Brevet FR2344297A1 — publié le 19771014

La présente invention, à la réalisation de laquelle a collaboré .-tonsieur André SAUSSE, concerne un perfectionnement apporté aux reins artificiels. Ce perfectionnement concerne plus précisément un appareil de contrôle de l'ultrafiltration pour rein artificiel à hémodialyse. Cet appareil peut convenir soit pour permettre de contrôler l'ultrafiltration à l'aide de moniteurs-gé- nérateurs de liquide de dialyse de type commun, soit pour être in tr dans la construction de nouveaux types de moniteurs-génératours. Il est connu que le traitement par hémodialyse ne se re sume pas à des échancres dialytiques purs à travers la membrane, mais que généralement il convient en outre de retirer au patient une quantité variable d'ultrafiltrat de son propre plasma pour compenser le déficit de sa diurese eu égards à ses ingestions d' eau et de sels. Ce résultat est obtenu en maintenant la différence entre les pressions moyennes du sang et du liquide de dialyse dans l'hemodialyseur - ou pression moyenne transmembranaire - à une certaine valeur. La détermination de cette valeur, selon l'art antérieur, est : soit omise, soit suffisamment approche#e,pourque-la perte de poids du patient puisse être grossièrement prévue à partir des pro piétés connues de l'hémodialyseur utilisé et de la simple connaissance de la pression du dialysat. Les durées des séances dthémo- dialyse sont generalement suffisamment longues pour qu'à l'aide de pesées du malade, on puisse par tatonnements approcher de la soustraction souhaitée. L'apparition des séances d'hémodialyse de courte durée, concomitante avec la mise sur le marché d'hemodialyseurs à hautes performances, non seulement dialytiques, mais aussi d'ultrafiltration, hautes performances obtenues par augmentation de la surface efficace et J ou de la permeabilite des membranes , a fait que le contrôle selon l'art antérieur de la pression moyenne transmembra naire,s'est révéle insuffisant. En effet, avec de tels hemodia- liseurs la Dression moyenne du Sang ne peut être négligée, d'autant plus que l'usage des pompes à sang s'est généralisé et a rendu cette pression élevée et variable. Le but de la présente invention est d'obtenir une perte de poids du patient conforme à un proarramme préétabli par le responsable de la séance d'hémodialyse et ceci, quelles que soient les variations de la pression du sang dans lthémodialyseur et quelles que soient les performances d'ultrafiltration de la membrane qui l'équipe. Il a maintenant été trouve et ceci constitue l'objet de la présente invention, un appareil de contrôle de l'ultrafiltration pour rein artificiel à héncdialyse, comportant un hémodialyseur de type connu, un système de vénération, de contrôle et de circulation de liquide de dialyse, caractérisé en ce qu'il comprend :: a - des moyens d'action sur la pression moyenne transmemDranaire existant entre les compartimdnts dudit hemodialyseur occupés reepectivement par le sang et le liquide de dialy se, . b - des moyens de mesure d'un débit de liquide correspondant au débit d'ultrafiltrat effectivement soutiré et des moyens de comparaison de ledit débit de liquide a un débit pré- déterminE. c c - des moyens dlasservissement de ladite pression moyenne transmembranaire à la différence entre le débit prédE- terminé et ledit débit de liquide, de manière a tendre à annuler constamment cette différence. On sait, d'après le brevet français n0 2.163.906, que si l'on soutire un volume déterminé de liquide d'une enceinte ferme-e contenant un volume invariable de l#iquide de dialyse, on cre-une dépression momentanée dans le compartiment de-l'hémo- dialyseur occupé par le liquide de dialyse, dépression qui perliste jusqu'à ce qu'un volume dtultrafiltrat égal au volume de liquide soutire ait traverse la membrane permsélective de 1'hé- mcdialyseur. On a ainsi le moyen, non seulement de contrôler à tout instant l'ultrafiltrat soutiré à un patient lors d'une séance d'hémodialyse, mais surtout d'imposer le débit de l'ultrafiltration selon un programme préalablement déterminé , Selon la présente invention, d'une part on soutire des débits de liouide-predéterminés hors d'un circuit de liquide de dialyse qui est un circuit fermé contenant à tout instant un volume constant de liquide de dialyse. Mais d'autre part, on impose en outre à tout instant lavpression moyenne transmembranaire nécessaire à l'obtention du débit d'ultrafiltrat désiré et ceci, quelles que Soient les valeurs de la pression