WO2016208705A1 - 血液浄化装置 - Google Patents
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Definitions
- the present invention has an arterial blood circuit and a venous blood circuit to which a puncture needle can be connected at the distal end, a blood circuit capable of extracorporeally circulating a patient's blood, and a proximal end of the arterial blood circuit and the venous blood circuit.
- Blood purification means that purifies blood that is connected to each other and circulates extracorporeally in the blood circuit, and an iron tube connected to the arterial blood circuit is compressed in the longitudinal direction while flowing in the longitudinal direction, thereby allowing the fluid inside to flow.
- the present invention relates to a blood purification apparatus comprising: a blood pump to be obtained; and a pressure detecting means that is attached to a predetermined portion on the distal end side from the position of the blood pump in the arterial blood circuit and that can detect the suction pressure of the blood pump. .
- the general blood circuit used at the time of hemodialysis treatment is mainly composed of an arterial blood circuit in which an arterial puncture needle is attached to the tip and a venous blood circuit in which a venous puncture needle is attached to the tip.
- a blood purifier such as a dialyzer can be connected to each proximal end of the arterial blood circuit and the venous blood circuit.
- a blood pump is disposed in the arterial blood circuit, and blood is collected from the arterial puncture needle by driving the blood pump with both the arterial puncture needle and the venous puncture needle punctured in the patient.
- the blood is flowed in the arterial blood circuit and led to the dialyzer, and the blood purified by the dialyzer is flowed in the venous blood circuit and returned to the patient's body through the venous puncture needle and dialyzed. It is configured to be treated.
- a blood pump generally has a roller capable of flowing an internal liquid by compressing the ironing tube connected to the arterial blood circuit in the radial direction and squeezing the flow path in the longitudinal direction. It is composed of.
- a roller capable of flowing an internal liquid by compressing the ironing tube connected to the arterial blood circuit in the radial direction and squeezing the flow path in the longitudinal direction. It is composed of.
- the gap dimension is adjusted as set (as set according to the ironing tube to be attached)
- the flow path is closed by the roller when the covering tube is attached (that is, the flow path is closed by pressing the roller).
- the discharge amount by the blood pump can be kept constant, and blood purification treatment can be performed efficiently and satisfactorily.
- the present invention has been made in view of such circumstances, and it is an object of the present invention to provide a blood purification device capable of suppressing an error in the discharge amount caused by fluctuations in the suction pressure of the blood pump.
- the invention according to claim 1 has a blood circuit having an arterial blood circuit and a venous blood circuit to which a puncture needle can be connected at the tip, and can circulate blood of a patient extracorporeally, and the arterial blood circuit and venous blood
- a blood pump capable of flowing the liquid inside the ironing tube by squeezing in the longitudinal direction while being attached to a predetermined site on the tip side from the position of the blood pump in the arterial blood circuit,
- the blood purification apparatus comprising a pressure detection means capable of detecting the suction pressure
- the blood pump is driven according to the suction pressure of the blood pump detected by the pressure detection means.
- the blood purification device is connected to the distal side from the position of the blood pump in the arterial blood circuit, and a predetermined replenisher is replenished to the arterial blood circuit.
- a replenishment line that can be refilled, and the control means is capable of controlling a flow rate of replenishment liquid replenished from the replenishment line so that a suction pressure of the blood pump becomes a predetermined value.
- control means can control a driving speed of the blood pump in accordance with a discharge amount characteristic of the ironing tube.
- the control means feeds back the suction pressure of the blood pump detected by the pressure detecting means to control the driving speed of the blood pump. It is characterized by that.
- the pressure detecting means is attached to the blood pump, and the radial displacement of the ironing tube is detected.
- control means that can control the driving speed of the blood pump according to the suction pressure of the blood pump detected by the pressure detection means is provided, it is caused by the fluctuation of the suction pressure of the blood pump. It is possible to suppress an error in the discharged amount.
- a replenishment line connected to the distal end side from the position of the blood pump in the arterial blood circuit and capable of replenishing the arterial blood circuit with a predetermined replenisher, and control means. Since the flow rate of the replenishment liquid replenished from the replenishment line can be controlled so that the suction pressure of the blood pump becomes a predetermined value, an error in the discharge amount due to fluctuations in the suction pressure of the blood pump Can be suppressed more quickly and smoothly.
- control means can control the driving speed of the blood pump in accordance with the discharge amount characteristic of the ironing tube, the error in the discharge amount due to the fluctuation of the suction pressure of the blood pump is further reduced. While being able to suppress easily and smoothly, it can be set as the drive speed of the blood pump which considered the diameter of the ironing tube.
- control means feeds back the suction pressure of the blood pump detected by the pressure detection means and controls the driving speed of the blood pump, it is caused by fluctuations in the suction pressure of the blood pump.
- the error in the discharge amount can be more accurately suppressed.
- the pressure detecting means is attached to the blood pump, detects the displacement in the radial direction of the ironing tube, and the diameter of the ironing tube detected by the displacement detecting means. Since the pressure calculating means capable of calculating the pressure of the liquid flow path based on the displacement in the direction is provided, it is not necessary to separately provide a pressure detecting means at a site other than the blood pump, and the handling is easy.
- the perspective view which shows the blood pump applied to the blood purification apparatus Top view showing the blood pump
- Cross-sectional schematic diagram showing pressure detection means disposed in the blood pump Schematic diagram showing the normal driving state of the blood pump in the blood purification apparatus
- Table of experimental results showing the technical superiority of the blood purification device (experiment with a large diameter sample and a suction pressure of 0 mmHg) Graph based on the table in FIG.
- Table of experimental results showing the technical superiority of the blood purification device (experiment with a suction diameter of -150 mmHg using a small-diameter sample) Graph based on the table of FIG.
- Table of experimental results (experiment with a suction diameter of -150 mmHg using a large sample) showing the technical superiority of the blood purification device Graph based on the table of FIG.
- the blood purification apparatus is for circulating a patient's blood extracorporeally to perform blood purification treatment (for example, hemodialysis treatment).
- a blood circuit that has an arterial blood circuit 1a to which a needle (not shown) can be connected and a venous blood circuit 1b to which a venous puncture needle (not shown) can be connected to the tip 1ba, and can circulate the patient's blood outside the body.
- the inlet line L1, a dialysate discharge line L2 that discharges drainage from the dialyzer 2, a replenishment line L8, the selection means 11 is configured by a control unit 12.
- the arterial blood circuit 1a has a connector (not shown) connected to its distal end 1aa, and an arterial puncture needle can be connected via the connector, and the iron blood pump 3 and the artery A side air trap chamber 4 is provided.
- Clamping means for example, electromagnetic valves V8 and V9 that can close the flow path are disposed at the distal end of the arterial blood circuit 1a and the distal end of the venous blood circuit 1b.
- a connector (not shown) is connected to the distal end 1ba of the venous blood circuit 1b, and a venous puncture needle can be connected via the connector. It is connected.
- the arterial air trap chamber 4 and the venous air trap chamber 5 are respectively attached with pressure sensors (P1, P2) capable of detecting the pressure of the upper part (air layer) of each chamber, and the arterial air trap.
- the pressure sensor P1 of the chamber 4 can detect the pressure (fluid pressure) of each part of the venous blood circuit 1b by the pressure sensor P2 of the arterial blood circuit 1a and the venous air trap chamber 5. .
- the blood pump 3 is driven (corrected) while the patient is punctured with the arterial puncture needle connected to the distal end 1aa of the arterial blood circuit 1a and the venous puncture needle connected to the distal end 1ba of the venous blood circuit 1b.
- the blood of the patient reaches the dialyzer 2 through the arterial blood circuit 1a while being defoamed (removal of bubbles) in the arterial air trap chamber 4, and blood purification is performed by the dialyzer 2.
- defoaming is performed in the venous air trap chamber 5 and the venous air circuit 1b returns to the patient's body.
- the blood of the patient can be purified by the dialyzer 2 while circulating outside the body from the tip 1aa of the arterial blood circuit 1a of the blood circuit 1 to the tip 1ba of the venous blood circuit 1b.
- a covered tube C is connected in the middle of the arterial blood circuit 1 a, and the covered tube C can be attached to the blood pump 3.
- the ironing tube C is compressed in the radial direction by a roller 15 (ironing part) of a blood pump 3 (ironing pump), which will be described in detail later, and is squeezed in the longitudinal direction while shutting off the flow path, thereby removing the liquid inside. It can be made to flow in the rotation direction of the rotor 14, and is made of a flexible tube having a softer and larger diameter than other flexible tubes constituting the arterial blood circuit 1a.
- the dialyzer 2 has a blood inlet 2a (blood inlet port), a blood outlet 2b (blood outlet port), a dialysate inlet 2c (dialysate channel inlet: dialysate inlet port) and a dialysate in its casing.
- a lead-out port 2d dialysate flow channel outlet: dialysate lead-out port
- the dialysate inlet 2c and the dialysate outlet 2d are connected to the dialysate inlet line L1 and the dialysate outlet line L2, respectively.
- a plurality of hollow fiber membranes are accommodated in the dialyzer 2, and the hollow fibers constitute a blood purification membrane for purifying blood.
- a blood flow path (flow path between the blood inlet 2 a and the blood outlet 2 b) through which the patient's blood flows through a blood purification membrane and a dialysate flow path (dialysate) through which the dialysate flows.
- a flow path between the inlet 2c and the dialysate outlet 2d) is formed.
- blood flows inside the hollow fiber and dialysate flows outside.
- the hollow fiber membrane constituting the blood purification membrane is formed with a number of minute holes (pores) penetrating the outer peripheral surface and the inner peripheral surface to form a hollow fiber membrane. Impurities and the like in the blood can pass through the dialysate.
- Bubble detectors (D1, D2) capable of detecting bubbles
- Such bubble detectors (D1, D2) are mounted in a predetermined unit together with, for example, a blood discriminator and clamp means (V8, V9) not shown.
