分である。
従つて、この発明の目的はかなり正確に除水率
を検出し適正に血液の吸入及び返血をおこなうシ
ングルニードル透析システムを提供することであ
る。
を検出し適正に血液の吸入及び返血をおこなうシ
ングルニードル透析システムを提供することであ
る。
この発明によるとシングルニードルとダイアラ
イザの血液室とを少なくとも通る血液回路と前記
ダイアライザの透析液室を通る透析液回路とを有
するシングルニードル透析システムにおいて前記
シングルニードルから前記ダイアライザまでの血
液吸入側血液回路に設けた血液ポンプと、前記ダ
イアライザから前記シングルニードルまでの返血
側血液回路に設けた血液流路の開閉手段と、前記
開閉手段の上流側血液回路及び透析液回路の圧力
差から実際の限外過圧を検出する圧力検出器
と、透析液の吸入量と吐出量との差から除水率を
検出しこの除水率に対応する電気信号を出力する
除水率検出器と、目標除水率に対応する電気信号
を出力する除水率設定器と、前記除水率検出器と
前記除水率設定器の出力信号に基いて最適限外
過圧を算出する演算回路と、前記圧力検出器及び
前記演算回路の出力に基いて前記実際限外過圧
と前記最適限外過圧に圧力幅設定器によつて設
定された圧力幅を加算または減算した圧力とを比
較する比較器と、この比較器の出力に応じて血液
回路内への血液の充填及び返血をおこなうため前
記血液ポンプと前記閉手段とを制御する手段と、
を含むことを特徴とするシングルニードル透析シ
ステムが提供される。
イザの血液室とを少なくとも通る血液回路と前記
ダイアライザの透析液室を通る透析液回路とを有
するシングルニードル透析システムにおいて前記
シングルニードルから前記ダイアライザまでの血
液吸入側血液回路に設けた血液ポンプと、前記ダ
イアライザから前記シングルニードルまでの返血
側血液回路に設けた血液流路の開閉手段と、前記
開閉手段の上流側血液回路及び透析液回路の圧力
差から実際の限外過圧を検出する圧力検出器
と、透析液の吸入量と吐出量との差から除水率を
検出しこの除水率に対応する電気信号を出力する
除水率検出器と、目標除水率に対応する電気信号
を出力する除水率設定器と、前記除水率検出器と
前記除水率設定器の出力信号に基いて最適限外
過圧を算出する演算回路と、前記圧力検出器及び
前記演算回路の出力に基いて前記実際限外過圧
と前記最適限外過圧に圧力幅設定器によつて設
定された圧力幅を加算または減算した圧力とを比
較する比較器と、この比較器の出力に応じて血液
回路内への血液の充填及び返血をおこなうため前
記血液ポンプと前記閉手段とを制御する手段と、
を含むことを特徴とするシングルニードル透析シ
ステムが提供される。
この発明によると上記シングルニードル透析シ
ステムにおいて圧力検出器が血液回路及び透析液
回路の圧力を気体を媒体として伝達される。
ステムにおいて圧力検出器が血液回路及び透析液
回路の圧力を気体を媒体として伝達される。
この発明によると上記シングルニードル透析シ
ステムにおいて圧力検出器が血液回路の返血側に
連結されている。
ステムにおいて圧力検出器が血液回路の返血側に
連結されている。
この発明によると上記シングルニードル透析シ
ステムにおいて圧力検出器が透析液回路の透析液
吸入側に連結されている。
ステムにおいて圧力検出器が透析液回路の透析液
吸入側に連結されている。
以下図面を参照してこの発明の実施例を説明す
る。
る。
第１図において第２図に示すようなＹ型シング
ルニードル１１のコネクタ１２ａに塩化ビニル樹
脂製チユーブ１３を介して中空系型ダイアライザ
１４の血液室の血液吸入口１４ａに接続される。
チユーブ１３の途中に血液ポンプ１５が設けられ
る。このダイアライザ１４の血液吐出口１４ｂは
塩化ビニル樹脂製チユーブ１６を介してドリツプ
チヤンバ１７に接続される。ドリツプチヤンバ１
７の血液吐出口は塩化ビニル樹脂製チユーブ１８
を介してシングルニードル１１のコネクタ１２ｂ
に接続される。チユーブ１８の途中にはチユーブ
１８内の血液を流したりとめたりする自動クレメ
ント１９が設けられる。前記シングルニードル１
