JP5736268B2 - 血液浄化装置 - Google Patents

Description

本発明は、動脈側血液回路に取り付けられた動脈側血液濃度センサ、及び静脈側血液回路に取り付けられた静脈側血液濃度センサを有した血液浄化装置に関するものである。

透析治療を行うための血液透析装置は、通常、患者の血液を体外循環させるための動脈側血液回路及び静脈側血液回路から成る血液回路と、動脈側血液回路及び静脈側血液回路にそれぞれ接続され、体外循環する血液を浄化するための血液浄化器としてのダイアライザと、該ダイアライザを流れる血液中の余剰水分を除去して除水し得る除水ポンプとを具備しており、血液回路で体外循環する血液を除水しつつ血液浄化治療が可能とされている。

かかる除水時において除去すべき水分量（除水速度）は、除水ポンプの駆動を制御することにより行われるのであるが、急激或いは過度の除水を行うと、患者の循環血液量を過剰に減少させ、それによって血液低下やショック等を引き起こす虞がある一方、除水速度が遅いと、治療時間全体が延びてしまい却って患者に負担を強いる虞があった。そのため、例えば動脈側血液回路に血液濃度センサ等を配設し、治療中において体外循環している血液の濃度、特に血球の体積分率であるヘマトクリット値を逐次測定して監視することで、効率的且つ安全な治療を行うことができる。

このような血液濃度センサとしてのヘマトクリット値を測定するためのヘマトクリットセンサが用いられている。かかるヘマトクリットセンサは、例えば特許文献１にて開示されているように、体外循環する血液に赤外線等の光を照射し、その反射光を受光する際に生じる受光電圧とヘマトクリット値との関係（直線関係）を利用するものとされている。かかるヘマトクリットセンサにおいては、通常、代表的な血液を用いて得られる受光電圧とヘマトクリット値との関係から予め検量線を求めておき、かかる検量線を利用して治療時のヘマトクリット値を測定し得るようになっている。

そして、治療中において、ヘマトクリットセンサによって逐次ヘマトクリット値が測定されるとともに、その測定されたヘマトクリット値を用いて、通常、循環血液量の変化率（ΔＢＶ）を求めることで、除水速度の目安としている。なお、かかる循環血液量の変化率（ΔＢＶ）は、ΔＢＶ（％）＝（Ｈｔ_０／Ｈｔ_ｔ−１）×１００なる演算式（但し、Ｈｔ_０は治療初期のヘマトクリット値、Ｈｔ_ｔは測定時点におけるヘマトクリット値）によって求められる。

特開２００４−９７７８２号公報

しかしながら、上記従来の血液濃度センサ（ヘマトクリットセンサ）においては、赤外線を照射し、赤血球中のヘモグロビンがその赤外線を吸収することを利用してヘマトクリット値を測定するものであることから、実際の測定においては、赤血球以外の何らかの阻害物質（主に散乱に影響を与える阻害物質）の影響を受けてしまい、誤差が大きくなってしまうという問題があった。

また、予め代表的な血液を用いて検量線を求めていることから、実際の治療時において上記阻害物質の影響により検量線がずれてしまい測定誤差が大きくなってしまう虞があった。しかるに、除水速度の目安となっている循環血液量の変化率（ΔＢＶ）を求める上で、測定されるヘマトクリット値自体にある程度の誤差が生じていても問題はあまり生じないものの、検量線の傾きが相違すると、誤差が著しく大きくなってしまう。

なお、このような不具合は、血液に対して反射した光を受光して得られる受光電圧に基づき血液濃度を測定する血液濃度センサに限らず、血液に対して透過した光を受光して得られる受光電圧に基づき血液濃度を測定するもの或いは赤外線とは異なる他の光を利用したもの等でも同様に生じてしまう。

本発明は、このような事情に鑑みてなされたもので、少なくとも血液濃度センサの検量線の傾きを校正することができ、測定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、患者の血液を体外循環させるための動脈側血液回路及び静脈側血液回路から成る血液回路と、前記動脈側血液回路及び静脈側血液回路にそれぞれ接続され、体外循環する血液を浄化するための血液浄化器と、該血液浄化器を流れる血液中の水分を除去して除水し得る除水手段と、前記動脈側血液回路に取り付けられ、当該動脈側血液回路を流れる血液に対して透過又は反射した光を受光して得られる受光電圧に基づき血液濃度を測定し得るとともに、受光電圧と血液濃度との関係から予め求められた検量線を有した動脈側血液濃度センサと、前記静脈側血液回路に取り付けられ、当該静脈側血液回路を流れる血液に対して透過又は反射した光を受光して得られる受光電圧に基づき血液濃度を測定し得るとともに、受光電圧と血液濃度との関係から予め求められた検量線を有した静脈側血液濃度センサとを具備した血液浄化装置であって、前記動脈側血液濃度センサ及び静脈側血液濃度センサの検量線を校正する校正手段を具備するとともに、当該校正手段は、前記除水手段による除水を行わない状態で前記血液回路にて血液を体外循環させるとともに、前記動脈側血液濃度センサ及び静脈側血液濃度センサによりそれぞれ受光電圧を検出し、その検出されたそれぞれの受光電圧と対応するそれぞれの検量線に基づき血液濃度を得る第１工程と、前記除水手段による除水を行った状態で前記血液回路にて血液を体外循環させるとともに、前記静脈側血液濃度センサにより受光電圧を検出し、且つ、前記第１工程で前記静脈側濃度センサの検出により得られた血液濃度をパラメータとする演算により理論上の血液濃度を算出する第２工程と、前記第１工程にて得られた前記静脈側血液濃度センサの受光電圧及び血液濃度と、前記第２工程にて得られた前記静脈側血液濃度センサの受光電圧及び理論上の血液濃度とに基づき、当該静脈側血液濃度センサの受光電圧と血液濃度との関係を得るとともに、当該関係に基づいて前記静脈側血液濃度センサの検量線を校正する第３工程と、該第３工程により校正された静脈側血液濃度センサの検量線と校正前の静脈側血液濃度センサの検量線との関係に基づき、前記動脈側血液濃度センサの検量線を校正する第４工程とが行われることを特徴とする。