- the bubble detectors (D1, D2) are composed of sensors capable of detecting bubbles (air) flowing through a flexible tube constituting the arterial blood circuit 1a or the venous blood circuit 1b.
- ultrasonic vibrations composed of piezoelectric elements.
- An element and an ultrasonic receiving element made of a piezoelectric element are provided. Then, ultrasonic waves can be irradiated from the ultrasonic vibration element toward the flexible tube constituting the arterial blood circuit 1a or the venous blood circuit 1b, and the vibration can be received by the ultrasonic reception element. ing.
- the ultrasonic receiving element is configured to change the voltage according to the received vibration, and is configured to detect that the bubble has flowed when the detected voltage exceeds a predetermined threshold. Yes.
- the attenuation rate of ultrasonic waves is higher than that of blood or replacement liquid, detecting the ultrasonic waves that have passed through the liquid results in the detection of bubbles (gas ) Is detected to flow.
- the dialysate introduction line L1 and the dialysate discharge line L2 allow the dialysate 2 to be discharged together with the dialysate while discharging dialysate prepared at a predetermined concentration to the dialyzer 2 and discharge the wastes and the like.
- a dual pump 6 is connected. That is, the dual pump 6 is disposed across the dialysate introduction line L1 and the dialysate discharge line L2. By driving the dual pump 6, the dialysate is introduced into the dialysate 2 via the dialysate introduction line L1. The effluent can be discharged through the introduction and dialysate discharge line L2.
- the dialysate introduction line L1 is connected to solenoid valves V1, V3 and filtration filters F1, F2.
- the dialysate introduced into the dialyzer 2 can be filtered by the filtration filters F1, F2, and the solenoid valve V1. , V3 can be blocked or opened at any timing.
- the dialysate introduction line L1 is connected to the dialysate discharge line L2 via bypass lines L4 and L5, and electromagnetic valves V4 and V5 are connected to the bypass lines L4 and L5, respectively.
- symbol H in the figure indicates a heating means (heater) for heating the dialysate supplied to the dialyzer 2 or the blood circuit 1.
- bypass lines L3 and L6 that bypass the duplex pump 6 are connected to the dialysate discharge line L2, and an electromagnetic valve V6 is connected to the bypass line L6, and a water removal pump 7 is connected to the bypass line L3. Is connected.
- the water removal pump 7 is driven in the course of extracorporeal circulation of the patient's blood in the blood circuit 1, so that water can be removed from the blood flowing through the dialyzer 2.
- a pressure pump 8 for adjusting the fluid pressure of the dialysate discharge line L2 in the duplex pump 6 is connected to the upstream side (left side in FIG. 1) of the duplex pump 6 in the dialysate discharge line L2.
- An open line L ⁇ b> 7 extends between the pressurizing pump 8 and the duplex pump 6 through a degassing chamber 9.
- Solenoid valves V2 and V7 are respectively connected to the dialysate discharge line L2 and the open line L7 branched from the dialysate discharge line L2, and the dialysate flow path can be shut off or opened at an arbitrary timing.
- the replenishment line L8 has one end connected to a sampling port P (sample port) formed at a predetermined portion of the dialysate introduction line L1 (between the electromagnetic valve V1 and the filtration filter F2 in this embodiment) The other end is connected to the arterial blood circuit 1a (the tip 1aa side from the position where the pressure detecting means 10 is disposed), and comprises a flow path capable of supplying the dialysate in the dialysate introduction line L1 to the arterial blood circuit 1a. It is.
- the replenishment line L8 is connected to a clamp means V10. By opening the clamp means V10, the dialysate in the dialysate introduction line L1 is supplied to the blood circuit 1 (arterial blood circuit 1a). In addition to being able to supply, the flow path can be closed by closing the clamp means V10.
- the blood pump 3 includes a stator 13, a rotor 14 that can be driven to rotate within the stator 13, and a roller 15 (squeezing portion) formed on the rotor 14. ), A pair of upper and lower guide pins 16, an upstream gripping means 17, a downstream gripping means 18, and a load sensor 10a (displacement detection means) and a calculation means 10b (see FIG. 4) constituting the pressure detection means. It is mainly composed. In the figure, the cover that covers the upper portion of the stator 13 in the blood pump 3 is omitted.
- stator 13 Since the stator 13 is provided with the mounting recess 13a to which the ironing tube C is attached, the stator tube C is configured to be attached along the inner peripheral wall surface that forms the mounting recess 13a.
- a rotor 14 that can be rotationally driven by a motor is disposed substantially at the center of the mounting recess 13a.
- a pair of rollers 15 and guide pins 16 are disposed on the side surface of the rotor 14 (the surface facing the inner peripheral wall surface of the mounting recess 13a).
- the roller 15 is rotatable about a rotation axis M formed on the outer edge side of the rotor 14.
- the roller 15 compresses the ironing tube C attached to the attachment recess 13 a in the radial direction to cut off the flow path.
- a fluid such as blood can flow in the arterial blood circuit 1a. That is, when the ironing tube C is mounted in the mounting recess 13a and the rotor 14 is driven to rotate, the ironing tube C is compressed between the roller 15 and the inner peripheral wall surface of the mounting recess 13a, and the flow path is closed.
- the rotational direction (longitudinal direction) of the rotor 14 can be squeezed along with the rotational drive of the rotor 14.
- the blood in the arterial blood circuit 1a is discharged in the rotation direction of the rotor 14, so that it can be circulated extracorporeally in the blood circuit 1.
- the guide pin 16 is composed of a pair of upper and lower pin-like members that are formed to protrude from the upper end side and the lower end side of the rotor 14 toward the inner peripheral wall surface of the mounting recess 13a.
- the ironing tube C is held between the pair of guide pins 16. That is, when the rotor 14 is driven, the ironing tube C is held in a normal position by the pair of upper and lower guide pins 16 and the ironing tube C is prevented from being detached from the mounting recess 13a by the upper guide pin 16.
- the upstream side gripping means 17 is for gripping the upstream side (the part to which the distal end 1aa side of the arterial blood circuit 1a is connected) of the ironing tube C attached to the mounting recess 13a of the stator 13 in the blood pump 3. 2 to 4, a gripping piece 19 that can press and grip the ironing tube C in the radial direction, and a torsion spring 20 that biases the gripping piece 19 toward the ironing tube C (biasing force). Means).
- the gripping piece 19 is composed of components that can swing around the swinging axis La, and is relatively urged in the gripping direction by the torsion spring 20. It can be fixed by pressing and firmly clamping the upstream portion.
- the torsion spring 20 is attached to the swing shaft La to urge the grip piece 19 and also to a fixed portion of the stator 13 (in this embodiment, a load sensor 10a attached to the stator 13). ) And a pressing end 20b that presses the grip piece 19.
- other urging means for urging the grip piece 19 may be used.
- the downstream side gripping means 18 is the downstream side of the ironing tube C attached to the mounting recess 13a of the stator 13 in the blood pump 3 (the part to which the proximal side (dialyzer 2 side) of the arterial blood circuit 1a is connected).
- a gripping piece 21 that can press and grip the ironing tube C in the radial direction, and a torsion spring 22 that urges the gripping piece 21 toward the ironing tube C side.
- the grip piece 21 is composed of components that can swing around the swing shaft Lb, and is relatively urged in the grip direction by the torsion spring 22. It can be fixed by pressing and firmly clamping the downstream side portion of the ironing tube C.
- the torsion spring 22 is attached to the rocking shaft Lb and urges the grip piece 21 as well as the torsion spring 20 of the upstream side grip means 17, and presses the grip end 21 and the fixed end located at the fixed portion of the stator 13. A pressing end.
- the load sensor 10a as the displacement detection means can detect the radial displacement of the portion gripped by the upstream gripping means 17 in the ironing tube C.
- the torsion spring 20 (the biasing means) ) Is applied to the fixed end 20a side, and the radial displacement of the ironing tube C is detected based on the detected load.
- the load sensor 10a can generate an electrical signal corresponding to the applied load.
- the load sensor 10a (displacement detection means) according to the present embodiment is electrically connected to the pressure calculation means 10b by extending wiring and the like.
- the pressure calculating means 10b is composed of, for example, a microcomputer or the like provided in the dialyzer body, and based on the radial displacement of the ironing tube C detected by the load sensor 10a (displacement detecting means), the artery side The pressure of the blood circuit 1a (liquid flow path) can be calculated. That is, the load sensor 10a and the pressure calculation means 10b constitute the pressure detection means of the present invention. When the radial displacement of the ironing tube C is detected by the load sensor 10a, a predetermined value corresponding to the displacement is obtained.
- the pressure calculation means 10b transmits the arterial blood circuit 1a (in this embodiment, from the distal end 1aa of the arterial blood circuit 1a to the portion where the load sensor 10a is disposed. ) (Pressure reduction during blood purification treatment) is calculated.
- the pressure detection means 10 is attached to a predetermined site on the distal end 1aa side from the position where the blood pump 3 is disposed in the arterial blood circuit 1a, the suction pressure (pressure on the suction side) of the blood pump 3 is determined. It can be detected. That is, since the blood pump 3 sucks the upstream liquid and discharges it to the downstream side, if the pressure (fluid pressure) of the upstream flow path fluctuates, the suction pressure also fluctuates accordingly. It can be detected by the pressure detection means 10.
- the roller 15 rotates at a predetermined speed to iron the iron tube C, and the arterial blood circuit 1a and The patient's blood is circulated extracorporeally in the venous blood circuit 1b and the dual pump 6 is driven to discharge the effluent while supplying dialysate to the dialyzer 2 and purify the circulating blood in the dialyzer 2 To do.
- the dialysis fluid is supplied to the upstream side (tip 1aa side) from the blood pump 3 in the arterial blood circuit 1a through the replenishment line L8 by opening the clamp means V10. .