moyenne du sang dans lthémodialyseur et quelles que soient ses variations. On a trouve nue lton peut y parvenir si l'on isole en permanence, mais uniquement du point de vue de la pression, le corpartfl?nt du l'hémodialyseur occupe par le liquide de dialyse du reste du circuit de dialyse. Autrement dit, on peut y parvenir si lton rend la pression du liquide de dialyse dans l'hémo- dialyseur indépendante de la pression du liquide de dialyse dans les autres tarties de l'enceinte fermée le contenant. On peut atteindra ce résultat notamment si, au titre de moyens d'action sur la pression moyenne transmembranaire, on encadre le com?artiment de l'hémodialyseur occupé par le liquide de dialyse, par exemple par deux pompes disposées en série, ou bien par une pompe à la sortie et un dispositif atténuateur de pression (diaphraume par exemple) à l'entrée de l'hémodialyseur, la position relative de ces deux ornes pouvant éventuellement être permutée selon les besoins. Ainsi selon l'invention, on établit préalablement le programme de prélèvement de l'ultrafiltrat au cours de la séance d'hémodialse. A l'aide d'une pompe et de moyens permettant de contrôler les débits de liquide ayant traversé la pompe (comp- teur intégrateur par exemple), on s'assure que le débit de liquide extrait par la pompe coïncide à chaque instant avec le débit prévu, que celui-ci soit constant ou variable. Si par exemple, le débit extrait par la pompe est inférieur au débit prévu, il est nécessaire de compenser aussitôt cette différence. Dans ce but, on agit sur la pression moyenne transmemDranaire. Cette pression doit être dans ce cas plus éle vexe, c'est-à-dire que la pression du liquide de dialyse dans l'hémodialyseur doit être plus faible, puisqu'elle est généralement inférieure à la pression du sang. Pour cela, on peut, par exemple dans le cas de deux pompes encadrant l'hémodialyseur, diminuer la vitesse de la pompe située à l'entrée de l'hémodialyseur et / ou augmenter la vitesse de la pompe située à la sortie de l'hémodia- lyseur -Jusqu'a obtenir pratiquement coincidence des deux débits précités, Dans le cas contraire, on effectue évidemment les manoeuvres inverses. Ces manoeuvres peuvent être faites par un opérateur, mais il peut être préférable de les faire exécuter automatiquement par un dispositif d'asservissement approprié. Ce dispositif mesure à tout instant l'écart entre le débit de liquide corres pondant au débit d'ultrafiltrat effectivement soutiré et le dé- bit prédéterminé. En fonction de cet écart,il agit sur les moyens d'asservissement de la pression moyenne transmembranaire de manière a tendre à l'annuler constamment. On remarque qu'il est inutile de connaître la valeur de la pression moyenne transmemDra- naire, c'est-à-dire qu'il n'est pas nécessaire de mesurer ni la pression du sang, ni celle du liquide de dialyse dans l'hém.odia- liseur, ce qui est un avantage important.On remarque en outre que cet asservissement intervient automatiquement pour compenser notamment toute variation de la pression du sang. Comme enceinte fermée contenant un volume constant de liquide de dialyse, on a trouvé avantageux d'utiliser un système de deux réservoirs indé- formables, séparés chacun en deux compartiments par un diaphrao me souple et étanche. Ces réservoirs ont une capacité aénérele- ment comprise entre 0,5 et 30 litres. Le premier réservoir est relié au système de génération et de contrôle de liquide de dialyse frais et simultanément à 11é- out . Le liquide de dialyse usagé contenu dans le premier compar- timent est aspiré par exemple par une pompe vers l'égout. Le diaphragme souple en se déplaçant offre un volume croissant au liquide de dialyse qui remplit progressivement le deuxième compartiment. Simultanément le second réservoir est relié à lthémo- dialyseur. Le premier compartiment contenant le liquide de dialyse frais est relié à 11 entrée de l'hémodialyseur et le second compartiment contenant le liquide de dialyse usagé est relié G la sortie de lthémodialyseur. Lew uide de dialyse se déplace sous l'action d'au moins une pompe de circulation. Périodiquement, par exemple lorsciue l'un des con-rarti- ments précédents est vide, on permute les deux réservoirs de fa çon à assurer une alimentation continue de l'hémodialyseur en liquide de dialyse frais. Ce dispositif fonctionne de manier cyclique pendant toute la séance d'hénodialyse. La figure ci-jointe représente à titre d'exwle, sché- matiquement et sans échelle déterminée, un mode de réalisation