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、前記動脈側血液濃度センサ及び静脈側血液濃度センサは、血液濃度を示すヘマトクリット値を測定可能な動脈側ヘマトクリットセンサ及び静脈側ヘマトクリットセンサから成ることを特徴とする。

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、前記第２工程は、Ｈｔ_ｔｒｕｅ＝Ｑｂ／（Ｑｂ−Ｑｕｆ）×Ｈｔ_Ｖ０（但し、Ｈｔ_ｔｒｕｅは理論上のヘマトクリット値、Ｑｂは血液の体外循環流量、Ｑｕｆは除水速度、Ｈｔ_Ｖ０は第１工程で得られたヘマトクリット値）なる演算式により前記演算が行われることを特徴とする。

請求項４記載の発明は、請求項１〜３の何れか１つに記載の血液浄化装置において、前記第４工程は、校正された前記静脈側血液濃度センサの検量線の傾きと校正前の静脈側血液濃度センサの検量線の傾きとの比を求めるとともに、当該比に基づいて当該動脈側血液濃度センサの検量線を校正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、急激で且つ短時間の血液の濃縮又は希釈を行うことにより血液濃度の変化に特有のピークを付与し得るピーク付与手段を具備するとともに、前記動脈側血液濃度センサ及び静脈側血液濃度センサは、当該ピーク付与手段で付与された特有のピークを検出し得るものとされ、当該動脈側血液濃度センサ及び静脈側血液濃度センサで検出された特有のピークに基づき、前記静脈側血液回路から患者に戻された血液が再び前記動脈側血液回路に導かれて流れる再循環血液を検出可能とされたことを特徴とする。

請求項１の発明によれば、第１工程乃至第４工程を経て実際の患者の血液に基づいて検量線を校正することにより、少なくとも動脈側血液濃度センサ及び静脈側血液濃度センサの検量線の傾きを校正することができ、測定誤差を抑制することができる。

請求項２の発明によれば、動脈側血液濃度センサ及び静脈側血液濃度センサは、血液濃度を示すヘマトクリット値を測定可能な動脈側ヘマトクリットセンサ及び静脈側ヘマトクリットセンサから成るので、除水速度の目安となる循環血液量の変化率（ΔＢＶ）を容易且つ精度よく求めることができる。

請求項３の発明によれば、第２工程は、Ｈｔ_ｔｒｕｅ＝Ｑｂ／（Ｑｂ−Ｑｕｆ）×Ｈｔ_Ｖ０（但し、Ｈｔ_ｔｒｕｅは理論上のヘマトクリット値、Ｑｂは血液の体外循環流量、Ｑｕｆは除水速度、Ｈｔ_Ｖ０は第１工程で得られたヘマトクリット値）なる演算式により演算が行われるので、より精度よく検量線の校正を行わせることができる。

請求項４の発明によれば、第４工程は、校正された静脈側血液濃度センサの検量線の傾きと校正前の静脈側血液濃度センサの検量線の傾きとの比を求めるとともに、当該比に基づいて当該動脈側血液濃度センサの検量線を校正するので、より簡易な演算により動脈側血液濃度センサの検量線を校正することができる。

請求項５の発明によれば、動脈側血液濃度センサ及び静脈側血液濃度センサで検出された特有のピークに基づき、静脈側血液回路から患者に戻された血液が再び動脈側血液回路に導かれて流れる再循環血液を検出可能とされたので、動脈側血液濃度センサ及び静脈側血液濃度センサの検量線の校正に加え、再循環血液の検出も行わせることができる。

本発明の実施形態に係る血液浄化装置を示す全体模式図 同血液浄化装置における透析装置本体の内部構成を示す模式図 同血液浄化装置におけるヘマトクリットセンサを示す外観図であって（ａ）平面図（ｂ）正面図 図３におけるＩＶ−ＩＶ線断面図 同血液浄化装置におけるヘマトクリットセンサ（動脈側ヘマトクリットセンサ及び静脈側ヘマトクリットセンサ）の検量線を示すグラフ 同血液浄化装置における第１工程にてヘマトクリットセンサ（動脈側ヘマトクリットセンサ及び静脈側ヘマトクリットセンサ）で測定された受光電圧を検量線上にプロットした状態を示すグラフ 同血液浄化装置における第２工程にてヘマトクリットセンサ（動脈側ヘマトクリットセンサ及び静脈側ヘマトクリットセンサ）で測定された受光電圧及び演算された理論上のヘマトクリット値をプロットしたグラフ 同血液浄化装置における第２工程にてヘマトクリットセンサ（動脈側ヘマトクリットセンサ及び静脈側ヘマトクリットセンサ）で測定された受光電圧及び演算された理論上のヘマトクリット値に基づき校正された検量線を併せて示すグラフ 同血液浄化装置における血液濃度の特有のピークを示すグラフ 同血液浄化装置における静脈側ヘマトクリットセンサで検出されるヘマトクリット値の変化を示すグラフ 同血液浄化装置における静脈側ヘマトクリットセンサで検出されるヘマトクリット値の変化を示すグラフ 本発明の他の実施形態に係る血液浄化装置における透析装置本体の内部構成を示す模式図