- the selection means 11 can select whether the ironing tube C attached to the blood pump 3 is a small-diameter ironing tube C or a large-diameter ironing tube C, for example, before blood purification treatment. It is configured to be selected based on information input at the time of setting.
- the selection means 11 is electrically connected to the control means 12, and whether the ironing tube C attached to the blood pump 3 has a small diameter or a large diameter with respect to the control means 12. Information can be sent.
- the control means 12 is composed of a microcomputer electrically connected to various actuators and sensors provided in the blood purification apparatus.
- the dialysate pipes such as the dialysate introduction line L1 and the dialysate discharge line L2 are dialyzed.
- a gas purge step for filling with a liquid a blood removal step for extracting the patient's blood into the blood circuit 1, a dialysis step (blood purification treatment step) for purifying the patient's blood with the dialyzer 2 while circulating the patient's blood extracorporeally, and a blood circuit
- control means 12 is electrically connected to the pressure detection means 10 and drives the blood pump 3 according to the suction pressure of the blood pump 3 detected by the pressure detection means 10. It is comprised so that speed can be controlled.
- control unit 12 controls the flow rate of the replenishment liquid replenished from the replenishment line L8 so that the suction pressure of the blood pump 3 detected by the pressure detection unit 10 becomes a predetermined value.
- the driving speed of the blood pump 3 can be controlled in accordance with the suction pressure (predetermined value) of the blood pump 3.
- the dual pump 6 when supplying dialysate from the replenishment line L8 with the clamp means V10 open, the dual pump 6 is driven and the solenoid valves V1, V2, V4 and V7 are closed. In this state and by opening V3, V5 and V6, the flow rate of the replenishment liquid replenished from the replenishment line L8 is controlled, and the suction pressure of the blood pump 3 detected by the pressure detecting means 10 is determined in advance.
- the predetermined value for example, 0 mmHg).
- the driving speed of the blood pump 3 (the rotational speed of the roller 15) is corrected (for example, the set rotational speed is multiplied by a predetermined ratio, or a predetermined value is subtracted or added to the set rotational speed).
- the control means 12 is configured to control the driving speed of the blood pump 3 in accordance with the diameter of the ironing tube C.
- the blood pump 3 is driven according to the discharge amount characteristic of the ironing tube C selected by the selection means 11 (the discharge amount characteristic of the ironing tube C correlated with the diameter, thickness, or material of the ironing tube C).
- the degree of speed correction is changed. For example, in the case of a small-diameter ironing tube C, the set rotational speed is reduced by 10%, and in the case of a large-diameter ironing tube C, the setting rotational speed is 5%. % Reduction.
- the small-diameter ironing tube C is thinner (thin) than the thick-diameter ironing tube C, when the suction pressure fluctuates, it is more easily deformed and the error in the discharge amount increases. End up. Therefore, it is preferable to increase the degree of reduction or increase in the driving speed of the blood pump 3 when using the small diameter ironing tube C than when using the large diameter ironing tube C. Needless to say, the degree of reduction or increase in the driving speed of the blood pump 3 may be the same between the case where the small-diameter ironing tube C is used and the case where the large-diameter ironing tube C is used.
- the driving speed of the blood pump 3 (rotational speed of the roller 15) is corrected (for example, a predetermined ratio is multiplied by a predetermined ratio or a predetermined value is subtracted) (S2).
- the degree of correction of the driving speed of the blood pump 3 is changed according to the diameter (small diameter or large diameter) of the ironing tube C selected by the selection means 11. For example, in the case of a small-diameter ironing tube C, the set rotational speed is reduced by 10%, and in the case of a thick-diameter ironing tube C, the preset rotational speed is reduced by 5%.
- the control means 12 that can control the driving speed of the blood pump 3 according to the suction pressure of the blood pump 3 detected by the pressure detection means 10 is provided, the suction pressure of the blood pump 3 can be controlled. An error in the discharge amount due to fluctuations can be suppressed.
- a replenishment line L8 connected to the distal end side from the position where the blood pump 3 is disposed in the arterial blood circuit 1a and capable of replenishing the arterial blood circuit 1a with a predetermined replenisher.
- the control means 12 can control the flow rate and the fluid pressure of the replenishment liquid to be replenished to the replenishment line L8 so that the suction pressure of the blood pump 3 detected by the pressure detection means 10 becomes a predetermined value. Therefore, it is possible to more quickly and smoothly suppress the discharge amount error caused by the fluctuation of the suction pressure of the blood pump 3.
- control means 12 can control the driving speed of the blood pump 3 in accordance with the discharge amount characteristic (diameter) of the ironing tube C, the discharge caused by fluctuations in the suction pressure of the blood pump 3 The amount error can be more easily and smoothly suppressed, and the driving speed of the blood pump 3 can be set in consideration of the diameter of the ironing tube C.
- the driving speed of the blood pump 3 is controlled depending on whether the diameter of the iron tube C is small or large, but the iron tube C attached to the blood pump 3 is controlled. You may make it control the drive speed of the blood pump 3 according to the dimension of a diameter.
- the pressure detection means 10 is attached to the blood pump 3, and also includes a displacement detection means 10a for detecting the radial displacement of the ironing tube C, and a detected object detected by the displacement detection means 10a. Since the pressure calculating means 10b capable of calculating the pressure of the liquid flow path based on the radial displacement of the squeezing tube C is provided, it is not necessary to newly provide a pressure detecting means in a part other than the blood pump 3, Easy to handle.
- the suction pressure is set to ⁇ 150 mmHg and the driving speed of the blood pump 3 is increased by 15% with respect to the set speed.
- the error of the discharge amount (that is, the flow rate) with respect to the set flow rate can be generally suppressed.
- the suction pressure is set to ⁇ 150 mmHg and the driving speed of the blood pump 3 is increased by 5% with respect to the set speed for the samples 1 to 6 of the thick ironing tube C.
- the error of the discharge amount (that is, the flow rate) with respect to the set flow rate can be generally suppressed.
- the suction pressure is set to +150 mmHg and the driving speed of the blood pump 3 is reduced by 15% with respect to the set speed.
- the error of the discharge amount (that is, the flow rate) with respect to the set flow rate can be generally suppressed.
- the suction pressure is set to +150 mmHg and the driving speed of the blood pump 3 is reduced by 10% with respect to the set speed.
- the error of the discharge amount (that is, the flow rate) with respect to the set flow rate can be generally suppressed.
- the blood purification apparatus is for extracorporeally circulating the patient's blood to perform blood purification treatment (for example, hemodialysis treatment).
- blood purification treatment for example, hemodialysis treatment.
- FIG. A blood circuit 1 that has an arterial blood circuit 1a and a venous blood circuit 1b, and is connected to the proximal ends of the arterial blood circuit 1a and the venous blood circuit 1b.
- a dialyzer 2 blood purification means for purifying blood
- a blood pump 3 disposed in an arterial blood circuit 1a, an arterial air trap chamber 4 connected to the arterial blood circuit 1a, and a venous side A venous air trap chamber 5 connected to the blood circuit 1b
- a dialysate introduction line L1 for introducing dialysate into the dialyzer 2
- a dialysate discharge line L2 for discharging drainage from the dialyzer 2
- symbol is attached
- the control means 12 ′ controls the driving speed of the blood pump 3 by feeding back the suction pressure of the blood pump 3 detected by the pressure detection means 10.
- the pressure detection means 10 uses the negative pressure. Is detected (i.e., the suction pressure of the blood pump 3 is negative), the discharge amount is decreased, so that the driving speed of the blood pump 3 is increased and the positive pressure is detected by the pressure detection means 10 (i.e., blood When the suction pressure of the pump 3 is positive), the discharge amount increases, so that the driving speed of the blood pump 3 is reduced.
- the correction of the driving speed of the blood pump 3 at this time is performed when the negative pressure is detected by the pressure detecting means 10 (that is, the suction pressure of the blood pump 3 is negative) as described above. While increasing the speed, when the positive pressure is detected by the pressure detecting means 10 (that is, the suction pressure of the blood pump 3 is positive), the driving speed of the blood pump 3 is reduced.
- the control means 12 ′ that can control the driving speed of the blood pump 3 according to the suction pressure of the blood pump 3 detected by the pressure detection means 10 is provided. It is possible to suppress an error in the discharge amount due to the fluctuation of the amount. In particular, since the control means 12 ′ feeds back the suction pressure of the blood pump 3 detected by the pressure detection means 10 and controls the driving speed of the blood pump 3, the discharge caused by the fluctuation of the suction pressure of the blood pump 3 The amount error can be more accurately suppressed.
- the artery side blood circuit 1a is connected to the downstream side of the blood pump 3 (dialyzer 2 side).
- the pressure sensor P3 that detects the pressure may be used as pressure detection means. In this case, it is not necessary to provide the blood pump 3 with pressure detection means, and a general-purpose blood pump can be used.
- the arterial blood circuit 1a is connected to the distal end 1aa side from the position where the blood pump 3 is disposed, and physiological saline (predetermined replenisher) can be replenished to the arterial blood circuit 1a.
- physiological saline predetermined replenisher
- the replenishment line L9 is connected to a storage bag B that stores a predetermined amount of physiological saline, and supplies the physiological saline in the storage bag B to the arterial blood circuit 1a by opening the electromagnetic valve V11. It is configured to In addition, you may apply to what does not have the replenishment lines L8 and L9.
- the blood pump 3 ′ may include an upstream gripping means 17 ′, a downstream gripping means 18, and a pressure transducer 10a ′ as a displacement detection means.
- symbol is attached
- the upstream side gripping means 17 ′ is for gripping the upstream side (the part to which the distal end side of the arterial blood circuit 1a is connected) of the ironing tube C attached to the mounting recess 13a of the stator 13 in the blood pump 3 ′.
- a gripping piece 19 that can press and grip the ironing tube C in the radial direction, and a torsion spring 20 (biasing means) that urges the gripping piece 19 toward the ironing tube C side. ).
- the pressure transducer 10a ′ as the displacement detecting means can detect the radial displacement of the portion of the covered tube C gripped by the upstream gripping means 17 ′.
