Содержание к диссертации
Введение
Глава 1. Биотехническая система экстракорпорального искусственного очищения крови и её аппаратурная реализация 28
1.1. Моделирование структуры и целевых функций биотехнической системы экстракорпорального искусственного очищения крови 28
1.2. Математическое моделирование биотехнической системы экстракорпорального искусственного очищения крови 46
1.2.1. Математическое моделирование процесса экстракорпорального искусственного очищения крови 46
1.2.2. Математическое моделирование процессов массопереноса в биотехнической системе экстракорпорального искусственного очищения крови 50
1.3. Обоснование структуры и функциональных характеристик аппаратуры экстракорпорального искусственного очищения крови 60
1.4. Классификация аппаратуры экстракорпорального искусственного очищения крови 68
Выводы к главе 1 73
Глава 2. Перфузионная аппаратура экстракорпорального искусственного очищения крови 75
2.1. Моделирование структуры и обоснование функциональных и технических характеристик перфузионной аппаратуры 75
2.2. Исследование зависимости расхода, создаваемого роликовым насосом, от конструктивных и эксплуатационных параметров роликового роторного привода 89
2.3. Аналитическое моделирование параметров одноигольной перфузии 103
Выводы к главе 2 108
Глава 3. Гемодиализная аппаратура экстракорпорального искусственного очищения 109
3.1. Классификация аппаратуры для гемодиализа 109
3.2. Моделирование процесса массопереноса в биотехнической системе гемодиализа и обоснование функциональных и технических характеристик гемодиализной аппаратуры 113
3.3. Исследование принципов построения диализных систем гемодиализной аппаратуры 121
3.3.1. Обоснование принципов построения и технической реализации генераторов диализата 128
3.3.2. Алгоритм управления приготовлением диализата генераторами с непрерывным приготовлением диализирующего раствора 140
3.3.3. Обоснование принципов построения и технической реализации распределителей диализата 144
3.4. Техническое обеспечение аппаратуры для гемодиализа 155
Выводы к главе 3 160
Глава 4. Гемодиализная аппаратура экстракорпорального искусственного очищения с регенерацией диализата 162
4.1. Методы и технические средства регенерации диализата 163
4.1.1. Сорбционная регенерация диализата и гемодиализная аппаратура для её реализации 163
4.1.2. Теоретическое обоснование и экспериментальные исследования термической регенерация диализата 170
4.1.3. Исследование принципов построения и разработка гемодиализной аппаратуры с электрохимической регенерацией диализата 179
4.2. Теоретические и экспериментальные исследования и разработка конструкции электролизера диализирующего раствора 191
4.2.1. Определение конструктивных и энергетических параметров электролизера 191
4.2.2. Обоснование применения биметаллических титан-платиновых электродов-катализаторов для электролиза отработанного диализата 193
4.2.3. Математическое моделирование процессов массопереноса в электролизере 196
4.2.4. Аналитическое моделирование плотности диффузионного тока и реакционной модели окисления мочевины 201
4.2.5. Дизайн электролизера и результаты его экспериментальных исследований 204
Выводы к главе 4 207
Глава 5. Компьютеризация аппаратуры экстракорпорального искусственного очищения крови 209
5.1. Системная компьютеризации АИО 209
5.2. Исследование компьютеризации полиблочной АИО 211
5.3. Принципы построения интерфейсов пользователя в АИО 222
5.4. Исследование компьютеризации моноблочной АИО 226
Выводы к главе 5 232
Глава 6. Аппаратура для низкопоточных методов экстракорпорального искусственного очищения крови 234
6.1. Особенности методов низкопоточной детоксикации 234
6.2. Концепция построения и медико-технические характеристики аппаратуры для низкопоточных методов детоксикации 236
Выводы к главе 6 243
Глава 7. Кровопроводящие изделия однократного применения для экстракорпорального искусственного очищения 244
7.1. Мембранные массообменные устройства 245
7.2. Кровопроводящие магистрали однократного применения 250
Выводы к главе 7 259
Глава 8. Практическое применение результатов исследования аппаратуры экстракорпорального искусственного очищения крови 260
Выводы к главе 8 289
Основные результаты и выводы 291
Заключение 296
Литература 297
- Моделирование структуры и целевых функций биотехнической системы экстракорпорального искусственного очищения крови
- Исследование зависимости расхода, создаваемого роликовым насосом, от конструктивных и эксплуатационных параметров роликового роторного привода
- Теоретическое обоснование и экспериментальные исследования термической регенерация диализата
- Практическое применение результатов исследования аппаратуры экстракорпорального искусственного очищения крови
Моделирование структуры и целевых функций биотехнической системы экстракорпорального искусственного очищения крови
Процессы управления в живом организме направлены на поддержание постоянства целого ряда показателей внутренней среды посредством организации необходимых вещественных, энергетических и информационных связей как внутри организма, так и между организмом и внешней средой.