particulier d'un appareil selon l'invention. Le liquide de dialyse est fourni par un générateur de liquide de dialyse de tout type commun (1) comportant dr #"e#s de contrôle et éventuellement de dé@azage de tunes connu priés. Le liquide de dialyse traverse un dispositif atténuateur de pression (2) constitué par un diaphragme, une vanne, ou tout moyen éouivqlent. La vanne (29) étant fermée et la vanne (3) étant ouverte, il est envoyé dans le compartiment (4) d'un réservoir (5) pratiquement indéfon#able, avantageusement sphérique. Ce réservoir est séparé en deux compartiments (4) et (6) par un diaphragme rrt.obile (7), étanche, constitué d'un matériau souple (élastomère silicone ou caoutchouc par exemple) qui peut à la limite prendre la forme du fond hémisphérique de l'un ou 11 autre des compartiments du réservoir. Dans cette position il entre en contact avec ltun des détecteurs de fin de course (10) ou (11) qui sont reliés à un circuit électrique (non représenté) qui commande la manoeuvre des vannes. Avantageusement le plan de joint des deux boîtiers hémisphériques constituant le réservoir (5) est incliné par rapport à la verticale. Le liquide de dialyse frais qui pénètre dans le compar- timent (4) est aspiré par le déplacement du diaphragme (7) qui suit l'évacuation du liquide de dialyse usage, utilisé précédem- ment et contenu dans le compartiment (6) par la vanne (q) reliée au fond du réservoir. Ce liquide usagé est en effet avantaveuse- ment aspiré par la pompe (9) vers l'égout (36). Ce mouvement se poursuit jusqu'à ce que le diaphragme (7) atteigne le détecteur (11), ce qui entraîne la commande de la fermeture de la vanne (8) et simultanément l'ouverture de la vanne (12) reliée au point haut du réservoir. Le liquide de dialyse frais continue à être admis un court instant à travers la vanne (3), ce qui a pour effet de chasser le gaz éventuellement formé lors du remplissage sous dépression du réservoir (5) vers le dispositif dégazer (13) en un point haut du circuit. Ce déga- zeur peut être constitué par tout dispositif connu, par exemple par une soupape ou par un élément en natérieu fritté hydrophobe, perméable aux az seulement. Il peut être ouvert ou non à la pression atmosphérique. Puis on ferme la vanne (?) et le liquide de dialyse fraiss purgé, est dirigé à travers la vanne (12) sur le compartiment (17) de I'hémodialyseur (18). Le manomètre (15) placé avan tageuserent après le déaazeur (13) permet de connaître la pression à l'entrée de la pompe (16).Après remplissaae complet du réservoir, cette pression est généralement supérieure à la pression atrosnhéri#ue et elle demeure avantageusement comprise en tre 0 et + 500 millimètres de mercure par rapport à la pression atmosphérioue. La pompe de circulation (16) est aventa- amusement d'un type approximativement volumétrique; par exemple une pomne à engrenages convient bien. Le liquide de dialyse traverse ensuite le compartiment (17) de l'hémodialyseur (18) et il est repris par la pompe (19), du même type que la pompe (16).La vitesse de l'une au moins des deux pompes (16) et (19) montêes#en série est réglable. Dans lthémodialyseur (18) le liquide de dialyse circule au contact de la membranepermsêlective (33) qui sépare le eomoartiment (17) occupé par le liquide de dialyse, du compartiment (34) traversé par le sang du patient (35). Le système cardiovasculaire du patient est relié par les moyens habituels et les lignes (36) et (37) au compartiment (34). A la sortie de la pompe (19) une dérivation (20) conduit une fraction du liquide. de dialyse vers la pompe volume trique (21) généralement associée à un compteur intégrateur de débit (22). Ce compteur peut être constitué par exemple par un dispositif du type compte tours. Le liquide prélevé par la pompe (21) traverse avantageusement un colorimètre (23) pour se rendre éventuellement dans un flacon gradué (24) où il est recueilli, ce qui permet par exemple de prélever des e-chantillons à fins d'analyses La vitesse de la pompe (21) est variable, elle est commandée directement, soit par l'opérateur, soit par un programmateur sur lequel on a préalablement enregistré le programme dlul- trafiltration du patient. Un dispositif électrique ou électronique de type connu en soi, (non représenté) compare à chaque instant le débit de liquide mesuré au débit de liquide programmé et établit leur différence Un dispositif de type connu en soi électrique, électronique, mécanique et / ou hydraulique - agit sur la vitesse de 11 une au moins