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。
本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つつ浄化するためのもので、透析治療で使用される透析装置に適用されたものである。かかる透析装置は、図１に示すように、血液浄化器としてのダイアライザ２が接続された血液回路１、ダイアライザ２に透析液を供給しつつ除水する透析装置本体６から主に構成されている。血液回路１は、同図に示すように、可撓性チューブから成る動脈側血液回路１ａ及び静脈側血液回路１ｂから主に構成されており、これら動脈側血液回路１ａと静脈側血液回路１ｂの間にダイアライザ２が接続されている。

動脈側血液回路１ａには、その先端に動脈側穿刺針ａが接続されているとともに、途中にしごき型の血液ポンプ３及び動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ（動脈側血液濃度センサ）が配設されている。一方、静脈側血液回路１ｂには、その先端に静脈側穿刺針ｂが接続されているとともに、途中に静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂ（静脈側血液濃度センサ）及び除泡用のエアトラップチャンバ４が接続されている。

そして、動脈側穿刺針ａ及び静脈側穿刺針ｂを患者に穿刺した状態で、血液ポンプ３を駆動させると、動脈側穿刺針ａから採取された患者の血液は、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、エアトラップチャンバ４で除泡がなされつつ静脈側血液回路１ｂを通り、静脈側穿刺針ｂを介して患者の体内に戻る。すなわち、患者の血液を血液回路１にて体外循環させつつダイアライザ２にて浄化するのである。

ダイアライザ２は、その筐体部に、血液導入ポート２ａ、血液導出ポート２ｂ、透析液導入ポート２ｃ及び透析液導出ポート２ｄが形成されており、このうち血液導入ポート２ａには動脈側血液回路１ａの基端が、血液導出ポート２ｂには静脈側血液回路１ｂの基端がそれぞれ接続されている。また、透析液導入ポート２ｃ及び透析液導出ポート２ｄは、透析装置本体６から延設された透析液導入ライン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、複数の中空糸が収容されており、該中空糸内部が血液の流路とされるとともに、中空糸外周面と筐体部の内周面との間が透析液の流路とされている。中空糸には、その外周面と内周面とを貫通した微少な孔（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。

一方、透析装置本体６は、図２に示すように、透析液導入ラインＬ１及び透析液排出ラインＬ２に跨って形成された複式ポンプＰと、透析液排出ラインＬ２において複式ポンプＰを迂回して接続されたバイパスラインＬ３と、該バイパスラインＬ３に接続された除水ポンプ８（ピーク付与手段）とから主に構成されている。そして、透析液導入ラインＬ１の一端がダイアライザ２（透析液導入ポート２ｃ）に接続されるとともに、他端が所定濃度の透析液を調製する透析液供給装置７に接続されている。

また、透析液排出ラインＬ２の一端は、ダイアライザ２（透析液導出ポート２ｄ）に接続されるとともに、他端が図示しない廃液手段と接続されており、透析液供給装置７から供給された透析液が透析液導入ラインＬ１を通ってダイアライザ２に至った後、透析液排出ラインＬ２及びバイパスラインＬ３を通って廃液手段に送られるようになっている。なお、同図中符号９及び１０は、透析液導入ラインＬ１に接続された加温器及び脱気手段を示している。

除水ポンプ８（除水手段）（ピーク付与手段）は、ダイアライザ２中を流れる患者の血液から水分を除去して除水するためのものである。すなわち、かかる除水ポンプ８を駆動させると、透析液導入ラインＬ１から導入される透析液量よりも透析液排出ラインＬ２から排出される液体の容量が多くなり、その多い容量分だけ血液中から水分が除去されるのである。なお、かかる除水ポンプ８以外の手段（例えば所謂バランシングチャンバ等を利用するもの）にて患者の血液から水分を除去するようにしてもよい。

一方、本実施形態に係る動脈側ヘマトクリットセンサ５ａは、動脈側血液回路１ａに取り付けられ、当該動脈側血液回路１ａを流れる血液に対して反射した光を受光して得られる受光電圧に基づき血液濃度を測定し得るとともに、受光電圧と血液濃度（ヘマトクリット値）との関係から予め求められた検量線を有したものである。かかる検量線は、予め代表的な血液を用いて得られたもので、当該代表的な血液を測定して得られた受光電圧とヘマトクリット値との直線関係（図５中符号β参照）から成る。

また、本実施形態に係る静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂは、静脈側血液回路１ｂに取り付けられ、当該静脈側血液回路１ｂを流れる血液に対して反射した光を受光して得られる受光電圧に基づき血液濃度を測定し得るとともに、受光電圧と血液濃度（ヘマトクリット値）との関係から予め求められた検量線を有したものである。かかる検量線は、予め代表的な血液を用いて得られたもので、当該代表的な血液を測定して得られた受光電圧とヘマトクリット値との直線関係（図５中符号α参照）から成る。

これら動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂは、図３、４に示すように、筐体部１４と、一対の発光素子１５及び受光素子１６と、スリット１７とから主に構成されている。筐体部１４は、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの本体を構成する樹脂成形品から成るもので、その表面における長手方向に溝１４ａが形成されている。この溝１４ａ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Ｃの一部を嵌合し得るものである。なお、図中符号１９は、酸素飽和度等を測定するための発光素子（ＬＥＤ）を示している。