Около 65-70 % от общей массы тела человека составляет жидкость [141], которая имеет ведущее биологическое значение в метаболических процессах и транспорте веществ. При ее обязательном участии протекают физические и химические реакции, без которых жизнь организма невозможна. Рассмотрим процессы регулирования состава и объема жидкости в организме человека [21, 32, 57, 148, 175].
Во внутренней среде организма человека содержание веществ (компонент, входящих в состав внутренней среды) Bj (i=l,..., m), к которым будем относить электролиты, а также низко- и среднемолекулярные (с молекулярной массой от 500 до 5000 дальтон) органические продукты обмена веществ, например мочевину, креатинин, мочевую кислоту, олигопептиды и др., характеризуется концентрациями СІ (i=l,..., m), а содержание жидкости в организме определяется объемом V, при этом
На рисунке 1.3 показана диаграмма состояний организма, представляющих собою сочетание состояния нормы с патологическими состояниями гипо- и гиперконцентрации, гипо- и гипергидратации.
При дальнейшем развитии патологических состояний, когда отклонение концентрации AQ вещества В; во внутренней среде организма превышает физиологически предельно допустимое значение АС; : или, когда отклонение AV объема жидкости в организме превышает физиологически предельно допустимое значение AV : происходит прекращение жизнедеятельности организма.
Летальный исход наступает при С; Q мин или при Q Q мак, а также, когда V V MH„ ИЛИ При V V MaK.
При жизнедеятельности здорового организма естественное очищение организма (элиминация веществ В І) и удаление избытка жидкости осуществляются с физиологически нормальными скоростями, изменяющимися в физиологически допустимых пределах
Таким образом, одними из основных функциональных характеристик биологической системы очищения организма являются [21, 23, 57, 241]:
1) стабилизация ионного состава внутренней среды организма на физиологически нормально допустимом уровне;
2) очищение организма от низко- и среднемолекулярных продуктов жизнедеятельности с физиологически допустимой скоростью;
3) удаление из организма избытка жидкости с физиологически допустимой скоростью.
Вследствие нарушения в организме функций органов, обеспечивающих поддержание водно-электролитного баланса в физиологически нормальных пределах и детоксикацию организма, наступают патологические состояния, при которых
Так, при нарушении экскреторной функции почек наступает почечная недостаточность [23, 57, 97, 101, 136, 233], характеризуемая гиперконцентрациями в крови натрия, калия, мочевины, креатинина, мочевой кислоты и других веществ, а также гипергидратацией организма. Развитие почечной недостаточности может завершиться летальным исходом, если не оказать на организм нормализующего воздействия, например, посредством технических средств, обеспечивающих искусственное очищение (рис. 1.4).
В медицинской практике искусственное очищение неразрывно связано с использованием искусственных органов, которыми принято называть «технические устройства, предназначенные для временной или постоянной замены функций какого-либо внутреннего органа человека» [24]. Отсутствие в этом определении каких-либо ограничений функционального назначения естественного прототипа позволяет считать, что замещаемая функция может участ вовать как в управлении анатомическим, физиологическим или психическим состоянием жизнеобеспечивающего организма, так и в диагностике этого состояния. Кроме того, при более широком подходе замещаться и, при необходимости, даже дополняться могут не только в той или иной мере утраченные, но и физиологически нормальные функции.
Представим искусственное очищение естественного (биологического) организма как множество взаимосвязанных процессов управления и диагностики, происходящих в управляющих Я} и в исполнительных Fdj элементах искусственных органов Fj = {Faj, Fdj} (j=l ,..., m) [31, 60, 148, 181, 187].