- the pressure transducer 10a ′ The pressure applied to the side surface of the ironing tube C disposed between the gripping piece 19 and pressed by the gripping piece 19 is detected, and the ironing tube C is detected based on the detected pressure. The displacement in the radial direction is detected.
- the pressure transducer 10a '(displacement detection means) is electrically connected to the pressure calculation means 10b by extending wiring and the like, as in the first embodiment.
- the pressure calculating means 10b is composed of, for example, a microcomputer or the like disposed in the dialyzer body, and based on the radial displacement of the ironing tube C detected by the pressure transducer 10a ′ (displacement detecting means), the artery The pressure of the side blood circuit 1a (liquid flow path) can be calculated. That is, the pressure transducer 10a '(displacement detection means) and the pressure calculation means 10b constitute the pressure detection means of the present invention.
- the suction pressure of the blood pump 3 ' can be detected by the pressure transducer 10a' (displacement detection means) and the pressure calculation means 10b as pressure detection means.
- the gripping means (upstream gripping means 17 ′) includes a gripping piece 19 that can press and grip the ironing tube C in the radial direction, and a twist that biases the gripping piece 19 toward the ironing tube C side.
- the displacement detecting means includes a spring 20 (biasing means), and the displacement detecting means is disposed at a position facing the gripping piece 19 with the covering tube C interposed therebetween, and the pressing tube C pressed by the gripping piece 19 is provided.
- the displacement detecting means in the blood pump 3 Since the pressure applied to the side surface is detected and the radial displacement of the ironing tube C is detected based on the detected pressure, the displacement detecting means in the blood pump 3 'receives a pressing force against the ironing tube C.
- the function and the function of detecting the pressure of the fluid flow path on the tip 1aa side from the blood pump 3 in the arterial blood circuit 1a can be provided.
- the blood purification device is equipped with a control means that can control the driving speed of the blood pump according to the suction pressure of the blood pump detected by the pressure detection means, the blood purification device having a different external shape or other functions added It can also be applied to things.
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Abstract
血液ポンプの吸込圧の変動に起因する吐出量の誤差を抑制することができる血液浄化装置を提供する。 患者の血液を体外循環させ得る血液回路1と、動脈側血液回路1a及び静脈側血液回路1bの基端にそれぞれ接続され、血液回路1にて体外循環する血液を浄化するダイアライザ2と、動脈側血液回路1aに接続された被しごきチューブCと、被しごきチューブCを径方向に圧縮しつつ長手方向にしごくことにより当該被しごきチューブCの内部の液体を流動させ得る血液ポンプ3と、動脈側血液回路1aにおける血液ポンプ3の配設位置より先端1aa側の所定部位に取り付けられ、当該血液ポンプ3の吸込圧を検出し得る圧力検出手段10とを具備した血液浄化装置において、圧力検出手段10で検出された血液ポンプ3の吸込圧に応じて当該血液ポンプ3の駆動速度を制御し得る制御手段12を具備したものである。
Description
本発明は、先端に穿刺針が接続可能な動脈側血液回路及び静脈側血液回路を有し、患者の血液を体外循環させ得る血液回路と、動脈側血液回路及び静脈側血液回路の基端にそれぞれ接続され、血液回路にて体外循環する血液を浄化する血液浄化手段と、動脈側血液回路に接続された被しごきチューブを径方向に圧縮しつつ長手方向にしごくことにより内部の液体を流動させ得る血液ポンプと、動脈側血液回路における血液ポンプの配設位置より先端側の所定部位に取り付けられ、当該血液ポンプの吸込圧を検出し得る圧力検出手段とを具備した血液浄化装置に関するものである。
血液透析治療時に用いられる一般的な血液回路は、先端に動脈側穿刺針が取り付けられる動脈側血液回路と、先端に静脈側穿刺針が取り付けられる静脈側血液回路とから主に構成されており、これら動脈側血液回路及び静脈側血液回路の各基端にダイアライザ等の血液浄化器を接続し得るよう構成されている。動脈側血液回路には、血液ポンプが配設されており、動脈側穿刺針及び静脈側穿刺針を共に患者に穿刺した状態で当該血液ポンプを駆動させることにより、動脈側穿刺針から血液を採取するとともに、その血液を動脈側血液回路内で流動させてダイアライザまで導き、該ダイアライザによる浄化後の血液を静脈側血液回路内で流動させ、静脈側穿刺針を介して患者の体内に戻して透析治療が行われるよう構成されている。
血液ポンプは、一般に、動脈側血液回路に接続された被しごきチューブを径方向に圧縮して流路を締切しつつ長手方向にしごくことにより内部の液体を流動させ得るローラを有したしごき型ポンプにて構成されている。このような血液ポンプにおいては、ローラの1回転当たりの吐出量と時間当たりの回転数とによって体外循環する血液量を求めていたため、血液浄化治療を効率よく且つ良好に行わせるためには、血液ポンプの吐出量を一定に維持させる必要がある。
しかして、従来、例えばローラとステータとの間の隙間寸法を調整するための治具を用いることで、当該隙間寸法を設定通り(取り付けられる被しごきチューブに応じた設定通り)に調整し、ステータに被しごきチューブが取り付けられた際のローラによる流路の締切(すなわち、ローラの押圧による流路の閉止)を確実に行わせていた。これにより、血液ポンプによる吐出量を一定に維持することができ、血液浄化治療を効率よく且つ良好に行わせることができる。なお、かかる先行技術は、文献公知発明に係るものでないため、記載すべき先行技術文献情報はない。
しかしながら、上記従来の血液浄化装置においては、血液ポンプの隙間寸法を正確に調整した場合であっても、例えば動脈側血液回路における血液ポンプの配設位置より先端側に所定の補充液を補充し得る補充ラインを具備させた場合、補液ラインに補充される補充液の流量や液圧等に応じて血液ポンプの吸込圧が変化してしまい、吐出量に誤差が生じてしまうという問題があった。なお、このような問題は、補充ラインを具備させたものに限らず、血液ポンプの吸込圧が変化してしまう種々形態の血液浄化装置全般に生じるものである。
本発明は、このような事情に鑑みてなされたもので、血液ポンプの吸込圧の変動に起因する吐出量の誤差を抑制することができる血液浄化装置を提供することにある。
請求項1記載の発明は、先端に穿刺針が接続可能な動脈側血液回路及び静脈側血液回路を有し、患者の血液を体外循環させ得る血液回路と、前記動脈側血液回路及び静脈側血液回路の基端にそれぞれ接続され、前記血液回路にて体外循環する血液を浄化する血液浄化手段と、前記動脈側血液回路に接続された被しごきチューブと、前記被しごきチューブを径方向に圧縮しつつ長手方向にしごくことにより当該被しごきチューブの内部の液体を流動させ得る血液ポンプと、前記動脈側血液回路における前記血液ポンプの配設位置より先端側の所定部位に取り付けられ、当該血液ポンプの吸込圧を検出し得る圧力検出手段とを具備した血液浄化装置において、前記圧力検出手段で検出された前記血液ポンプの吸込圧に応じて当該血液ポンプの駆動速度を制御し得る制御手段を具備したことを特徴とする。