スリット１７は、溝１４ａの底面を切り欠いて形成されたもので、当該溝１４ａの延設方向に所定寸法に亘って形成されている。また、筐体部１４におけるスリット１７より内部側には、発光素子１５及び受光素子１６を収容するための収容空間Ｓ（図４参照）が形成されており、該収容空間Ｓと溝１４ａとがスリット１７により連通されている。また、筐体部１４には、その表面（溝１４ａ及びスリット１７が形成された面）を覆う蓋部Ｆが取り付けられており、当該蓋部Ｆにて筐体部１４の表面を覆いつつ可撓性チューブＣを嵌合した状態にてヘマトクリット値の測定が行われるようになっている。なお、筐体部１４の所定部位には棒状の被係止部１４ｂが形成されているとともに、蓋部Ｆには、当該被係止部１４ｂと係止し得る爪状の係止部Ｆａが形成されており、筐体部１４を覆った状態の蓋部Ｆを保持させ得るよう構成されている。

発光素子１５は、例えば近赤外線を照射し得るＬＥＤ（近赤外線ＬＥＤ）から成り、受光素子１６は、フォトダイオードから成るものである。これら発光素子１５及び受光素子１６は、１つの基板１８上に所定寸法離間して形成されており、収容空間Ｓに組み込まれた際に、何れもスリット１７から外部（即ち、溝１４ａに嵌合された可撓性チューブＣ）を臨み得るようになっている。

また、基板１８には、受光素子１６からの信号を増幅するための増幅回路が形成されている。これにより、受光素子１６が受光し、その照度に応じた電気信号を出力する際、増幅回路にて増幅することができる。そして、発光素子１５から照射された光は、スリット１７を介して溝１４ａに嵌合された可撓性チューブＣに至り、その内部を流れる血液に反射して受光素子１６で受光されるよう構成（所謂反射型センサの構成）されている。

そして、受光素子１６で生じた受光電圧に基づき、血液の濃度を示すヘマトクリット値を求める。すなわち、血液を構成する赤血球や血漿などの各成分は、それぞれ固有の吸光特性を持っており、この性質を利用してヘマトクリット値を測定するのに必要な赤血球を電子光学的に定量化することにより当該ヘマトクリット値を求めることができるのである。具体的には、発光素子１５から照射された近赤外線は、血液に反射する際に、吸収と散乱の影響を受け、受光素子１６にて受光される。その受光した光の強弱から光の吸収散乱率を解析し、ヘマトクリット値（血液濃度）を算出するのである。

なお、本実施形態においては、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂが上記の如き所謂反射型センサにて構成されているが、発光素子１５にて光を照射するとともに、血液に対して透過した光を受光素子１６にて受光して得られる受光電圧に基づきヘマトクリット値（血液濃度）を測定し得るものとしてもよい。すなわち、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂは、動脈側血液回路１ａ又は静脈側血液回路１ｂを流れる血液に対して透過又は反射した光を受光して得られる受光電圧に基づきヘマトクリット値（血液濃度）を測定し得るもの（所謂光学式センサ）であれば足りるのである。

ここで、本実施形態に係る動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂは、透析装置本体６内の制御手段１１とそれぞれ電気的に接続されている。この制御手段１１は、例えばマイコン等から成るもので、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ（動脈側血液濃度センサ）及び静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂ（静脈側血液濃度センサ）の検量線を校正する校正手段１２と、静脈側血液回路１ｂから患者に戻された血液が再び動脈側血液回路１ａに導かれて流れる再循環血液を検出する再循環血液検出手段１３とが形成されている。

校正手段１２は、第１工程、第２工程、第３工程及び第４工程を順次行うことで、静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの検量線αを構成して検量線α’（図８参照）を得るとともに、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａの検量線βを校正して検量線β’（図８参照）を得るためのものである。第１工程は、除水ポンプ８による除水を行わない状態で血液ポンプ３を駆動させて血液回路１にて血液を体外循環させるとともに、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂによりそれぞれ受光電圧を検出し、その検出されたそれぞれの受光電圧と対応するそれぞれの検量線に基づき血液濃度を得る工程である。

この第１工程においては、除水ポンプ８（除水手段）が停止した状態とされており、除水速度は０とされている。一方、第１工程において、複式ポンプＰは動作していてもよいが、精度向上のためには停止しているのが好ましい。なお、説明上、図５に示すように、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａにおける校正前の検量線を符号βの直線（傾きａ_ａ０）で示し、静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂにおける校正前の検量線を符号αの直線（傾ａ_ｖ０）きで示している。

そして、第１工程において、図６に示すように、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａで得られた受光電圧をＶ_Ａ０、検量線βにより換算されたヘマトクリット値をＨｔ_Ａ０とするとともに、静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂで得られた受光電圧をＶ_Ｖ０、検量線αにより換算されたヘマトクリット値をＨｔ_Ｖ０とする。なお、第１工程においては、血液に対する除水等が行われていないことから、ヘマトクリット値Ｈｔ_Ａ０とヘマトクリット値Ｈｔ_Ｖ０とは同一である筈であるが、誤差により異なっていてもよい。）

第１工程が終了すると、第２工程が行われる。かかる第２工程は、除水ポンプ８（除水手段）による除水を行った状態で血液ポンプ３を駆動させて血液回路１にて血液を体外循環させるとともに、静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂにより受光電圧Ｖ_Ｖ１を検出し、且つ、第１工程で静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの検出により得られたヘマトクリット値Ｖ_Ｖ０をパラメータとする演算により理論上のヘマトクリット値Ｈｔ_ｔｒｕｅを算出する工程である。なお、第２工程においては、複式ポンプＰは動作していてもよいが、精度向上のためには停止しているのが好ましい。