В наиболее общем случае вне зависимости от функционального назначения, конструктивного выполнения и методики применения экстракорпорального искусственного органа Fj (рис. 1.5) в его управляющем элементе Faj в результате обработки поступающей информации Ikj с использованием технических средств генерируется управляющая среда J aj. В исполнительном элементе Fdj- непосредственно или через искусственные мембраны управляющая среда Oaj воздействует на управляемую среду Obj, принадлежащую организму. В результате управляющего воздействия среда Obj (например, кровь) преобразуется в среду Ojb, а продукты взаимодействия сред Фу и Oaj образуют дренируемую среду Odj-, которая может использоваться в управляющем элементе Faj для получения диагностической информации Iaj о состоянии организма и о режиме искусственного жизнеобеспечения.
Эффективность управляющих воздействий в общем случае зависит от технических параметров сред Ф и Oaj, в частности, от состава, температуры, давления, расходов через исполнительные элементы Fdj, а также от конструктивных параметров элементов.
Исследование зависимости расхода, создаваемого роликовым насосом, от конструктивных и эксплуатационных параметров роликового роторного привода
Результаты прогнозирования эффективности искусственного очищения крови во многом определяются информационной достоверностью таких параметров процедуры очищения, как доза искусственного очищения, скорость ультрафильтрации и скорость кровотока при экстракорпоральной перфузии. Последние два параметра непосредственно определяют количественное значение клиренса - показателя эффективности массообменного устройства (см. главу 1).
Использование объемного дозатора в качестве функциональной модели роликового насоса позволяет определять скорость перфузии крови (скорость кровотока Qb) в экстракорпоральном контуре по формуле [64, 74]: Qb = vya.-a, (2.1) где Ууд - ударный объем роликового насоса: объем, транспортируемый насосом за один оборот роликовой головки, Q. - частота вращения роликовой головки.
Из формулы (2.1) следует, что стабильность скорости кровотока, создаваемого роликовым насосом в экстракорпоральном контуре, зависит от стабильности частоты вращения роликовой головки и от стабильности его ударного объема.
Применение в современных перфузионных насосах высокоточных (астатических по скорости вращения) электроприводов [76, 107, 108,112, 113] позволяет обеспечить длительную стабилизацию частоты вращения ролико f вой головки с точностью не менее (0,5-1) %.
При функционировании роликового насоса перемещение жидкости на его выходе осуществляется за счет механического вытеснения роликами роликовой головки объема жидкости, находящегося во внутренней полости насосного сегмента, в результате его окклюзионного кругового обкатывания вдоль неподвижной цилиндрической поверхности ложа (рис. 2.7).
Транспортирование жидкости на входе роликового насоса происходит под воздействием силы упругого восстановления, возникающей в момент сжатия трубки роликами. После снятия усилия пережатия роликом участка сегмента сила упругого восстановления стремится придать данному участку насосного сегмента первоначальную форму, создавая при этом во внутренней полости этого участка насосного сегмента вакуумметрическое давление, под воздействием которого и осуществляется заполнение этой полости жидкостью [144].
Упругие свойства насосных сегментов современных кровопроводящих магистралей, изготавливаемых из поливинилхлоридного пластиката, зависят от физико-механических свойств материала, от соотношения внутреннего и внешнего диаметров насосного сегмента, от технологии изготовления, вида стерилизации, длительности хранения, от параметров режимов эксплуатации, а также от величины и длительности внешнего механического воздействия (сжатия), периодически оказываемого на насосный сегмент роликами роликовой головки.
Таким образом, величина ударного объема является многопараметрической функцией, поэтому для детерминированного исследования зависимости расхода роликового насоса от его конструктивных и эксплуатационных параметров введено понятие начального ударного объема (VHa4) .
Начальный ударный объем - объем жидкости, транспортируемой за один оборот роликовой головки, и определяемый только конструктивными параметрами насосной части роликового привода и насосного сегмента.
В зоне взаимодействия ролика с насосным сегментом (рис. 2.8) в ре зультате окклюзии (пережатия роликами насосного сегмента) происходит деформация участка сегмента (см. на рис. 2.7,6 - фигура ABCD), следствием которой является уменьшение объема внутренней полости насосного сегмента, приводящее к уменьшению начального ударного объема.