des pompes de circulation pour tendre à annuler à tout instant la différence constatée entre le débit de liquide mesuré et le débit de liquide programme. On constate qu'avec l'appareil décrit une fuite de sanz vers le liquide de dialyse a une valeur au plus égale à celle du débit d'ultrafiltrat. Une éventuelle fuite de sang peut être décelée par un colorinlètre (23) disposé par exemple sur le con duit~relié à l'orifice de sortie de la pompe (21), il est alors necessaire que sa vitesse ne soit jamais nulle. Avanta~eusement des systèmes d'alarmes sonores et / ou visuelles peuvent être commandés soit par le colorimètre (2n) soit, si désiré, par le manomètre (15) pour alerter l'opérateur.On peut régler la pression moyenne transmemDranaire à une valeur telle qu'elle devienne nulle pour un transfert instantané de volume de sang inférieur à 10 mi, ce qui permet de limiter une fuite de sang due par exemple à une rupture accidentelle de la membrane à un maximum de 1'ordre de 10 mi. ITaturellement, on peut aussi prévoir la fermeture automatique du circuit sang1 au moins à l'entrée de l'hémodialyseur. Le liquide de dialyse refoulé par la pompe (19) et qui n'est pas repris par la pompe t21), traverse le dégazeur (14), semblable au dégazer (13); il est placé également en un point haut du circuit. Ce dégazeur (14) est plus spécialement chargé d'éliminer les entrées d'air intempestives qui auraient pu se produire lors de la traversée de l'hémodialyseur. Le liquide de dialyse se rend ensuite à travers la vanne (25) dans le compartiment t5). A tout instant par exemple au moyen d'une orlûe, ou de préférence par excitation du détecteur de fin de course (10) obtenu quand le volume de liquide de dialyse usagé occupe pratiquement la totalité du volume du réservoir (5), on permute celui-ci avec le réservoir (26) en tous points semblables. On effectue cette permutation d'abord par fermeture des vannes (12) et (27) et ouverture simultanée de la vanne (28),puis après un court instant pour permettre 11 évacuation des gaz du reservoir (2U) vers le dégazeur Ci4), par fermeture des vannes (25) et (29) et simultanément ouverture de la vanne (30). On se retrouve alors dans la position de départ décrite pour le réservoir (5). Les cycles se poursuivent rendant toute la durée de la séance de dialyse, l'un des réservoirs (5) ou (26) se trouvant relié à l'hémodialyseur, alors que l'autre se remplit de liquide de dialyse frais et chasse le liquide usagé. Avantageusement, on peut ajouter entre l'entrée de 1' hémodialyseur et la sortie de la pompe (19) un by-pass de recirculation (31) muni d'un dispositif atténuateur de débit réglable (32#. Ceci permet d'auomenter la vitesse de balayage dans le com partiment de l'hémodialyseur parcouru Dar le liquide de dialyse et / ou d'utiliser un débit de génération de liquide de dialyse frais différent du débit de circulation dans l'hémodialyseur. REVENDICATIONS - 1 - Appareil de contrôle de l'ultrafiltration pour rein ar tificiel à hémodialyse, comportant un hémodialyseur de type connu un système de génération, de contrôle et de circulation de liquide de dialyse, caractérisé en ce qu'il comprend a. des moyens d'action sur la pression moyenne transmembranaire existant entre les compartiments dudit héinodialyseur occupés respectivement par le sang, et le liquide de dialyse, b, des moyens de commande et de contrôle d'un débit de liquide correspondant au débit d'ultrafiltrat effectivement soutiré et des moyens de comearaison de cedit débit de liquide à un débit prédéterminé. c. des moyens d'asservissement de ladite pression - moyenne transmembranaire à la différence entre le débit prédéterminée et ledit débit de liquide, de manière à tendre à annuler constamment cette différence. - 2 - Appareil selon la revendication 1, caractérisé en ce que les moyens d'action sur ladite pression moyenne transmembra- naire sont constitués par une pompe de circulation disposée sur chacun des conduits du circuit de liquide de dialyse reliés à lthémodiabTseur, de part et d'autre de celui-ci. - 3 - Appareil selon la revendication 1, caractérisé en ce que les moyens d'action sur ladite pression moyenne transmembranaire sont constitués par une pompe de circulation disposée sur un conduit du circuit de liquide de dialyse relié à l'orifice de sortie de l'hémodialyseur et par un dispositif atténuateur de pression disposé sur un condui#t du circuit de liquide de dialyse relié à ltorifice d'entrée dudit hémodialyseur. - 4 - Appareil selon ltune