すなわち、第２工程においては、患者の血液がダイアライザ２にて除水されつつ体外循環するため、当該ダイアライザ２を通過する過程で血液が濃縮されることことから、ダイアライザ２より上流側に位置する動脈側ヘマトクリットセンサ５ａにより測定されるヘマトクリット値は変化することがない。一方、ダイアライザ２より下流側に位置する静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂには、除水速度分だけ濃縮された血液が至るので、当該静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂにて得られる受光電圧はＶ_Ｖ０からＶ_Ｖ１に変化することとなる。

したがって、第２工程における演算は、Ｈｔ_ｔｒｕｅ＝Ｑｂ／（Ｑｂ−Ｑｕｆ）×Ｈｔ_Ｖ０（但し、Ｈｔ_ｔｒｕｅは理論上のヘマトクリット値、Ｑｂは血液の体外循環流量、Ｑｕｆは除水速度、Ｈｔ_Ｖ０は第１工程で得られたヘマトクリット値）なる演算式により行われる。なお、このようにして得られた理論上のヘマトクリット値Ｈｔ_ｔｒｕｅを検量線α、βが表示されたグラフ上にプロットすると、図７の如きとなる。

第２工程が終了すると、第３工程が行われる。かかる第３工程は、第１工程にて得られた静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの受光電圧Ｖ_Ｖ０及びヘマトクリット値Ｈｔ_Ｖ０と、第２工程にて得られた静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの受光電圧Ｖ_Ｖ１及び理論上のヘマトクリット値Ｈｔ_ｔｒｕｅとに基づき、当該静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの受光電圧と血液濃度との関係を得るとともに、当該関係に基づいて静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの検量線を校正する工程である。

具体的には、かかる第３工程において得られる静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの受光電圧とヘマトクリット値との関係とは、図８における直線α’に示すように、傾きａ_{Ｖｔｒｕｅ}＝（Ｈｔ_ｔｒｕｅ−Ｈｔ_Ｖ０）／（Ｖ_Ｖ１−Ｖ_Ｖ０）の直線関係を指している。これにより、静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの検量線αを検量線α’に校正することができるのである。しかして、静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂにおける校正前の検量線αと校正された検量線α’を得ることができる。

第３工程が終了すると、第４工程が行われる。かかる第４工程は、第３工程により校正された静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの検量線α’と校正前の静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの検量線との関係に基づき、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａの検量線βを校正する工程である。具体的には、校正された静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの検量線α’の傾きａ_{Ｖｔｒｕｅ}＝（Ｈｔ_ｔｒｕｅ−Ｈｔ_Ｖ０）／（Ｖ_Ｖ１−Ｖ_Ｖ０）と校正前の静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの検量線αの傾きａ_ｖ０との比を求めるとともに、当該比に基づいて当該動脈側ヘマトクリットセンサ５ａの検量線βを校正して検量線β’（図８参照）を得るものとされる。

すなわち、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａにおいても静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの如き校正前の検量線αの傾きと校正後の検量線α’の傾きとの相違と同様の傾きの相違があると考えられるため、例えば静脈側ヘマトリックセンサ５ｂの校正前後の検量線（α、α’）の傾きの比を動脈側ヘマトクリットセンサ５ａの検量線βに乗じる演算を行って補正することで、実液校正することができるのである。

以上で動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの検量線の校正が終了することとなり、校正後の検量線α’、β’を用いて治療中のヘマトクリット値が検出されることとなる。そして、この検出されたヘマトクリット値を用いて、ΔＢＶ（％）＝（Ｈｔ_０／Ｈｔ_ｔ−１）×１００なる演算式（但し、Ｈｔ_０は治療初期のヘマトクリット値、Ｈｔ_ｔは測定時点におけるヘマトクリット値）によって循環血液量の変化率（ΔＢＶ）を求めるものとされ、当該循環血液量の変化率（ΔＢＶ）が除水速度の目安とされる。

本実施形態によれば、第１工程乃至第４工程を経て実際の患者の血液に基づいて検量線α、βを校正することにより、少なくとも動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの検量線（α、β）の傾きを校正することができ、測定誤差を抑制することができる。また、動脈側血液濃度センサ及び静脈側血液濃度センサとして、血液濃度を示すヘマトクリット値を測定可能な動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂを用いているので、除水速度の目安となる循環血液量の変化率（ΔＢＶ）を容易且つ精度よく求めることができる。

さらに、第２工程は、Ｈｔ_ｔｒｕｅ＝Ｑｂ／（Ｑｂ−Ｑｕｆ）×Ｈｔ_Ｖ０（但し、Ｈｔ_ｔｒｕｅは理論上のヘマトクリット値、Ｑｂは血液の体外循環流量、Ｑｕｆは除水速度、Ｈｔ_Ｖ０は第１工程で得られたヘマトクリット値）なる演算式により演算が行われるので、より精度よく検量線の校正を行わせることができる。またさらに、第４工程は、校正された静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの検量線α’の傾きと校正前の静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの検量線αの傾きとの比を求めるとともに、当該比に基づいて当該動脈側ヘマトクリットセンサ５ａの検量線βを校正するので、より簡易な演算により動脈側ヘマトクリットセンサ５ａの検量線βを校正することができる。