Для построения математической модели начального ударного объема предложено рассматривать участок насосного сегмента, заключенный между двумя соседними роликами, как участок тороида с диаметром поперечного сечения, равным внешнему диаметру насосного сегмента и с диаметром образующей, равным диаметру ложе (см. рис. 2.7,а). Исходя из данного определения и при условии выполнении соотношения D0 Бл - 2 (Dc - dc), (2.2) определяющего полную окклюзию (полное пережатие роликами насосного сегмента), для искусственного очищения с использованием перфузионного роликового насоса с количеством роликов, равным Z, в работах [11, 60, 64, 74] проведено моделирование и разработаны математические описания начального ударного объема
Экспериментальные исследования показали, что приведенные аналитические выражения (2.3) и (2.4) позволяют оценить значение начального ударного объема с погрешностью не более ±3 %.
В таблице 2 приведены конструктивные параметры двухроликовых приводов перфузионных насосов отечественного и зарубежного производства. Значения указанных параметров насосного сегмента приведены при использовании кровопроводящих магистралей отечественного комплекта кровопро-водящих магистралей для гемодиализа КМКгд-01 [144], а также кровопроводящих магистралей зарубежных фирм-производителей: «Gambro» (Швеция), «Hospal» (Франция) и «Fresenius» (Германия).
При эксплуатации роликового насоса в результате кругового обкатывания роликами насосный сегмент подвергается циклическим механическим воздействиям. При этом насосный сегмент испытывает не только деформацию сжатия со стороны подпружиненных роликов роликовой головки (основная рабочая деформация), а также деформации растяжения и сдвига, обусловленные силами трения, возникающими в результате движения роликов [144].
В настоящее время при экстракорпоральном искусственном очищении крови наиболее распространенным устройством сосудистого доступа является фистульная игла. Транспортирование крови от фистульной иглы на вход роликового насоса требует создания необходимого вакуумметрического давления, величина которого обуславливается упругими свойствами эластичного насосного сегмента.
Картина распределения давления на элементах экстракорпорального контура представлена на рисунке 2.9. Конкретные значения перепада давлений на элементах определяются скоростью перфузии, вязкостью крови, гидравлическими сопротивлениями элементов и состоянием артериовенозной фистулы.
Теоретическое обоснование и экспериментальные исследования термической регенерация диализата
Другим методом, обеспечивающим очистку диализирующего раствора от поступающих в него азотистых соединений, является термолиз отработанного диализата.
При нагревании свыше 100 С отработанного диализата в замкнутом контуре происходит разложение органических продуктов гемодиализа до газообразного состояния [62, 100]. Например, термолиз мочевины протекает по следующей схеме [100]: (NH2)2CO + Н20 0 373к (NH3)2C02 2NH3t + C02T, (4.1)
Результаты исследований [62] свидетельствуют об экспоненциальной зависимости снижения концентрации азотосодержащих компонентов (мочевины, мочевой кислоты, креатинина) в отработанном диализате от температуры его нагрева. При этом скорость термического разложения существенно возрастает при повышении температуры термолиза, а значение концентрации і-го азотосодержащего органического компонента за время термолиза диализата определяется уравнением:
В процессе экспериментальных работ были определены зависимости, представленные в графическом виде на рисунках 4.4 - 4.6, изменения во времени концентраций мочевины, креатинина и мочевой кислоты при различных температурах термостабилизации.
Было установлено, что для основных метаболитов - мочевины, креатинина и мочевой кислоты, по которым были проведены исследования, зависимость изменения константы скорости разложения от температуры термолиза (рисунки 4.7 и 4.8) описывается следующим уравнением: К(е)=е(«і-Ріе-1)? (4 3) где значения коэффициентов а; и РІ для основных метаболитов представлены в таблице 3.
Из (4.7) и (4.8) были определены энергии активации процесса термического разложения мочевины, креатинина и мочевой кислоты. Значения энергий активации процесса термолиза для основных метаболитов представлены в таблице 4.
В результате дальнейших исследований был разработан технологический процесс термической регенерации. Для составления математической модели процесс функционирования термического регенератора диализата (ТРД) был представлен последовательностью циклов (таблица 5).
Первый цикл, длительностью Ттср= 0,5-Т0 (где Т0 - заданное время термолиза диализата), включает заполнение термического регенератора диализатом и его последующий разогрев до заданной температуры термолиза 0.
На втором цикле, длительностью Ттер= Т0, происходит регенерация диализата. При этом процесс разложения і-го азотосодержащего органического соединения зависит от константы скорости реакции К- при заданной температуре термолиза.