１、ダイアライザ１４の血液室、ドリツプチヤン
バ１７及びチユーブによつて血液回路２５が形成
される。一方、透析液供給装置２０は塩化ビニル
樹脂製チユーブ２１を介してダイアライザ１４の
透析液室の吸入口２２ａに接続される。尚、チユ
ーブ２１の途中には供給透析液量を測定する流量
計２３と圧力測定の為のエアーチヤンバー２４が
設けられる。ダイアライザ１４の透析液吐出口２
２ｂは塩化ビニル樹脂製チユーブ２６を介して吐
出透析液量を測定する流量計２７に接続される。
ダイアライザ１４の透析液室を介する回路は透析
液回路２８を形成する。
ルニードル１１のコネクタ１２ａに塩化ビニル樹
脂製チユーブ１３を介して中空系型ダイアライザ
１４の血液室の血液吸入口１４ａに接続される。
チユーブ１３の途中に血液ポンプ１５が設けられ
る。このダイアライザ１４の血液吐出口１４ｂは
塩化ビニル樹脂製チユーブ１６を介してドリツプ
チヤンバ１７に接続される。ドリツプチヤンバ１
７の血液吐出口は塩化ビニル樹脂製チユーブ１８
を介してシングルニードル１１のコネクタ１２ｂ
に接続される。チユーブ１８の途中にはチユーブ
１８内の血液を流したりとめたりする自動クレメ
ント１９が設けられる。前記シングルニードル１
１、ダイアライザ１４の血液室、ドリツプチヤン
バ１７及びチユーブによつて血液回路２５が形成
される。一方、透析液供給装置２０は塩化ビニル
樹脂製チユーブ２１を介してダイアライザ１４の
透析液室の吸入口２２ａに接続される。尚、チユ
ーブ２１の途中には供給透析液量を測定する流量
計２３と圧力測定の為のエアーチヤンバー２４が
設けられる。ダイアライザ１４の透析液吐出口２
２ｂは塩化ビニル樹脂製チユーブ２６を介して吐
出透析液量を測定する流量計２７に接続される。
ダイアライザ１４の透析液室を介する回路は透析
液回路２８を形成する。
前記ドリツプチヤンバ１７及びエアチヤンバー
２４は塩化ビニル樹脂製チユーブ２９及び３０を
介して差圧センサ３１に接続される。この差圧セ
ンサ３１の出力端は増幅器３２を介して比較器３
３及び３４の一方入力端に接続される。比較器３
３の他方入力端は透析膜の耐圧によつて決まる許
容最高差圧例えば（例えば500mmHg）に対応する
基準信号の信号源３５に接続される。他方比較器
３４の他方入力端は最適限外過圧設定回路３６
に接続される。この最適限外過圧設定回路３６
は流量計２０及び２７の流量差を計数するカウン
タ３７（例えば１分間単位で計数する）とこのカ
ウンタ３７のカウント値から単位時間当りの除水
量すなわち除水率を測定する除水率測定回路３８
とこの測定回路３８の測定値と除水率設定回路４
８により設定された目標除水率に基いて最適限外
過圧を計算する演算回路３９とで構成される。
２４は塩化ビニル樹脂製チユーブ２９及び３０を
介して差圧センサ３１に接続される。この差圧セ
ンサ３１の出力端は増幅器３２を介して比較器３
３及び３４の一方入力端に接続される。比較器３
３の他方入力端は透析膜の耐圧によつて決まる許
容最高差圧例えば（例えば500mmHg）に対応する
基準信号の信号源３５に接続される。他方比較器
３４の他方入力端は最適限外過圧設定回路３６
に接続される。この最適限外過圧設定回路３６
は流量計２０及び２７の流量差を計数するカウン
タ３７（例えば１分間単位で計数する）とこのカ
ウンタ３７のカウント値から単位時間当りの除水
量すなわち除水率を測定する除水率測定回路３８
とこの測定回路３８の測定値と除水率設定回路４
８により設定された目標除水率に基いて最適限外
過圧を計算する演算回路３９とで構成される。
前記比較器３３の出力端は自動クレンメ開放用
リレー駆動回路４０に接続される。比較器３４の
出力端は前記リレー駆動回路４０、自動クレンメ
開放停止タイマ回路４１及び自動クレンメ閉塞及
び血液ポンプ駆動のためのリレー駆動回路４２に
接続される。また、比較器３４の他方入力端と出
力端との間には圧力幅設定器４３が接続される。
リレー駆動回路４０及び４２の出力端はリレー４
４及び４５に夫々接続される。リレー４４の常閉