一方、本実施形態においては、急激で且つ短時間の血液の濃縮又は希釈を行うことにより血液濃度の変化に特有のピークを付与し得るピーク付与手段を具備するとともに、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂは、当該ピーク付与手段で付与された特有のピークを検出し得るものとされている。本実施形態に係るピーク付与手段は、除水ポンプ８により構成されており、当該除水ポンプ８は、透析治療に必要な除水を行う他、急激で且つ短時間の除水を行って血液の濃縮を行い得るようになっている。なお、ピーク付与手段は、除水ポンプ８に限らず、急激で且つ短時間の血液の濃縮又は希釈を行うことにより血液濃度の変化に特有のピークを付与し得るものであれば他の形態のものであってもよい。

例えば、透析治療中に行われる一定速度の除水を一旦中止し（但し、体外循環は行われている）、測定したヘマトクリット値が安定したところで、除水ポンプ８を急激且つ短時間駆動して除水を行わせしめることにより、その間の血液濃度（ヘマトクリット値）の変化に特有のピークを付与し得るよう構成されているのである。ここで、本発明における「急激且つ短時間」とは、回路を経た後において付与したパルスが確認できる程度の大きさ及び時間のことをいい、「特有」とは、ポンプの変動や患者の体動による他の要因による変動パターンと区別できるものをいう。

より具体的には、図９に示すように、時間ｔ１で一定速度の除水（通常の除水）を停止し、その後測定しているヘマトクリットの値が安定した時間ｔ２になった際に除水ポンプ８を通常より高速で時間ｔ３まで駆動させる。かかる時間ｔ２からｔ３までは微小時間とされている。これにより、通常の除水に比べて、急激で且つ短時間の除水を行うことができ、例えば図１０で示すような、ヘマトクリット値において特有のピークを付与することができる。

しかるに、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａは、動脈側血液回路１ａに配設されているので、透析治療中における動脈側穿刺針ａを介して患者から採取した血液のヘマトクリット値を検出するとともに、静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂは、静脈側血液回路１ｂに配設されているので、ダイアライザ２にて浄化され、患者に戻される血液のヘマトクリット値を検出することとなる。すなわち、付与された特有のピークは、まず静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂで検出（図１０参照）され、その後、その血液が再び動脈側血液回路１ａに至って再循環があった場合、当該再循環血液に残存した特有のピークを動脈側ヘマトクリットセンサ５ａが検出（図１１参照）し得るようになっている。

本実施形態においては、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂが再循環血液検出手段１３と電気的に接続されており、上記の如き静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂにより特有のピークの付与があったか否かの確認を行うことができるとともに、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａによる再循環血液の有無の検出を行うことができるようになっている。

さらに、再循環血液検出手段１３は、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂで検出されたヘマトクリット値（特有のピーク）を比較し、動脈側血液回路１ａを流れる血液中の再循環血液が占める割合を演算可能なものとされている。具体的には、血液再循環がある場合に、除水ポンプ８により特有のピークを付与してから、その血液が静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂに至るまでの時間（図１０における時間ｔ５）及び再循環して動脈側ヘマトクリットセンサ５ａに至るまでの時間（図１１におけるｔ７）を予測しておき、除水ポンプ８による特有のピークの付与後、時間ｔ５経過した際に静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂによって検出されたヘマトクリット値と、時間ｔ７経過した際に動脈側ヘマトクリットセンサ５ａによって検出されたヘマトクリット値とを再循環血液検出手段１３が比較する。

このように、血液が静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂに至るまでの時間ｔ５、及び再循環して動脈側ヘマトクリットセンサ５ａに至るまでの時間ｔ７を予測することで、心肺再循環（浄化された血液が心臓や肺のみを通り、他の組織や臓器等を通らずに体外に引き出されてしまう現象）と、計測対象である再循環とを判別することができる。なお、かかる方法に代えて、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂで検出されるヘマトクリット値が所定の数値を超えたことを再循環血液検出手段１３にて認識させ、当該数値を超えたヘマトクリット値同士を比較するようにしてもよい。

そして、図１０及び図１１で示すような時間−ヘマトクリット値のグラフに基づき、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂのヘマトクリット値の変化を求め、上記の如き比較されるべき時間の部分（変化部分）の面積を積分法など数学的手法にて演算する。例えば、静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂによる変化部分（図１０におけるｔ５からｔ６までの部分）の面積をＳｖ、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａによる変化部分（図１１におけるｔ７からｔ８までの部分）の面積をＳａとおくと、再循環血液の割合（再循環率）Ｒｒｅｃは、以下の如き演算式にて求められる。

Ｒｒｅｃ（％）＝Ｓａ／Ｓｖ×１００

ここで、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａによる変化部分の時間（ｔ７からｔ８までの時間間隔）は、特有のピークが付与された血液が静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂから動脈側ヘマトクリットセンサ５ａまで流れる過程において拡散することを考慮し、静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂによる変化部分の時間（ｔ５からｔ６までの時間間隔）より大きく設定されている。なお、血液再循環がない場合は、上記Ｓａが０となるため、再循環血液の割合は０（％）となる。これにより、血液再循環の有無に加え、その割合をも医療従事者に認識させることができ、その後の処置（血液再循環を抑制すべく穿刺針を穿刺し直したり或いはシャントの形成をし直すなどの措置）の参考とすることができる。