Модельный раствор отработанного диализата с концентрацией мочевины 1 г/л перемещался в испаритель, где концентрация мочевины повышалась до значения, определяемого уравнением W-(0)id "v -expC-Kr Tj] (4Л1) при заданных конструктивных и технологических параметрах процесса. Повышение концентрации мочевины достигалось путем выпаривания воды из модельного раствора, при этом пар отводился в конденсатор, в котором превращался в жидкую фазу. Модельный раствор отработанного диализата с повышенной концентрацией мочевины транспортировался в термический реактор. В замкнутом объеме термического реактора осуществлялась термическая обработка раствора при заданной температуре термолиза. После окончания регенерации раствор перемещался в теплообменник-дегазатор, в котором происходило охлаждение раствора до температуры кипения и удаление из него газообразных продуктов термолиза. Затем в теплообменнике очищенный модельный раствор охлаждался до заданной температуры.
В таблице 6 приведены примеры режимов функционирования БТРД с объемом V(0)термического реактора, равным ПО мл, для различных температур процесса и заданных скоростей разложения мочевины [62].
Практическое применение результатов исследования аппаратуры экстракорпорального искусственного очищения крови
Результаты теоретических и экспериментальных исследований биотехнической системы экстракорпорального искусственного очищения крови, принципов построения, функциональных параметров, технических характеристик и программного обеспечения АИО послужили основой для создания комплекса технических средств экстракорпорального искусственного очищения крови.
При активном участии или под руководством автора были разработаны, внедрены в серийное производство и клиническую практику 10 моделей гемодиализной аппаратуры, 4 модели перфузионной аппаратуры, монитор параметров ультрафильтрации, комплект кровопроводящих магистралей однократного применения для гемодиализа, а также аппаратура для инфузион-ной терапии и приготовления концентрата диализирующего раствора.
Научное обоснование функциональных и технических параметров и методов их проверки послужили основой для разработки ГОСТ «Аппаратура для внепочечного очищения крови. Общие технические условия» [73].
Технические аспекты клинического применения перфузионной аппаратуры изложены в пособии для врачей «Метод одноигольного мембранного плазмафереза с плазмофильтром ПФМ на портативном аппарате БП-05» [34].
Результаты многолетней теоретической и практической деятельности автора по системному решению сложных и актуальных проблем разработки, производства и применения аппаратуры для экстракорпоральной детоксика-ции организма отражены в коллективной монографии «Аппаратура искусственного очищения крови» [74].
Начальным этапом работ автора по исследованию АИО явилось его участие в разработке и внедрении в клиническую практику комплекса (рис. 8.1) для гемодиализа «ДИАЦЕНТР» [74] с централизованным приготовлением диализирующего раствора.
Комплекс обслуживал до 8 пациентов одновременно и состоял из генератора диализата с параллельно подсоединенными к нему двумя распределителями, каждый из которых снабжал диализатом до четырех диализаторов многоразового применения. Генератор диализата комплекса обеспечивал автоматическое приготовление термостабилизированного диализата путем смешивания холодной и горячей водопроводной воды с концентратом диализата.
Впервые в данном классе аппаратуры для приготовления диализата была применена система мембранного дозирования, позволяющая приготавливать диализирующий раствор с расходом до 4 л/мин (рис. 8.2). Комплекс обеспечивал стабилизацию расхода диализата через каждый диализатор при возможности дискретного регулирования трансмембранного давления.
Для перемещения крови через диализатор в комплексе использовались перфузионные насосы мембранного типа с многоразовой камерой, при этом скорость перфузии регулировалась изменением объема камеры.
Техническая реализация метода мембранного дозирования, апробированная в многоместном комплексе «ДИАЦЕНТР», послужила основой для создания блоков диализата гемодиализных аппаратов индивидуального применения со сливом диализата: АИП-А-01, АИП-А-02 и АДС-01. Аппараты позволяли проводить очищение крови методами гемодиализа и изолированной ультрафильтрации. Для этих аппаратов были разработаны системы индивидуального автоматического приготовления диализата производительностью 0,5 л/мин с обратной связью по проводимости (электропроводности). Уменьшение негативного воздействия технических средств на психологическое состояние пациента на программном гемодиализе во время многочисленных процедур искусственного очищения крови достигалось соответствующим конструктивным выполнением аппаратуры. Аппарат АИП-А-01 был выполнен в виде кресла (рис. 8.3), на котором во время гемодиализной терапии сидел пациент, или в виде столика. Под креслом был расположен блок диализата, а перфузионная система и пульт управления были вмонтированы в спинку кресла. Такое техническое решение позволяло также значительно сократить площадь, занимаемую аппаратурой и увеличить тем самым количество гемодиализных мест. В аппарате АИП-А-01 впервые в нашей стране получила практическую реализацию схема изоволюметрического замещения диализата, что обеспечивало возможность измерения объема ультрафильтрата, удаляемого из больного. Аппарат был снабжен системой измерения проводимости диализата с использованием первичного преобразователя на основе электродов из нержавеющей стали вместо традиционно используемых электродов из драгоценных металлов [51, 90]. Контроль утечки крови осуществлялся ультразвуковыми детекторами [109].