請求項2記載の発明は、請求項1記載の血液浄化装置において、前記動脈側血液回路における前記血液ポンプの配設位置より先端側に接続され、所定の補充液を当該動脈側血液回路に補充し得る補充ラインを具備するとともに、前記制御手段は、前記血液ポンプの吸込圧が予め定められた所定値となるように前記補充ラインから補充される補充液の流量を制御可能とされたことを特徴とする。
請求項3記載の発明は、請求項2記載の血液浄化装置において、前記制御手段は、前記被しごきチューブの吐出量特性に応じて前記血液ポンプの駆動速度を制御し得ることを特徴とする。
請求項4記載の発明は、請求項1記載の血液浄化装置において、前記制御手段は、前記圧力検出手段で検出された前記血液ポンプの吸込圧をフィードバックして当該血液ポンプの駆動速度を制御することを特徴とする。
請求項5記載の発明は、請求項1~4の何れか1つに記載の血液浄化装置において、前記圧力検出手段は、前記血液ポンプに取り付けられるとともに、前記被しごきチューブの径方向の変位を検出する変位検出手段と、該変位検出手段で検出された前記被しごきチューブの径方向の変位に基づいて、前記液体流路の圧力を算出し得る圧力算出手段とを具備したことを特徴とする。
請求項1の発明によれば、圧力検出手段で検出された血液ポンプの吸込圧に応じて当該血液ポンプの駆動速度を制御し得る制御手段を具備したので、血液ポンプの吸込圧の変動に起因する吐出量の誤差を抑制することができる。
請求項2の発明によれば、動脈側血液回路における血液ポンプの配設位置より先端側に接続され、所定の補充液を当該動脈側血液回路に補充し得る補充ラインを具備するとともに、制御手段は、血液ポンプの吸込圧が予め定められた所定値となるように補充ラインから補充される補充液の流量を制御可能とされたので、血液ポンプの吸込圧の変動に起因する吐出量の誤差をより素早く且つ円滑に抑制することができる。
請求項3の発明によれば、制御手段は、被しごきチューブの吐出量特性に応じて血液ポンプの駆動速度を制御し得るので、血液ポンプの吸込圧の変動に起因する吐出量の誤差をより簡易且つ円滑に抑制することができるとともに、被しごきチューブの径を考慮した血液ポンプの駆動速度とすることができる。
請求項4の発明によれば、制御手段は、圧力検出手段で検出された血液ポンプの吸込圧をフィードバックして当該血液ポンプの駆動速度を制御するので、血液ポンプの吸込圧の変動に起因する吐出量の誤差をより正確に抑制することができる。
請求項5の発明によれば、圧力検出手段は、血液ポンプに取り付けられるとともに、被しごきチューブの径方向の変位を検出する変位検出手段と、該変位検出手段で検出された被しごきチューブの径方向の変位に基づいて、液体流路の圧力を算出し得る圧力算出手段とを具備したので、血液ポンプ以外の部位に圧力検出手段を別個新たに設ける必要がなく、取り扱いが容易である。
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の実施形態に係る血液浄化装置は、患者の血液を体外循環させて血液浄化治療(例えば血液透析治療)を行わせるためのもので、図1に示すように、先端1aaに動脈側穿刺針(不図示)が接続可能な動脈側血液回路1a、及び先端1baに静脈側穿刺針(不図示)が接続可能な静脈側血液回路1bを有し、患者の血液を体外循環させ得る血液回路1と、動脈側血液回路1a及び静脈側血液回路1bの基端にそれぞれ接続され、当該血液回路1を流れる血液を浄化するダイアライザ2(血液浄化手段)と、動脈側血液回路1aに配設された血液ポンプ3と、動脈側血液回路1aに接続された動脈側エアトラップチャンバ4と、静脈側血液回路1bに接続された静脈側エアトラップチャンバ5と、ダイアライザ2に透析液を導入する透析液導入ラインL1と、ダイアライザ2から排液を排出する透析液排出ラインL2と、補充ラインL8と、選択手段11と、制御手段12とを有して構成されている。
第1の実施形態に係る血液浄化装置は、患者の血液を体外循環させて血液浄化治療(例えば血液透析治療)を行わせるためのもので、図1に示すように、先端1aaに動脈側穿刺針(不図示)が接続可能な動脈側血液回路1a、及び先端1baに静脈側穿刺針(不図示)が接続可能な静脈側血液回路1bを有し、患者の血液を体外循環させ得る血液回路1と、動脈側血液回路1a及び静脈側血液回路1bの基端にそれぞれ接続され、当該血液回路1を流れる血液を浄化するダイアライザ2(血液浄化手段)と、動脈側血液回路1aに配設された血液ポンプ3と、動脈側血液回路1aに接続された動脈側エアトラップチャンバ4と、静脈側血液回路1bに接続された静脈側エアトラップチャンバ5と、ダイアライザ2に透析液を導入する透析液導入ラインL1と、ダイアライザ2から排液を排出する透析液排出ラインL2と、補充ラインL8と、選択手段11と、制御手段12とを有して構成されている。
動脈側血液回路1aは、その先端1aaにコネクタ(不図示)が接続されており、当該コネクタを介して動脈側穿刺針が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3と、動脈側エアトラップチャンバ4が配設されている。動脈側血液回路1aの先端部及び静脈側血液回路1bの先端部には、流路を閉止し得るクランプ手段(例えば、電磁弁V8およびV9等)が配設されている。一方、静脈側血液回路1bは、その先端1baにコネクタ(不図示)が接続されており、当該コネクタを介して静脈側穿刺針が接続可能とされるとともに、途中に静脈側エアトラップチャンバ5が接続されている。
さらに、動脈側エアトラップチャンバ4及び静脈側エアトラップチャンバ5には、各チャンバの上部(空気層)の圧力を検出し得る圧力センサ(P1、P2)がそれぞれ取り付けられており、動脈側エアトラップチャンバ4の圧力センサP1にて動脈側血液回路1a及び静脈側エアトラップチャンバ5の圧力センサP2にて静脈側血液回路1bのそれぞれの部位の圧力(液圧)を検出し得るようになっている。
そして、動脈側血液回路1aの先端1aaに接続された動脈側穿刺針及び静脈側血液回路1bの先端1baに接続された静脈側穿刺針を患者に穿刺した状態で、血液ポンプ3を駆動(正回転駆動)させると、患者の血液は、動脈側エアトラップチャンバ4で除泡(気泡の除去)がなされつつ動脈側血液回路1aを通ってダイアライザ2に至り、該ダイアライザ2によって血液浄化が施された後、静脈側エアトラップチャンバ5で除泡(気泡の除去)がなされつつ静脈側血液回路1bを通って患者の体内に戻るようになっている。これにより、患者の血液を血液回路1の動脈側血液回路1aの先端1aaから静脈側血液回路1bの先端1baまで体外循環させつつダイアライザ2にて浄化し得るのである。
また、動脈側血液回路1aの途中には、被しごきチューブCが接続されており、かかる被しごきチューブCを血液ポンプ3に取り付けることが可能とされている。被しごきチューブCは、後で詳述する血液ポンプ3(しごき型ポンプ)のローラ15(しごき部)にて径方向に圧縮して流路を締切しつつ長手方向にしごかれて内部の液体をロータ14の回転方向に流動させ得るものであり、動脈側血液回路1aを構成する他の可撓性チューブより軟質且つ大径の可撓性チューブから成る。
ダイアライザ2は、その筐体部に、血液導入口2a(血液導入ポート)、血液導出口2b(血液導出ポート)、透析液導入口2c(透析液流路入口:透析液導入ポート)及び透析液導出口2d(透析液流路出口:透析液導出ポート)が形成されており、このうち血液導入口2aには動脈側血液回路1aが、血液導出口2bには静脈側血液回路1bがそれぞれ接続されている。また、透析液導入口2c及び透析液導出口2dは、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2内には、複数の中空糸膜(不図示)が収容されており、この中空糸が血液を浄化するための血液浄化膜を構成している。かかるダイアライザ2内には、血液浄化膜を介して患者の血液が流れる血液流路(血液導入口2aと血液導出口2bとの間の流路)及び透析液が流れる透析液流路(透析液導入口2cと透析液導出口2dとの間の流路)が形成されている。通常、中空糸の内側には血液が、外側には透析液が、それぞれ流れるようになっている。そして、血液浄化膜を構成する中空糸膜には、その外周面と内周面とを貫通した微小な孔(ポア)が多数形成されて中空糸膜を形成しており、該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。
さらに、本実施形態に係る動脈側血液回路1aの先端部及び静脈側血液回路1bの先端部には、血液浄化治療中、動脈側血液回路1a又は静脈側血液回路1bを流れる血液中の気体(気泡)を検出し得る気泡検出器(D1、D2)が接続されている。かかる気泡検出器(D1、D2)は、例えば図示しない血液判別器及びクランプ手段(V8、V9)と共に所定のユニット内に取り付けられている。
気泡検出器(D1、D2)は、動脈側血液回路1a又は静脈側血液回路1bを構成する可撓性チューブを流れる気泡(エア)を検出可能なセンサから成り、例えば圧電素子から成る超音波振動素子と、圧電素子から成る超音波受信素子とを具備している。そして、動脈側血液回路1a又は静脈側血液回路1bを構成する可撓性チューブに向けて超音波振動素子から超音波を照射させ得るとともに、その振動を超音波受信素子にて受け得るようになっている。
この超音波受信素子は、その受信した振動に応じて電圧が変化するよう構成されており、検出される電圧が所定の閾値を超えたことにより気泡が流動したことを検出し得るよう構成されている。すなわち、血液や置換液に比べ気泡の方が超音波の減衰率が高いので、液体を透過した超音波を検出することで、検出された電圧が所定の閾値を超えたことにより、気泡(気体)が流動したことが検出されるのである。
一方、透析液導入ラインL1及び透析液排出ラインL2には、所定濃度に調製された透析液をダイアライザ2に送液しつつ、当該ダイアライザ2から透析液と共に老廃物等(排液)を排出させる複式ポンプ6が接続されている。すなわち、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6が配設されており、かかる複式ポンプ6を駆動させることにより、ダイアライザ2に対して透析液導入ラインL1にて透析液を導入及び透析液排出ラインL2にて排液を排出させ得るよう構成されているのである。