本実施形態によれば、急激で且つ短時間の血液の濃縮又は希釈を行うことにより血液濃度の変化に特有のピークを付与し得るとともに、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂは、当該特有のピークを検出し得るものとされ、当該動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂで検出された特有のピークに基づき再循環血液を検出可能とされたので、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの検量線の校正に加え、再循環血液の検出も行わせることができる。

さらに、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａと静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂとの２つを使用することにより、除水しない状態で両者の検出値を比較することができ、これらの校正を自動的に行うことができる。なお、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂがダイアライザ２の入口側と出口側とにそれぞれ配設されることから、ダイアライザ２の除水性能を監視することができる。

ところで、上記実施形態においては、急激で且つ短時間の血液の濃縮又は希釈を行うことにより血液濃度の変化に特有のピークを付与し得るピーク付与手段が除水ポンプ８にて構成されているが、これに代えて、他の形態のピーク付与手段としてもよい。以下、他の実施形態について説明する。

本発明の他の実施形態として適用される透析装置本体６は、例えば、図１２に示すように、透析液導入ラインＬ１及び透析液排出ラインＬ２に跨って形成された複式ポンプＰと、バイパスラインＬ３と、該バイパスラインＬ３に接続された除水ポンプ８とを有するとともに、ダイアライザ２から複式ポンプＰの排液側へ透析液を流動させる加圧ポンプ２０と、気泡分離チャンバ２１と、大気開放ラインＬ４と、電磁弁２２とを有するものとされる。なお、先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。

加圧ポンプ２０は、透析液排出ラインＬ２におけるダイアライザ２と複式ポンプＰとの間に接続され、当該ダイアライザ２から複式ポンプＰへ透析液を流動させるためのものであり、遠心型のように非容積型ポンプ（圧力制御型）から成るものである。気泡分離チャンバ２１は、所謂脱ガスチャンバと呼ばれるもので、透析液排出ラインＬ２における加圧ポンプ２０と複式ポンプＰとの間に接続された所定容量のものから成り、透析液中の気泡を捕捉し得るよう構成されたものである。この気泡分離チャンバ２１からは、バイパスラインＬ３が延設されているとともに、大気開放ラインＬ４が延設されている。この大気開放ラインＬ４は、先端が大気開放とされており、その途中には電磁弁２２が接続されている。

電磁弁２２は、大気開放ラインＬ４を開放又は閉止すべく開閉可能とされたもので、開放状態で気泡分離チャンバ２１が外気と連通し、閉止状態で当該気泡分離チャンバ２１が外気と遮断するようになっている。しかして、透析治療前又は透析治療後において、電磁弁２２を操作して大気開放ラインＬ４を開放させれば、気泡分離チャンバ２１内に捕捉された気泡を大気に放出させることができる。

ここで、本実施形態における大気開放ラインＬ４と、電磁弁２２とは、本発明のピーク付与手段を構成しており、当該電磁弁２２を操作して大気開放ラインＬ４を開放させることにより、ダイアライザ２を流れる血液に対し急激で且つ短時間の濃縮を行って特有のピークを付与し得るようになっている。すなわち、透析治療中において、電磁弁２２を操作して閉止状態の大気開放ラインＬ４を開放すると、加圧ポンプ２０の出口圧が大気圧と略等しくなることから、加圧ポンプ２０の上流側では瞬間的に高い陰圧が発生し、ダイアライザ２（血液の流路）を流れる血液に対して、急激で且つ短時間の除水（血液濃縮）が行われるのである。

これにより、除水ポンプ８の駆動により発生する限外濾過圧よりも遙かに大きく、且つ短時間で血液に対して大量の除水を行うことができ、血液濃度（ヘマトクリット値）の変化に特有のピークを付与し得るようになっている。なお、電磁弁２２による大気開放ラインＬ４の開放は、短時間（本実施形態においては、大気開放ラインＬ４の開放は、１０秒以下の任意の時間を設定することができ、１秒でも十分な測定精度を有する）で行われ、すぐに電磁弁２２を操作することにより大気開放ラインＬ４が閉止されることとなる。この電磁弁２２による大気開放ラインＬ４の開放時間は、血液濃度情報（患者の血液濃度に関する情報）や圧力情報（静脈圧や透析液圧など）に基づき、自動的に最適となるよう制御されるのが好ましい。

以上、本実施形態について説明したが、本発明は当該実施形態に限定されるものではなく、例えば再循環血液検出手段１３を具備せず、再循環血液を検出しないものとしてもよい。また、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂに代えて、動脈側血液回路１ａ及び静脈側血液回路１ｂを流れる血液に対して透過又は反射した光を受光して得られる受光電圧に基づき血液濃度を測定し得るとともに、受光電圧と血液濃度との関係から予め求められた検量線を有した他の形態のセンサを用いるようにしてもよい。なお、本実施形態においては、透析装置本体６が透析液供給機構を内蔵しない透析監視装置から成るものであるが、透析液供給機構が内蔵された個人用透析装置に適用するようにしてもよい。

除水手段による除水を行わない状態で血液回路にて血液を体外循環させるとともに、動脈側血液濃度センサ及び静脈側血液濃度センサによりそれぞれ受光電圧を検出し、その検出されたそれぞれの受光電圧と対応するそれぞれの検量線に基づき血液濃度を得る第１工程と、除水手段による除水を行った状態で血液回路にて血液を体外循環させるとともに、静脈側血液濃度センサにより受光電圧を検出し、且つ、第１工程で前記静脈側濃度センサの検出により得られた血液濃度をパラメータとする演算により理論上の血液濃度を算出する第２工程と、第１工程にて得られた静脈側血液濃度センサの受光電圧及び血液濃度と、第２工程にて得られた静脈側血液濃度センサの受光電圧及び理論上の血液濃度とに基づき、当該静脈側血液濃度センサの受光電圧と血液濃度との関係を得るとともに、当該関係に基づいて静脈側血液濃度センサの検量線を校正する第３工程と、第３工程により校正された静脈側血液濃度センサの検量線と校正前の静脈側血液濃度センサの検量線との関係に基づき、動脈側血液濃度センサの検量線を校正する第４工程とが行われる血液浄化装置であれば、他の形態のものであってもよい。