及び常開接点４４ａ及び４４ｂはリレー４５の常
開及び常閉接点４５a1及び４５ｂを夫々介して自
動クレンメ駆動モータ４６に接続される。リレー
４５の常開接点４５a2は血液ポンプモータ４７に
接続される。
リレー駆動回路４０に接続される。比較器３４の
出力端は前記リレー駆動回路４０、自動クレンメ
開放停止タイマ回路４１及び自動クレンメ閉塞及
び血液ポンプ駆動のためのリレー駆動回路４２に
接続される。また、比較器３４の他方入力端と出
力端との間には圧力幅設定器４３が接続される。
リレー駆動回路４０及び４２の出力端はリレー４
４及び４５に夫々接続される。リレー４４の常閉
及び常開接点４４ａ及び４４ｂはリレー４５の常
開及び常閉接点４５a1及び４５ｂを夫々介して自
動クレンメ駆動モータ４６に接続される。リレー
４５の常開接点４５a2は血液ポンプモータ４７に
接続される。
上記のようなシングルニードル透析システムに
よつて透析をおこなう場合、透析供給装置２０か
ら流量計２３及びエアチヤンバー２４を介して透
析液をダイアライザ１４の透析液室に送り込まれ
ると共に血液ポンプ１５によつて患者の血液がシ
ングルニードル１１及びチユーブ１３を介してダ
イアライザ１４の血液室に送り込まれる。ダイア
ライザ１４を介した血液はチユーブ１６を介して
ドリツプチヤンバ１７に入る。このときには自動
クレンメ１９が閉塞されているので血液が送り込
まれるに従つてドリツプチヤンバ１７内の圧力は
上昇する。このチヤンバ１７内の圧力とエアチヤ
ンバー２４の内圧との差、即ち実際の限外過圧
Ｐが差圧センサ３１によつて検出される。この差
圧センサ３１の差圧信号は増幅器３２によつて増
幅され比較器３３及び３４の一方入力端に送られ
る。一方、供給透析液量及び吐出透析液量を夫々
測定する流量計２３及び２７の出力信号がカウン
タ、例えばアツプダウンカウンタ３７に送られ単
位時間当りの両流量の差が（例えば１分間）計数
される。この差信号は除水率測定回路３８に転送
され除水率が計算されれる。除水率信号は演算回
路３９に送られ、この演算回路３９において除水
率設定回路４８の目標除水率に応じた出力信号と
から最適限外過圧Po（例えば200mmHg）が計算
される。この演算回路３９からの最適限外過圧
に対応する信号が比較器３４に送られる。この比
較器３４では増幅器３２及び演算回路３９からの
信号に基いて実際限外過圧Ｐと最適限外過圧
Poとが比較されるがこの場合、圧力幅設定器４
３によつて設定された圧力幅ΔP（例えば70mmHg）
が関係する。即ち、第３図及び第４図に示すよう
に実際限外過圧Ｐが圧力P1例えば120mmHgから
上昇し最適限外過圧P0（200mmHg）を越えこの
圧力P0と圧力幅ΔPとの加算値P2（270mmHg）に達
したときに比較器３４の出力がＬレベルからＨレ
ベルに変わる。比較器３４のこの出力に応答して
リレー駆動回路４０及び４２が作動する。これに
より、リレー駆動回路４０はリレー４４を付勢し
リレー駆動回路４２はリレー４５を消勢する。従
つて、リレー接点４４ａ，４５ａ及び４５a2が閉
成しリレー接点４４ｂ及び４５ｂが開放する。こ
の結果、自動クレンメ駆動モータ４６が逆転し自
動クレンメ１９を開放すると共に血液ポンプモー
タ４７が停止しドリツプチヤンバ１７内の血液が
チユーブ１８およびシングルニードル１１を介し
て患者に戻される。即ち、返血がおこなわれる。
尚、自動クレンメ１９は自動クレンメ開放停止タ
イマ４１によつて定められた時間だけ作動しその
後停止するようになつておりこれによつて返血速
度の調整がおこなわれる。
よつて透析をおこなう場合、透析供給装置２０か
ら流量計２３及びエアチヤンバー２４を介して透
析液をダイアライザ１４の透析液室に送り込まれ
ると共に血液ポンプ１５によつて患者の血液がシ
ングルニードル１１及びチユーブ１３を介してダ
イアライザ１４の血液室に送り込まれる。ダイア
ライザ１４を介した血液はチユーブ１６を介して
ドリツプチヤンバ１７に入る。このときには自動
クレンメ１９が閉塞されているので血液が送り込
まれるに従つてドリツプチヤンバ１７内の圧力は