また、透析液導入ラインL1には、電磁弁V1、V3及び濾過フィルタF1、F2が接続されており、ダイアライザ2に導入する透析液を濾過フィルタF1、F2にて濾過し得るとともに、電磁弁V1、V3にて任意タイミングで流路を遮断又は開放可能とされている。なお、透析液導入ラインL1は、バイパスラインL4、L5にて透析液排出ラインL2と接続されており、これらバイパスラインL4、L5には、電磁弁V4、V5がそれぞれ接続されている。しかるに、図中符号Hは、ダイアライザ2又は血液回路1に供給される透析液を加温するための加温手段(ヒータ)を示している。
さらに、透析液排出ラインL2には、複式ポンプ6を迂回する迂回ラインL3、L6が接続されており、迂回ラインL6には電磁弁V6が接続されるとともに、迂回ラインL3には除水ポンプ7が接続されている。しかして、血液回路1にて患者の血液を体外循環させる過程で除水ポンプ7を駆動させることにより、ダイアライザ2を流れる血液から水分を取り除いて除水し得るようになっている。
また、透析液排出ラインL2における複式ポンプ6より上流側(図1中左側)には、当該複式ポンプ6における透析液排出ラインL2の液圧調整を行う加圧ポンプ8が接続されており、当該加圧ポンプ8と複式ポンプ6との間からは、脱ガスチャンバ9を介して開放ラインL7が延設されている。透析液排出ラインL2及びそこから分岐する開放ラインL7には、電磁弁V2、V7がそれぞれ接続されており、任意タイミングで透析液の流路を遮断又は開放可能とされている。
補充ラインL8は、一端が透析液導入ラインL1の所定部位(本実施形態においては、電磁弁V1と濾過フィルタF2との間)に形成された採取口P(サンプルポート)に接続されるとともに、他端が動脈側血液回路1a(圧力検出手段10の配設位置より先端1aa側)に接続され、当該透析液導入ラインL1の透析液を動脈側血液回路1aに供給し得る流路から成るものである。また、この補充ラインL8には、クランプ手段V10が接続されており、当該クランプ手段V10を開状態とすることにより、透析液導入ラインL1の透析液を血液回路1(動脈側血液回路1a)に供給し得るとともに、当該クランプ手段V10を閉状態とすることにより、流路を閉止し得るようになっている。
ところで、本実施形態に係る血液ポンプ3は、図2~4に示すように、ステータ13と、当該ステータ13内で回転駆動可能なロータ14と、該ロータ14に形成されたローラ15(しごき部)と、上下一対のガイドピン16と、上流側把持手段17と、下流側把持手段18と、圧力検出手段を構成する荷重センサ10a(変位検出手段)及び算出手段10b(図4参照)とから主に構成されている。なお、同図においては、血液ポンプ3におけるステータ13の上部を覆うカバーについて省略してある。
ステータ13は、被しごきチューブCが取り付けられる取付凹部13aが形成されたので、当該取付凹部13aを形成する内周壁面に沿って被しごきチューブCが取り付けられるよう構成されている。取付凹部13aの略中央には、モータにより回転駆動可能なロータ14が配設されている。かかるロータ14の側面(取付凹部13aの内周壁面と対向する面)には、一対のローラ15と、ガイドピン16とが配設されている。
ローラ15は、ロータ14の外縁側に形成された回転軸Mを中心として回転可能とされたもので、取付凹部13aに取り付けられた被しごきチューブCを径方向に圧縮して流路を締切しつつ当該ロータ14の回転に伴い長手方向(血液の流動方向)にしごくことにより、動脈側血液回路1a内で血液等の液体を流動させ得るものである。すなわち、取付凹部13a内に被しごきチューブCを取り付けてロータ14を回転駆動させると、ローラ15と取付凹部13aの内周壁面との間で当該被しごきチューブCが圧縮されて流路が締め切られる(閉止される)とともに、ロータ14の回転駆動に伴ってその回転方向(長手方向)にしごき得るのである。かかるしごき作用により、動脈側血液回路1a内の血液がロータ14の回転方向に吐出されることとなるので、当該血液回路1内で体外循環させることが可能とされている。
ガイドピン16は、図2に示すように、ロータ14の上端側及び下端側から取付凹部13aの内周壁面に向かってそれぞれ突出形成された上下一対のピン状部材から成るものであり、これら上下一対のガイドピン16の間に被しごきチューブCが保持されることとなる。すなわち、ロータ14の駆動時、上下一対のガイドピン16により被しごきチューブCを正規の位置に保持させるとともに、上側のガイドピン16により取付凹部13aから被しごきチューブCが上方に離脱しないようになっているのである。
上流側把持手段17は、血液ポンプ3におけるステータ13の取付凹部13aに取り付けられた被しごきチューブCのうち上流側(動脈側血液回路1aの先端1aa側が接続される部位)を把持するためのもので、図2~4に示すように、被しごきチューブCを径方向に押圧して把持し得る把持片19と、該把持片19を被しごきチューブC側に付勢するねじりバネ20(付勢手段)とを有する。
把持片19は、図4に示すように、揺動軸Laを中心に揺動可能な部品から成るもので、ねじりバネ20により把持方向に比較的強く付勢されており、被しごきチューブCの上流側の部位を押圧して固く挟持することにより固定可能とされたものである。ねじりバネ20は、同図に示すように、揺動軸Laに取り付けられて把持片19を付勢するとともに、ステータ13の固定部(本実施形態においては、ステータ13に取り付けられた荷重センサ10a)に位置する固定端20aと把持片19を押圧する押圧端20bとを有する。なお、ねじりバネ20に代えて把持片19を付勢する他の付勢手段としてもよい。
下流側把持手段18は、血液ポンプ3におけるステータ13の取付凹部13aに取り付けられた被しごきチューブCのうち下流側(動脈側血液回路1aの基端側(ダイアライザ2側)が接続される部位)を把持するためのもので、被しごきチューブCを径方向に押圧して把持し得る把持片21と、該把持片21を被しごきチューブC側に付勢するねじりバネ22とを有する。
把持片21は、上流側把持手段17の把持片19と同様、揺動軸Lbを中心に揺動可能な部品から成るもので、ねじりバネ22により把持方向に比較的強く付勢されており、被しごきチューブCの下流側の部位を押圧して固く挟持することにより固定可能とされたものである。ねじりバネ22は、上流側把持手段17のねじりバネ20と同様、揺動軸Lbに取り付けられて把持片21を付勢するとともに、ステータ13の固定部に位置する固定端と把持片21を押圧する押圧端とを有する。
変位検出手段としての荷重センサ10aは、被しごきチューブCにおける上流側把持手段17で把持された部位の径方向の変位を検出可能なもので、本実施形態においては、ねじりバネ20(付勢手段)の固定端20a側に付与される荷重を検出し、当該検出された荷重に基づいて被しごきチューブCの径方向の変位を検出するものとされている。この荷重センサ10aは、付与された荷重に応じた電気信号を発生し得るものである。
すなわち、治療時において動脈側血液回路1aの先端1aaには、動脈側穿刺針が取り付けられていることから、患者から血液を採取して動脈側血液回路1aにて流動させる際、当該動脈側血液回路1aの先端1aaと血液ポンプ3との間で陰圧が生じてしまう。かかる陰圧が生じると、被しごきチューブC内の液圧が低下し、当該被しごきチューブCにおける上流側把持手段17で把持された部位が径方向に変位する(径が小さくなる)ので、荷重センサ10aにより検出される荷重が低下することとなる。かかる荷重の低下を検出することにより、動脈側血液回路1aに陰圧が生じていることを検出することができるのである。
本実施形態に係る荷重センサ10a(変位検出手段)は、配線等が延設されて圧力算出手段10bと電気的に接続されている。かかる圧力算出手段10bは、例えば透析装置本体に配設されたマイコン等から成るもので、荷重センサ10a(変位検出手段)で検出された被しごきチューブCの径方向の変位に基づいて、動脈側血液回路1a(液体流路)の圧力を算出し得るよう構成されている。すなわち、荷重センサ10a及び圧力算出手段10bは、本発明の圧力検出手段を構成するもので、荷重センサ10aにて被しごきチューブCの径方向の変位が検出されると、その変位に応じた所定の電気信号が圧力算出手段10bに送信され、当該圧力算出手段10bにて動脈側血液回路1a(本実施形態においては、動脈側血液回路1aの先端1aaから荷重センサ10aが配設された部位までの間)における圧力(血液浄化治療時における脱血圧)が算出されるのである。
しかして、圧力検出手段10は、動脈側血液回路1aにおける血液ポンプ3の配設位置より先端1aa側の所定部位に取り付けられているため、その血液ポンプ3の吸込圧(吸込み側の圧力)を検出し得るようになっている。すなわち、血液ポンプ3は、上流側の液体を吸い込んで、下流側へ吐出するので、上流側の流路の圧力(液圧)が変動すると、それに応じて吸込圧も変動するので、その圧力を圧力検出手段10にて検出することができるのである。
そして、透析治療中(血液浄化治療中)において、図5に示すように、血液ポンプ3を駆動させると、ローラ15が所定速度で回転して被しごきチューブCをしごき、動脈側血液回路1a及び静脈側血液回路1bにて患者の血液を体外循環させるとともに、複式ポンプ6を駆動させることにより、ダイアライザ2に透析液を供給しつつ排液を排出させ、体外循環する血液をダイアライザ2にて浄化する。また、緊急補液等を行う際は、クランプ手段V10を開状態とすることにより、補充ラインL8を介して透析液を動脈側血液回路1aにおける血液ポンプ3より上流側(先端1aa側)に供給する。
選択手段11は、血液ポンプ3に取り付けられた被しごきチューブCについて、細径の被しごきチューブC又は太径の被しごきチューブCの何れであるか選択し得るもので、例えば血液浄化治療前の設定時に入力された情報に基づいて選択されるよう構成されている。かかる選択手段11は、制御手段12と電気的に接続されており、当該制御手段12に対して血液ポンプ3に取り付けられた被しごきチューブCが細径であるか、或いは太径であるかという情報を送信可能とされている。