１…血液回路
１ａ…動脈側血液回路
１ｂ…静脈側血液回路
２…ダイアライザ（血液浄化器）
３…血液ポンプ
４…エアトラップチャンバ
５ａ…動脈側ヘマトクリットセンサ（動脈側血液濃度センサ）
５ｂ…静脈側ヘマトクリットセンサ（静脈側血液濃度センサ）
６…透析装置本体
７…透析液供給装置
８…除水ポンプ（除水手段）（ピーク付与手段）
９…加温器
１０…脱気手段
１１…制御手段
１２…校正手段
１３…再循環血液検出手段
１４…筐体部
１５…発光素子
１６…受光素子
１７…スリット
１８…基板
１９…発光素子
２０…加圧ポンプ
２２…電磁弁（ピーク付与手段）
Ｌ４…大気開放ライン（ピーク付与手段）

Claims (5)

1. 患者の血液を体外循環させるための動脈側血液回路及び静脈側血液回路から成る血液回路と、
   前記動脈側血液回路及び静脈側血液回路にそれぞれ接続され、体外循環する血液を浄化するための血液浄化器と、
   該血液浄化器を流れる血液中の水分を除去して除水し得る除水手段と、
   前記動脈側血液回路に取り付けられ、当該動脈側血液回路を流れる血液に対して透過又は反射した光を受光して得られる受光電圧に基づき血液濃度を測定し得るとともに、受光電圧と血液濃度との関係から予め求められた検量線を有した動脈側血液濃度センサと、
   前記静脈側血液回路に取り付けられ、当該静脈側血液回路を流れる血液に対して透過又は反射した光を受光して得られる受光電圧に基づき血液濃度を測定し得るとともに、受光電圧と血液濃度との関係から予め求められた検量線を有した静脈側血液濃度センサと、
   を具備した血液浄化装置であって、
   前記動脈側血液濃度センサ及び静脈側血液濃度センサの検量線を校正する校正手段を具備するとともに、当該校正手段は、
   前記除水手段による除水を行わない状態で前記血液回路にて血液を体外循環させるとともに、前記動脈側血液濃度センサ及び静脈側血液濃度センサによりそれぞれ受光電圧を検出し、その検出されたそれぞれの受光電圧と対応するそれぞれの検量線に基づき血液濃度を得る第１工程と、
   前記除水手段による除水を行った状態で前記血液回路にて血液を体外循環させるとともに、前記静脈側血液濃度センサにより受光電圧を検出し、且つ、前記第１工程で前記静脈側濃度センサの検出により得られた血液濃度をパラメータとする演算により理論上の血液濃度を算出する第２工程と、
   前記第１工程にて得られた前記静脈側血液濃度センサの受光電圧及び血液濃度と、前記第２工程にて得られた前記静脈側血液濃度センサの受光電圧及び理論上の血液濃度とに基づき、当該静脈側血液濃度センサの受光電圧と血液濃度との関係を得るとともに、当該関係に基づいて前記静脈側血液濃度センサの検量線を校正する第３工程と、
   該第３工程により校正された静脈側血液濃度センサの検量線と校正前の静脈側血液濃度センサの検量線との関係に基づき、前記動脈側血液濃度センサの検量線を校正する第４工程と、
   が行われることを特徴とする血液浄化装置。
2. 前記動脈側血液濃度センサ及び静脈側血液濃度センサは、血液濃度を示すヘマトクリット値を測定可能な動脈側ヘマトクリットセンサ及び静脈側ヘマトクリットセンサから成ることを特徴とする請求項１記載の血液浄化装置。
3. 前記第２工程は、Ｈｔ_ｔｒｕｅ＝Ｑｂ／（Ｑｂ−Ｑｕｆ）×Ｈｔ_Ｖ０（但し、Ｈｔ_ｔｒｕｅは理論上のヘマトクリット値、Ｑｂは血液の体外循環流量、Ｑｕｆは除水速度、Ｈｔ_Ｖ０は第１工程で得られたヘマトクリット値）なる演算式により前記演算が行われることを特徴とする請求項２記載の血液浄化装置。
4. 前記第４工程は、校正された前記静脈側血液濃度センサの検量線の傾きと校正前の静脈側血液濃度センサの検量線の傾きとの比を求めるとともに、当該比に基づいて当該動脈側血液濃度センサの検量線を校正することを特徴とする請求項１〜３の何れか１つに記載の血液浄化装置。
5. 急激で且つ短時間の血液の濃縮又は希釈を行うことにより血液濃度の変化に特有のピークを付与し得るピーク付与手段を具備するとともに、前記動脈側血液濃度センサ及び静脈側血液濃度センサは、当該ピーク付与手段で付与された特有のピークを検出し得るものとされ、当該動脈側血液濃度センサ及び静脈側血液濃度センサで検出された特有のピークに基づき、前記静脈側血液回路から患者に戻された血液が再び前記動脈側血液回路に導かれて流れる再循環血液を検出可能とされ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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