上昇する。このチヤンバ１７内の圧力とエアチヤ
ンバー２４の内圧との差、即ち実際の限外過圧
Ｐが差圧センサ３１によつて検出される。この差
圧センサ３１の差圧信号は増幅器３２によつて増
幅され比較器３３及び３４の一方入力端に送られ
る。一方、供給透析液量及び吐出透析液量を夫々
測定する流量計２３及び２７の出力信号がカウン
タ、例えばアツプダウンカウンタ３７に送られ単
位時間当りの両流量の差が（例えば１分間）計数
される。この差信号は除水率測定回路３８に転送
され除水率が計算されれる。除水率信号は演算回
路３９に送られ、この演算回路３９において除水
率設定回路４８の目標除水率に応じた出力信号と
から最適限外過圧Po（例えば200mmHg）が計算
される。この演算回路３９からの最適限外過圧
に対応する信号が比較器３４に送られる。この比
較器３４では増幅器３２及び演算回路３９からの
信号に基いて実際限外過圧Ｐと最適限外過圧
Poとが比較されるがこの場合、圧力幅設定器４
３によつて設定された圧力幅ΔP（例えば70mmHg）
が関係する。即ち、第３図及び第４図に示すよう
に実際限外過圧Ｐが圧力P1例えば120mmHgから
上昇し最適限外過圧P0（200mmHg）を越えこの
圧力P0と圧力幅ΔPとの加算値P2（270mmHg）に達
したときに比較器３４の出力がＬレベルからＨレ
ベルに変わる。比較器３４のこの出力に応答して
リレー駆動回路４０及び４２が作動する。これに
より、リレー駆動回路４０はリレー４４を付勢し
リレー駆動回路４２はリレー４５を消勢する。従
つて、リレー接点４４ａ，４５ａ及び４５a2が閉
成しリレー接点４４ｂ及び４５ｂが開放する。こ
の結果、自動クレンメ駆動モータ４６が逆転し自
動クレンメ１９を開放すると共に血液ポンプモー
タ４７が停止しドリツプチヤンバ１７内の血液が
チユーブ１８およびシングルニードル１１を介し
て患者に戻される。即ち、返血がおこなわれる。
尚、自動クレンメ１９は自動クレンメ開放停止タ
イマ４１によつて定められた時間だけ作動しその
後停止するようになつておりこれによつて返血速
度の調整がおこなわれる。
返血によりドリツプチヤンバ１７内の圧力が低
下し実際限外過圧Ｐが第３図に示すようにP2
から低下しP0−ΔPの値に達すると比較器３４の
出力は第４図に示すようにＨレベルからＬレベル
に変わる。これによりリレー４４が消勢されリレ
ー４５が付勢されるので自動クレンメ駆動モータ
４６が正転し自動クレンメ１９を閉塞すると共に
血液ポンプ１５が作動し血液がダイアライザ１４
に送られる。このような動作が約１〜２秒間隔で
一定時間くり返されることにより血液の透析がお
こなわれる。この場合上記例では最適限外過圧
P0は１分毎に更新される。
下し実際限外過圧Ｐが第３図に示すようにP2
から低下しP0−ΔPの値に達すると比較器３４の
出力は第４図に示すようにＨレベルからＬレベル
に変わる。これによりリレー４４が消勢されリレ
ー４５が付勢されるので自動クレンメ駆動モータ
４６が正転し自動クレンメ１９を閉塞すると共に
血液ポンプ１５が作動し血液がダイアライザ１４
に送られる。このような動作が約１〜２秒間隔で
一定時間くり返されることにより血液の透析がお
こなわれる。この場合上記例では最適限外過圧
P0は１分毎に更新される。
尚、上記透析動作において実際限外過圧Ｐが
通常P0±ΔPの範囲で変動しているが、許容最高
圧（500mmHg）より高くなつた場合には比較器３
３の出力によりリレー駆動回路４０が作動され自
動クレンメ１９が開放し返血がおこなえるように
なつている。
通常P0±ΔPの範囲で変動しているが、許容最高
圧（500mmHg）より高くなつた場合には比較器３
３の出力によりリレー駆動回路４０が作動され自
動クレンメ１９が開放し返血がおこなえるように
なつている。
以上説明したようにこの発明によると最適限外
過圧P0を基準として透析をおこない除水率は
除水率測定回路によつて実測されこの実測除水率
と設定目標除水率とにより、最適限外過圧P0
が修正されるのでダイアライザの除水能のバラツ