des revendications I, 2 ou 3, caractérisé en ce que les moyens de commande et de contrôle d'un débit de liquide correspondant au débit d'ultrafiltrzt effectivexent soutire sont constitués par une pompe dont l'orifice d'aspiration est relie au circuit de liquide de dialyse à la sortie de l'hémodialyseur et de ladite Dompe de circulation, et dont 9'orifice de refoulement débouche dans un récipient associé à des muons permettant de mesurer la quantité de liquide recueilli. - 5 - Appareil selon la revendication 1, caractérisé en ce que les moyens de normande et de contrôle d'un débit de liquide correspondant au débit d'ultrafiltrat effeetivement soutiré sont constitués par une po@@e dont dont l'orifice dont est relié au circuit de liquide de dialyse a la sortie de l'hémodialyseur et de ladite pompe de circulation, associé d un compteur intégrateur de débit. - 6 - Appareil selon l'une des revendications 4 eu 5, cerac- térisé en ce que les moyens de comparaison du débit de liquide correspondant au débit d'ultrafiltrat effectivement. Soutiré a un débit prédéterminé sont constitués par un programmateur de type connu en soi, susceptible-de recevoir l'enregistrement d'un débit prédéterminé et par des moyens connus en soi gour comparer à tout instant le débit de liquide mesuré au débit de liquide programmé. - 7 - Appareil selon l'une des revendications 2 ou 3, caractisé en ce que les moyens d'asservissement de ladite pression moyenne transmembranaire à la différence entré le débit prédéter- ininé et ledit débit de liquide tendant à annuler constamment cette différence sont constitués par un dispositif connu en soi piloté par lesdits moyens de comparaison et qui agit sur la commande de la vitesse de ladite pompe de circulation reliée à l'orif i- ce de sortie de l'hémodialyseur, dispositif réglé pour augmenter la vitesse de ladite pompe de circulation afin d'accroître ledit débit de liquide, ou inversement. - 8 - Appareil selon la revendication 2, caractérisée en ce que les moyens d'asservissement de ladite pression moyenne transmembranaire à la. différence entre le débit prédéterminé et ledit débit de liquide tendant à annuler constamEent la différence sont constitués par un dispositif connu en soi piloté par lesdits moyens de comparaison et qui agit sur la commande de la vitesse de ladite pompe de circulation reliée à l'orifice d'entrée de lshémodialyseur, dispositif réglé pour diminuer la vitesse de ladite pompe de circulation afin d'accroître ledit débit de liquide ou inversement. - 9 - Appareil selon 11 une quelconqué des revendications précédentes, caractérisé en ce que le liquide de dialyse qui circule dans l'hémodialyseur occupe à tout instant un volume constant à. l'intérieur d'une enceinte fermée. - 10 - Appareil selon la revendication 9, caractérisé en ce que ladite enceinte comprend deux réservoirs semblables indéformables, divisés chacun par une paroi étanche et mobile en deux compartiments, un compartiment du premier réservoir est relié à des moyens d'évacuation du liquide de dialyse usagé et le compatinent complémentaire est relié audit système de génération et de contrôle de liquide de dialyse frais, tandis qu'un compartment du second réservoir est relié à 11 entrée de l1hémodialy- seur et le compartiment complémentaire est relié à la sortie dudit hémodialyseur, une pompe assurant la circulation du liquide de dialyse, un jeu de canalisations et de vannes et des moyens de commande de ces vannes assurant périodiquement la permutation des deux réservoirs. - Appareil selon la revendication 10, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens pour débarasser le liquide de dialyse d'au moins une partie des oaz dissous en sursaturation. - 12 - Appareil selon la revendication 11, caractérisé en ce que ces moyens sont constitués par une pompe aspirant le liquide de dialyse usagé et permettant, gracie au déplacement de ladite paroi mobile, avantageusement constituée par un diaphragme souple d'aspirer le liquide de dialyse frais sous dépression dans chacun desdits reservoirs. - 13 -- Appareil selon la revendication 9, caractérisé en ce outil comprend deux dispositifs de dégazage du liquide de dialyse encadrant l'hémodialyseur, ainsi que les moyens d'isolement de celui-ci sur le plan de la pression. - 14 - Appareil selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il possède des moyens pour limiter les fuites éventuelles de sang vers le liquide de dialyse à une valeur au plus égale à celle du débit d'ultrafiltrat.