Для перфузии крови был разработан мембранный насос с электропневмоприводом и с одноразовой перфузионной камерой [114]. Серийный выпуск этого аппарата был организован на Ленинградском производственном объединении «Красногвардеец».
Опыт внедрения аппарата АИП-А-01 в производство и его клиническое применение выявили необходимость дальнейшего совершенствования схемных и конструкторских решений. Итогом этих работ было создание аппарата «искусственная почка» АИП-А-02 (рис. 8.4).
В состав аппарата входили генератор диализата ГД-01 и перфузионный блок БП-02. Генератор диализата ГД-01 обеспечивал приготовление диали-зирующего раствора заданного состава и температуры с использованием ацетатного или бикарбонатного концентратов. В генераторе осуществлялся контроль утечки крови в диализат, регулирование скорости ультрафильтрации и измерение объема ультрафильтрата в диапазоне от 0,2 до 5 л. Перемещение диализирующего раствора через диализатор осуществлялось мембранными насосами. Гигиеническая очистка внутренних полостей гидравлического контура генератора проводилась в автоматическом режиме [115-118].
Перфузия крови обеспечивалась специально разработанным для этого аппарата перфузионным блоком БП-02 (рис. 8.5) с микропроцессорным уп равлением [38—42,44, 45,189]. В дальнейшем этот блок получил самостоятельное клиническое применение для перемещения крови при различных методах искусственного очищения, в частности гемосорбции, плазмаферезе и ультрафильтрации.
Блок обеспечивал возможность проведения двухигольной или одно-игольной однонасосной перфузии крови с расходами от 10 до 500 мл/мин и с измерением венозного и контролем артериального давлений. Транспортирование крови через массообменник обеспечивалось роликовым насосом с безредукторным приводом на основе бесконтактного моментного двигателя [67, 76]. Контроль воздушных включений в перфузате осуществлялся ультразвуковым детектором.
. Для информационного взаимодействия с оператором в блоке был применен линейный однострочный буквенно-цифровой дисплей и клавиатура, обеспечивающие выбор режима визуализации информации на дисплее, задание значений параметров и возможность диалогового режима.
Серийно аппарат АИП-А-02 изготавливался на Киевском производственном объединении «Медаппаратура», а серийное производство перфузион-ного блока БП-02 также было организовано на Опытном производстве ВНИИ медицинского приборостроения (г. Москва) и на Производственном объединении «Автоматика» (г. Омск).
Используя результаты исследований принципов создания перфузион-ной аппаратуры на основе микропроцессорной техники был разработан первый отечественный диализный аппарат с микропроцессорным управлением АДС-01 (рис. 8.6) [37]. Аппарат был выполнен в полиблочном исполнении с децентрализованным управлением и состоял из трех блоков: перфузионного блока БП-02 и блока диализата в составе гидроблока и блока управления. Блок управления был снабжен интерфейсом, аналогичным интерфейсу перфузионного бока БП-02, на однострочный буквенно-цифровой дисплей которого выводилась информация о параметрах диализа и ультрафильтрации, а задание режимов функционирования блока диализата и параметров диализа и ультрафильтрации осуществлялось посредством клавиатуры. Гидравлическая схема аппарата также была спроектирована на новой элементной базе. Например, для перемещения диализата были использованы вихревые насосы с магнитной муфтой на основе серийно изготавливаемых гидроагрегатов. Была разработана новая конструкция детектора утечки крови, проточного нагревателя и мембранных дозаторов замещения. Мембранные дозаторы концентрата и ультрафильтрата были выполнены в виде насосов-дозаторов на основе серийно изготавливаемых электромагнитных клапанов.