キ、経時変化及び浸透圧等がどの程度少なくなる
かの影響がある場合でも実際の除水率が目標除水
率と一致するように常に最適状態で透析がおこな
える。
過圧P0を基準として透析をおこない除水率は
除水率測定回路によつて実測されこの実測除水率
と設定目標除水率とにより、最適限外過圧P0
が修正されるのでダイアライザの除水能のバラツ
キ、経時変化及び浸透圧等がどの程度少なくなる
かの影響がある場合でも実際の除水率が目標除水
率と一致するように常に最適状態で透析がおこな
える。
上記実施例では差圧センサにより限外過圧を
測定しているが透析液側の圧力が比較的一定して
いる場合には静脈圧だけを測定するものであつて
も差し支えない。この場合には差圧センサを用い
る必要がなく一般的なゲージ圧タイプの圧力セン
サが使用できるので透析システムがより安価で簡
単なものとなる。
測定しているが透析液側の圧力が比較的一定して
いる場合には静脈圧だけを測定するものであつて
も差し支えない。この場合には差圧センサを用い
る必要がなく一般的なゲージ圧タイプの圧力セン
サが使用できるので透析システムがより安価で簡
単なものとなる。
また、圧力検出器が血液回路及び透析液回路の
圧力を気体を媒体として伝達するようにしたの
で、圧力検出器が血液又は透析液に直接接触せ
ず、汚染されることなく、取扱いが容易である。
圧力を気体を媒体として伝達するようにしたの
で、圧力検出器が血液又は透析液に直接接触せ
ず、汚染されることなく、取扱いが容易である。
また、圧力検出器が血液回路の返血側に連結さ
れているので、吸入側に比べ血液ポンプの脈動等
の変動等を直接受けることなく安定した圧力の測
定ができる。
れているので、吸入側に比べ血液ポンプの脈動等
の変動等を直接受けることなく安定した圧力の測
定ができる。
さらに、圧力検出器が透析液回路の透析液吸入
側に連結されているので吐出側に比べ透析液圧力
変化を速やかにとらえることができ、場合によつ
てはその感知圧力により警報又はシステムの動作
を停止させることもできる。
側に連結されているので吐出側に比べ透析液圧力
変化を速やかにとらえることができ、場合によつ
てはその感知圧力により警報又はシステムの動作
を停止させることもできる。
第１図はこの発明の一実施例に従つたシングル
ニードル透析システムの説明図、第２図はシング
ルニードルの側面図、第３図は限外過圧の状態
を示すグラフ図そして第４図は第１図の透析シス
テムに用いられる比較器の出力を示すグラフ図で
ある。 １１…シングルニードル、１４…ダイアライ
ザ、１５…血液ポンプ、１７…ドリツプチヤン
バ、１９…自動クレンメ、２０…透析液供給装
置、２３，２７…流量計、２４…エア除去器、２
５…血液回路、２８…透析液回路、３１…差圧セ
ンサ、３３，３４…比較器、３５…許容最高差圧
信号源、３６…最適限外過圧設定回路、３７…
カウンタ、３８…除水率測定回路、３９…演算回
路、４０，４２…リレー駆動回路、４４，４５…
リレー、４６，４７…モータ、４８…除水率設定
回路。
ニードル透析システムの説明図、第２図はシング
ルニードルの側面図、第３図は限外過圧の状態
を示すグラフ図そして第４図は第１図の透析シス
テムに用いられる比較器の出力を示すグラフ図で
ある。 １１…シングルニードル、１４…ダイアライ
ザ、１５…血液ポンプ、１７…ドリツプチヤン
バ、１９…自動クレンメ、２０…透析液供給装
置、２３，２７…流量計、２４…エア除去器、２
５…血液回路、２８…透析液回路、３１…差圧セ
ンサ、３３，３４…比較器、３５…許容最高差圧
信号源、３６…最適限外過圧設定回路、３７…
カウンタ、３８…除水率測定回路、３９…演算回
路、４０，４２…リレー駆動回路、４４，４５…
リレー、４６，４７…モータ、４８…除水率設定
回路。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ シングルニードルとダイアライザの血液室と
を少なくとも通る血液回路と前記ダイアライザの
透析液室を通る透析液回路とを有するシングルニ
ードル透析システムにおいて前記シングルニード