制御手段12は、血液浄化装置が具備する種々アクチュエータやセンサ等と電気的に接続されたマイコンから成るもので、例えば透析液導入ラインL1や透析液排出ラインL2等の透析液配管内を透析液で満たす液置換工程、血液回路1内とダイアライザ2内の血液流路とをプライミング液(生理食塩液又は透析液等)に置換して充填させるプライミング工程、ダイアライザ2内の透析液流路を透析液で満たすガスパージ工程、患者の血液を血液回路1内に取り出す脱血工程、血液回路1にて患者の血液を体外循環させつつダイアライザ2にて浄化する透析工程(血液浄化治療工程)、血液回路1内の血液を患者に戻す返血工程、血液回路1内の液体および/またはダイアライザ2内の液体を透析液排出ラインL2に排出する排液工程、透析装置の配管内を洗浄及び消毒する洗浄消毒工程、次回の液置換工程が行われるまで待機するプリセット工程の順に各工程が行われるよう制御可能とされている。
ここで、本実施形態に係る制御手段12は、圧力検出手段10と電気的に接続されており、当該圧力検出手段10で検出された血液ポンプ3の吸込圧に応じて当該血液ポンプ3の駆動速度を制御し得るよう構成されている。特に、本実施形態に係る制御手段12は、圧力検出手段10で検出される血液ポンプ3の吸込圧が予め定められた所定値となるように補充ラインL8から補充される補充液の流量を制御可能とされており、その血液ポンプ3の吸込圧(所定値)に応じて当該血液ポンプ3の駆動速度を制御し得るようになっている。
例えば、緊急補液時、図6に示すように、クランプ手段V10を開状態として補充ラインL8から透析液を供給する際、複式ポンプ6を駆動させるとともに、電磁弁V1、V2、V4及びV7を閉状態、且つ、V3、V5及びV6を開状態とすることにより、補充ラインL8から補充される補充液の流量を制御し、圧力検出手段10で検出される血液ポンプ3の吸込圧を予め定められた所定値(例えば0mmHg)とする。
このような状態で、血液ポンプ3の駆動速度(ローラ15の回転速度)を補正(例えば設定回転数に所定の割合を乗じる、又は設定回転数に所定の値を減算・加算する等)することにより、吸込圧の変動に起因する吐出量の誤差を抑制することができる。さらに、本実施形態に係る制御手段12は、被しごきチューブCの径に応じて血液ポンプ3の駆動速度を制御し得るよう構成されている。すなわち、選択手段11で選択された被しごきチューブCの吐出量特性(被しごきチューブCの径、肉厚、或いは材料に相関する被しごきチューブCの吐出量特性)に応じて血液ポンプ3の駆動速度の補正の程度を変更するものとされており、例えば、細径の被しごきチューブCであれば設定回転数を10%低減し、太径の被しごきチューブCであれば設定回転数を5%低減するようになっている。
なお、細径の被しごきチューブCの方が太径の被しごきチューブCより肉厚が小さい(薄い)ことから、吸込圧が変動した場合、より変形し易く、吐出量の誤差が大きくなってしまう。したがって、細径の被しごきチューブCを用いるときの方が太径の被しごきチューブCを用いるときより血液ポンプ3の駆動速度の低減又は増加の程度を大きくするのが好ましい。勿論、細径の被しごきチューブCを用いる場合と、太径の被しごきチューブCを用いる場合とで血液ポンプ3の駆動速度の低減又は増加の程度を同一とするものであってもよい。
次に、本実施形態に係る制御手段12による制御について、図7のフローチャートに基づいて説明する。
クランプ手段V10を開状態として補液する際、例えば、複式ポンプ6を駆動させるとともに、電磁弁V1、V2、V4及びV7を閉状態、且つ、V3、V5及びV6を開状態とすることにより、補充ラインL8に補充される補充液の流量や液圧を制御し、圧力検出手段10で検出される血液ポンプ3の吸込圧を予め定められた所定値(例えば0mmHg)とする(S1)。
クランプ手段V10を開状態として補液する際、例えば、複式ポンプ6を駆動させるとともに、電磁弁V1、V2、V4及びV7を閉状態、且つ、V3、V5及びV6を開状態とすることにより、補充ラインL8に補充される補充液の流量や液圧を制御し、圧力検出手段10で検出される血液ポンプ3の吸込圧を予め定められた所定値(例えば0mmHg)とする(S1)。
その後、血液ポンプ3の駆動速度(ローラ15の回転速度)を補正(例えば設定回転数に所定の割合を乗じる、又は所定の値を減算する等)する(S2)。このとき、既述したように、選択手段11で選択された被しごきチューブCの径(細径又は太径)に応じて血液ポンプ3の駆動速度の補正の程度を変更するものとされており、例えば、細径の被しごきチューブCであれば設定回転数を10%低減し、太径の被しごきチューブCであれば設定回転数を5%低減するようになっている。
本実施形態によれば、圧力検出手段10で検出された血液ポンプ3の吸込圧に応じて当該血液ポンプ3の駆動速度を制御し得る制御手段12を具備したので、血液ポンプ3の吸込圧の変動に起因する吐出量の誤差を抑制することができる。特に、本実施形態においては、動脈側血液回路1aにおける血液ポンプ3の配設位置より先端側に接続され、所定の補充液を当該動脈側血液回路1aに補充し得る補充ラインL8を具備するとともに、制御手段12は、圧力検出手段10で検出される血液ポンプ3の吸込圧が予め定められた所定値となるように補充ラインL8に補充される補充液の流量や液圧を制御可能とされたので、血液ポンプ3の吸込圧の変動に起因する吐出量の誤差をより素早く且つ円滑に抑制することができる。
さらに、本実施形態に係る制御手段12は、被しごきチューブCの吐出量特性(径)に応じて血液ポンプ3の駆動速度を制御し得るので、血液ポンプ3の吸込圧の変動に起因する吐出量の誤差をより簡易且つ円滑に抑制することができるとともに、被しごきチューブCの径を考慮した血液ポンプ3の駆動速度とすることができる。なお、本実施形態においては、細径又は太径の何れの被しごきチューブCであるかに応じて血液ポンプ3の駆動速度を制御しているが、血液ポンプ3に取り付けられる被しごきチューブCの径の寸法に応じて血液ポンプ3の駆動速度を制御するようにしてもよい。
またさらに、本実施形態に係る圧力検出手段10は、血液ポンプ3に取り付けられるとともに、被しごきチューブCの径方向の変位を検出する変位検出手段10aと、該変位検出手段10aで検出された被しごきチューブCの径方向の変位に基づいて、液体流路の圧力を算出し得る圧力算出手段10bとを具備したので、血液ポンプ3以外の部位に圧力検出手段を別個新たに設ける必要がなく、取り扱いが容易である。
次に、本発明の技術的優位性を示す実験結果について説明する。
図8、9に示すように、細径の被しごきチューブCのサンプル1~6について、吸込圧を0mmHgとするとともに、血液ポンプ3の駆動速度を設定速度に対して10%低減させることにより、設定流量に対する吐出量(すなわち流量)の誤差を全般的に抑制することができた。また、図10、11に示すように、太径の被しごきチューブCのサンプル1~6について、吸込圧を0mmHgとするとともに、血液ポンプ3の駆動速度を設定速度に対して5%低減させることにより、設定流量に対する吐出量(すなわち流量)の誤差を全般的に抑制することができた。
図8、9に示すように、細径の被しごきチューブCのサンプル1~6について、吸込圧を0mmHgとするとともに、血液ポンプ3の駆動速度を設定速度に対して10%低減させることにより、設定流量に対する吐出量(すなわち流量)の誤差を全般的に抑制することができた。また、図10、11に示すように、太径の被しごきチューブCのサンプル1~6について、吸込圧を0mmHgとするとともに、血液ポンプ3の駆動速度を設定速度に対して5%低減させることにより、設定流量に対する吐出量(すなわち流量)の誤差を全般的に抑制することができた。
さらに、図12、13に示すように、細径の被しごきチューブCのサンプル1~6について、吸込圧を-150mmHgとするとともに、血液ポンプ3の駆動速度を設定速度に対して15%増加させることにより、設定流量に対する吐出量(すなわち流量)の誤差を全般的に抑制することができた。また、図14、15に示すように、太径の被しごきチューブCのサンプル1~6について、吸込圧を-150mmHgとするとともに、血液ポンプ3の駆動速度を設定速度に対して5%増加させることにより、設定流量に対する吐出量(すなわち流量)の誤差を全般的に抑制することができた。
またさらに、図16、17に示すように、細径の被しごきチューブCのサンプル1~6について、吸込圧を+150mmHgとするとともに、血液ポンプ3の駆動速度を設定速度に対して15%低減させることにより、設定流量に対する吐出量(すなわち流量)の誤差を全般的に抑制することができた。また、図18、19に示すように、太径の被しごきチューブCのサンプル1~6について、吸込圧を+150mmHgとするとともに、血液ポンプ3の駆動速度を設定速度に対して10%低減させることにより、設定流量に対する吐出量(すなわち流量)の誤差を全般的に抑制することができた。
次に、本発明に係る第2の実施形態について説明する。
本実施形態に係る血液浄化装置は、第1の実施形態と同様、患者の血液を体外循環させて血液浄化治療(例えば血液透析治療)を行わせるためのもので、図20に示すように、動脈側血液回路1a及び静脈側血液回路1bを有し、患者の血液を体外循環させ得る血液回路1と、動脈側血液回路1a及び静脈側血液回路1bの基端にそれぞれ接続され、当該血液回路1を流れる血液を浄化するダイアライザ2(血液浄化手段)と、動脈側血液回路1aに配設された血液ポンプ3と、動脈側血液回路1aに接続された動脈側エアトラップチャンバ4と、静脈側血液回路1bに接続された静脈側エアトラップチャンバ5と、ダイアライザ2に透析液を導入する透析液導入ラインL1と、ダイアライザ2から排液を排出する透析液排出ラインL2と、補充ラインL8と、制御手段12’とを有して構成されている。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。
本実施形態に係る血液浄化装置は、第1の実施形態と同様、患者の血液を体外循環させて血液浄化治療(例えば血液透析治療)を行わせるためのもので、図20に示すように、動脈側血液回路1a及び静脈側血液回路1bを有し、患者の血液を体外循環させ得る血液回路1と、動脈側血液回路1a及び静脈側血液回路1bの基端にそれぞれ接続され、当該血液回路1を流れる血液を浄化するダイアライザ2(血液浄化手段)と、動脈側血液回路1aに配設された血液ポンプ3と、動脈側血液回路1aに接続された動脈側エアトラップチャンバ4と、静脈側血液回路1bに接続された静脈側エアトラップチャンバ5と、ダイアライザ2に透析液を導入する透析液導入ラインL1と、ダイアライザ2から排液を排出する透析液排出ラインL2と、補充ラインL8と、制御手段12’とを有して構成されている。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。
本実施形態に係る制御手段12’は、圧力検出手段10で検出された血液ポンプ3の吸込圧をフィードバックして当該血液ポンプ3の駆動速度を制御するもので、例えば圧力検出手段10で陰圧が検出(すなわち、血液ポンプ3の吸込圧が陰圧)された場合、吐出量が減少するため、血液ポンプ3の駆動速度を増加させるとともに、圧力検出手段10で陽圧が検出(すなわち、血液ポンプ3の吸込圧が陽圧)された場合、吐出量が増加するため、血液ポンプ3の駆動速度を低減させるよう構成されている。
次に、本実施形態に係る制御手段12’による制御について、図21のフローチャートに基づいて説明する。
先ず、血液ポンプ3を駆動させて血液回路1にて血液を体外循環させた後(S1)、圧力検出手段10にて検出された血液ポンプ3の吸込圧が所定値(例えば0mmHg)であるか否か判定される(S2)。そして、S2にて血液ポンプ3の吸込圧が所定値であると判定されると、S4にて血液ポンプ3の駆動速度が維持されるとともに、S2にて血液ポンプ3の吸込圧が所定値でないと判定されると、S3にて血液ポンプ3の駆動速度が補正される。
先ず、血液ポンプ3を駆動させて血液回路1にて血液を体外循環させた後(S1)、圧力検出手段10にて検出された血液ポンプ3の吸込圧が所定値(例えば0mmHg)であるか否か判定される(S2)。そして、S2にて血液ポンプ3の吸込圧が所定値であると判定されると、S4にて血液ポンプ3の駆動速度が維持されるとともに、S2にて血液ポンプ3の吸込圧が所定値でないと判定されると、S3にて血液ポンプ3の駆動速度が補正される。
このときの血液ポンプ3の駆動速度の補正は、既述のように、圧力検出手段10で陰圧が検出(すなわち、血液ポンプ3の吸込圧が陰圧)された場合、血液ポンプ3の駆動速度を増加させるとともに、圧力検出手段10で陽圧が検出(すなわち、血液ポンプ3の吸込圧が陽圧)された場合、血液ポンプ3の駆動速度を低減させるようになっている。
本実施形態によれば、圧力検出手段10で検出された血液ポンプ3の吸込圧に応じて当該血液ポンプ3の駆動速度を制御し得る制御手段12’を具備したので、血液ポンプ3の吸込圧の変動に起因する吐出量の誤差を抑制することができる。特に、制御手段12’は、圧力検出手段10で検出された血液ポンプ3の吸込圧をフィードバックして当該血液ポンプ3の駆動速度を制御するので、血液ポンプ3の吸込圧の変動に起因する吐出量の誤差をより正確に抑制することができる。
以上、本実施形態について説明したが、本発明はこれらに限定されるものではなく、例えば図22に示すように、動脈側血液回路1aにおいて血液ポンプ3の下流側(ダイアライザ2側)に接続された第1動脈側エアトラップチャンバ4aと、当該血液ポンプ3の上流側(先端1aa側)に接続された第2動脈側エアトラップチャンバ4bとを有するとともに、第2動脈側エアトラップチャンバ4b内の圧力(液圧)を検出する圧力センサP3を圧力検出手段としたものであってもよい。この場合、血液ポンプ3に圧力検出手段を具備させる必要がなく、汎用的な血液ポンプを使用することができる。
また、図23に示すように、動脈側血液回路1aにおける血液ポンプ3の配設位置より先端1aa側に接続され、生理食塩液(所定の補充液)を当該動脈側血液回路1aに補充し得る補充ラインL9を具備するものに適用してもよい。かかる補充ラインL9は、生理食塩液を所定量収容した収容バッグBに接続されており、電磁弁V11を開状態とすることにより、収容バッグB内の生理食塩液を動脈側血液回路1aに供給するよう構成されている。なお、補充ラインL8、L9を有さないものに適用してもよい。
さらに、図24、25に示すように、ステータ13と、当該ステータ13内で回転駆動可能なロータ14と、該ロータ14に形成されたローラ15(しごき部)と、上下一対のガイドピン16と、上流側把持手段17’と、下流側把持手段18と、変位検出手段としての圧力トランスデューサ10a’とを有した血液ポンプ3’としてもよい。なお、血液ポンプ3’における先の実施形態と同様の構成部品には同一の符号を付し、それらの説明を省略する。
上流側把持手段17’は、血液ポンプ3’におけるステータ13の取付凹部13aに取り付けられた被しごきチューブCのうち上流側(動脈側血液回路1aの先端側が接続される部位)を把持するためのもので、図25に示すように、被しごきチューブCを径方向に押圧して把持し得る把持片19と、該把持片19を被しごきチューブC側に付勢するねじりバネ20(付勢手段)とを有する。
変位検出手段としての圧力トランスデューサ10a’は、被しごきチューブCにおける上流側把持手段17’で把持された部位の径方向の変位を検出可能なもので、本実施形態においては、被しごきチューブCを挟んで把持片19と対向した部位に配設され、当該把持片19にて押圧された被しごきチューブCの側面に付与される圧力を検出し、当該検出された圧力に基づいて被しごきチューブCの径方向の変位を検出するものとされている。
すなわち、患者から血液を採取して動脈側血液回路1aにて流動させる際、当該動脈側血液回路1aの先端1aaと血液ポンプ3’との間で陰圧が生じると、被しごきチューブC内の液圧が低下し、当該被しごきチューブCにおける上流側把持手段17’で把持された部位が径方向に変位しようとする(径が小さくなろうとする)ので、圧力トランスデューサ10a’に対する接触面積が小さくなって、当該圧力トランスデューサ10a’により検出される圧力が低下することとなる。かかる圧力の低下を検出することにより、動脈側血液回路1aに陰圧が生じていることを検出することができるのである。
本実施形態に係る圧力トランスデューサ10a’(変位検出手段)は、第1の実施形態と同様、配線等が延設されて圧力算出手段10bと電気的に接続されている。かかる圧力算出手段10bは、例えば透析装置本体に配設されたマイコン等から成るもので、圧力トランスデューサ10a’(変位検出手段)で検出された被しごきチューブCの径方向の変位に基づいて、動脈側血液回路1a(液体流路)の圧力を算出し得るよう構成されている。すなわち、圧力トランスデューサ10a’(変位検出手段)及び圧力算出手段10bにより、本発明の圧力検出手段が構成されているのである。
そして、先の実施形態と同様、圧力検出手段としての圧力トランスデューサ10a’(変位検出手段)及び圧力算出手段10bによって、血液ポンプ3’の吸込圧を検出し得るよう構成されている。このように、把持手段(上流側把持手段17’)は、被しごきチューブCを径方向に押圧して把持し得る把持片19と、該把持片19を被しごきチューブC側に付勢するねじりバネ20(付勢手段)とを有するとともに、変位検出手段は、被しごきチューブCを挟んで把持片19と対向した部位に配設され、当該把持片19にて押圧された被しごきチューブCの側面に付与される圧力を検出し、当該検出された圧力に基づいて被しごきチューブCの径方向の変位を検出するので、血液ポンプ3’における変位検出手段が被しごきチューブCに対する押圧力を受ける機能と、動脈側血液回路1aにおける血液ポンプ3より先端1aa側の流体流路の圧力を検出する機能とを兼ね備えることができる。
圧力検出手段で検出された血液ポンプの吸込圧に応じて当該血液ポンプの駆動速度を制御し得る制御手段を具備した血液浄化装置であれば、外観形状が異なるもの或いは他の機能が付加されたもの等にも適用することができる。
1 血液回路(液体の流路)
1a 動脈側血液回路
1b 静脈側血液回路
2 ダイアライザ(血液浄化手段)
3、3’ 血液ポンプ(しごき型ポンプ)
4 動脈側エアトラップチャンバ
5 静脈側エアトラップチャンバ
6 複式ポンプ
7 除水ポンプ
8 加圧ポンプ
9 脱ガスチャンバ
10 圧力検出手段
11 選択手段
12、12’ 制御手段
13 ステータ
14 ロータ
15 ローラ(しごき部)
16 ガイドピン
17、17’ 上流側把持手段
18 下流側把持手段
19 把持片
20 ねじりバネ(付勢手段)
21 把持片
22 ねじりバネ
C 被しごきチューブ
1a 動脈側血液回路
1b 静脈側血液回路
2 ダイアライザ(血液浄化手段)
3、3’ 血液ポンプ(しごき型ポンプ)
4 動脈側エアトラップチャンバ
5 静脈側エアトラップチャンバ
6 複式ポンプ
7 除水ポンプ
8 加圧ポンプ
9 脱ガスチャンバ
10 圧力検出手段
11 選択手段
12、12’ 制御手段
13 ステータ
14 ロータ
15 ローラ(しごき部)
16 ガイドピン
17、17’ 上流側把持手段
18 下流側把持手段
19 把持片
20 ねじりバネ(付勢手段)
21 把持片
22 ねじりバネ
C 被しごきチューブ
Claims (5)
- 先端に穿刺針が接続可能な動脈側血液回路及び静脈側血液回路を有し、患者の血液を体外循環させ得る血液回路と、
前記動脈側血液回路及び静脈側血液回路の基端にそれぞれ接続され、前記血液回路にて体外循環する血液を浄化する血液浄化手段と、
前記動脈側血液回路に接続された被しごきチューブと、
前記被しごきチューブを径方向に圧縮しつつ長手方向にしごくことにより当該被しごきチューブの内部の液体を流動させ得る血液ポンプと、
前記動脈側血液回路における前記血液ポンプの配設位置より先端側の所定部位に取り付けられ、当該血液ポンプの吸込圧を検出し得る圧力検出手段と、
を具備した血液浄化装置において、
前記圧力検出手段で検出された前記血液ポンプの吸込圧に応じて当該血液ポンプの駆動速度を制御し得る制御手段を具備したことを特徴とする血液浄化装置。 - 前記動脈側血液回路における前記血液ポンプの配設位置より先端側に接続され、所定の補充液を当該動脈側血液回路に補充し得る補充ラインを具備するとともに、前記制御手段は、前記血液ポンプの吸込圧が予め定められた所定値となるように前記補充ラインから補充される補充液の流量を制御可能とされたことを特徴とする請求項1記載の血液浄化装置。
- 前記制御手段は、前記被しごきチューブの吐出量特性に応じて前記血液ポンプの駆動速度を制御し得ることを特徴とする請求項2記載の血液浄化装置。
- 前記制御手段は、前記圧力検出手段で検出された前記血液ポンプの吸込圧をフィードバックして当該血液ポンプの駆動速度を制御することを特徴とする請求項1記載の血液浄化装置。
- 前記圧力検出手段は、前記血液ポンプに取り付けられるとともに、
前記被しごきチューブの径方向の変位を検出する変位検出手段と、
該変位検出手段で検出された前記被しごきチューブの径方向の変位に基づいて、前記液体流路の圧力を算出し得る圧力算出手段と、
を具備したことを特徴とする請求項1~4の何れか1つに記載の血液浄化装置。
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