ルから前記ダイアライザまでの血液吸入側血液回
路に設けた血液ポンプと、前記ダイアライザから
前記シングルニードルまでの返血側血液回路に設
けた血液流路の開閉手段と、前記開閉手段の上流
側血液回路及び透析液回路の圧力差から実際の限
外過圧を検出する圧力検出器と、透析液の吸入
量と吐出量との差から除水率を検出しこの除水率
に対応する電気信号を出力する除水率検出器と、
目標除水率に対応する電気信号を出力する除水率
設定器と、前記除水率検出器と前記除水率設定器
の出力信号に基いて最適限外過圧を算出する演
算回路と、前記圧力検出器及び前記演算回路の出
力に基いて前記実際限外過圧と前記最適限外
過圧に圧力幅設定器によつて設定された圧力幅を
加算または減算した圧力とを比較する比較器と、
この比較器の出力に応じて血液回路内への血液の
充填及び返血をおこなうため前記血液ポンプと前
記開閉手段とを制御する手段と、を含むことを特
徴とするシングルニードル透析システム。 ２ 圧力検出器が血液回路及び透析液回路の圧力
を気体を媒体として伝達される特許請求の範囲第
１項記載のシングルニードル透析システム。 ３ 圧力検出器が血液回路の返血側に連結されて
いる特許請求の範囲第１項又は第２項記載のシン
グルニードル透析システム。 ４ 圧力検出器が透析液回路の透析液吸入側に連
結されている特許請求の範囲第１項又は第３項記
載のシングルニードル透析システム。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1755880A JPS56116468A (en) | 1980-02-15 | 1980-02-15 | Single needle dialysis system |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1755880A JPS56116468A (en) | 1980-02-15 | 1980-02-15 | Single needle dialysis system |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS56116468A JPS56116468A (en) | 1981-09-12 |
| JPS632630B2 true JPS632630B2 (ja) | 1988-01-20 |
Family
ID=11947235
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1755880A Granted JPS56116468A (en) | 1980-02-15 | 1980-02-15 | Single needle dialysis system |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS56116468A (ja) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS61100260A (ja) * | 1984-10-23 | 1986-05-19 | 横河電機株式会社 | 人工透析装置 |
| US4885001A (en) * | 1988-06-03 | 1989-12-05 | Cobe Laboratories, Inc. | Pump with plural flow lines |
| DE3821048A1 (de) * | 1988-06-22 | 1989-12-28 | Reinhold Knott | Fuehrungsglied |
-
1980
- 1980-02-15 JP JP1755880A patent/JPS56116468A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS56116468A (en) | 1981-09-12 |
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