CA2086635A1

CA2086635A1 - Hemodialysis control device using impedance audiometry

Info

Publication number: CA2086635A1
Application number: CA002086635A
Authority: CA
Inventors: Serge Baudin; Philippe Jussiaux
Original assignee: Serge Baudin; Philippe Jussiaux; Laboratoire Eugedia
Current assignee: Laboratoire Eugedia
Priority date: 1992-01-07
Filing date: 1993-01-04
Publication date: 1993-07-08
Also published as: FR2685871A1

Abstract

DE DIVULGATION Appareil de suivi de l'hémodialyse par impédancemetrie Invention de Serge BAUDIN et Philippe JUSSIAUX LABORATOIRE EUGEDIA Procédé de surveillance du déroulement de l'hémodialyse par mesure extracorporelle de l'hématocrite, caractérisé en ce que: - on calcule à un instant donné la variation d'une fonction de l'hématocrite sur une courte durée et sur une moyenne durée précédant cet instant ainsi que depuis le début de la séance d'hémodialyse, - on compare les valeurs de ces variations, - le résultat de cette comparaison est un premier indicateur du déroulement de l'hémodialyse. Pas de dessinDISCLOSURE Device for monitoring hemodialysis by impedancemetry Invention by Serge BAUDIN and Philippe JUSSIAUX LABORATOIRE EUGEDIA Process for monitoring the progress of hemodialysis by extracorporeal measurement of the hematocrit, characterized in that: variation of a function of the hematocrit over a short duration and over a medium duration preceding this instant as well as since the start of the hemodialysis session, - the values of these variations are compared, - the result of this comparison is a first indicator of the progress of hemodialysis. No drawing

Description

1 20~66~

L'invention concerne les techniques de controle de l'hémodialyse et plus particulièrement celles utilisant la mesure de l'hématocrite du sang du patient.
L'hématocrite est le rapport du volume occupé
par les globules rouges au volume sanguin total.
Chez les malades victimes d'une insuffisance rénale, on fait appel au rein artificiel pour purifier leur sang et pour ajuster le volume hydrique de l'organisme à la valeur voulue. L'invention concerne plus particulièrement ce deuxième mécanisme où l'on utilise dans le dialyseur le phénomène d'ultra-filtration au travers d'une membrane semi-perméable.
Au cours de cette opération, du liquide est extrait du plasma du malade et ce meme plasma, en équilibre avec le tissu interstitiel et les cellules de l'organisme extrait à son tour du liquide de ceux-ci. Si l'opération est menée trop rapidement par rapport à ce que l'organisme peut supporter, apparalt une "hypovolémie plasmatique". Ce sont ces phénomènes que l'invention se propose de contrôler.
La diminution de la volémie pendant les séances de dialyse, résultante de phénomènes complexes d'échanges pluri-compartimentaux, est l'un des facteurs les plus importants de l'intolérance hémo-dynamique de cette methode thérapeutique. Après une phase de latence plus ou moins longue, due à la mise en oeuvre de phenomènes biologiques de compensation, cette hypovolemie va souvent entralner des systèmes cliniques de collapsus cardio-vasculaires, parfois benins, parfois impressionnants, voire graves chez des patients fragiles. Il existe certes des moyens therapeutiques ou techniques preventifs et/ou curatifs; le problème est de savoir quand et comment les utiliser à bon escient. 1 20 ~ 66 ~

The invention relates to control techniques hemodialysis and more particularly those using the hematocrit measurement of the blood of patient.
Hematocrit is the ratio of occupied volume by red blood cells to the total blood volume.
In patients suffering from insufficiency kidney, we use the artificial kidney to purify their blood and to adjust the water volume of the organism at the desired value. The invention relates to more particularly this second mechanism where uses in the dialyser the phenomenon of ultra-filtration through a semi-permeable membrane.
During this operation, liquid is extracted from the patient's plasma and this same plasma, in equilibrium with interstitial tissue and body cells in turn extracts liquid from them. Yes the operation is carried out too quickly compared to what that the organism can support, appears a "plasma hypovolemia". These are the phenomena that the invention proposes to control.
The decrease in blood volume during the sessions dialysis, resulting from complex phenomena of multi-compartmental exchanges, is one of the most important factors for hemo- intolerance dynamics of this therapeutic method. After one more or less long latency phase, due to the setting using biological compensation phenomena, this hypovolemia will often entrain systems cardiovascular collapse clinics, sometimes benign, sometimes impressive, even serious in fragile patients. There are certainly ways therapeutic or preventive techniques and / or curative; the problem is when and how use them wisely.

2 0 ~ ~ 6 3 ~

Il est bien établi, par l'expérience accumulée et par des travaux déjà anciens, que la surveillance discontinue, même très fréquente, de la pression arterielle et du rythme cardiaque ne permet pas dans de nombreux cas de dépister suffisamment tot les incidents, du fait probablement du caractère soudain de l'effondrement des systèmes de compensation.
L'invention se donne pour tache de fournir une méthode de suivi du déroulement de l'hémodialyse qui permette de prevoir assez tôt une insuffisance de la compensation par l'organisme de l'hypovolemie de manière à permettre au personnel de surveillance d'intervenir suffisamment tôt et d'eviter ainsi tout collapsus cardio-vasculaire.
La methode doit être simple de mise en oeuvre, sure et non traumatisante pour le patient.
Differentes methodes de suivi de l'hematocrite pendant l'hemodialyse ont été proposées, plusieurs utilisaient la colorimétrie qui permet de suivre directement la concentration des hematies dans le serum.
La mesure en continu de l'impedance du corps entier a ete utilisée par plusieurs auteurs (TENDER, De VRIES, SCANFERLA) pour controler la dialyse, avec un certain succès. Mais l'appareillage utilisé est onéreux, gene le patient et nécessite une relative immobilité. De plus, la méthode est peu fiable car les qualités bioelectriques des membranes cellulaires sont souvent très perturbees chez le dialyse.-Une methode de mesure de la volemie, a ete proposee dans le brevet européen EP-0.272.414 B. Dans ce document, on propose d'appliquer des formules compliquees dans lesquelles interviennent la conductivite du dialysat frais, le debit sanguin, les caracteristiques de puissance du dialyseur, pour 2 0 ~ ~ 6 3 ~

It is well established, by accumulated experience and by work already old, that surveillance discontinuous, even very frequent, pressure arterial and heart rate does not help in many cases detect early enough incidents, probably due to the sudden nature the collapse of compensation systems.
The invention seeks to provide a method for monitoring the progress of hemodialysis which allows to anticipate an insufficiency of the compensation by the body for hypovolemia way to allow supervisory staff to intervene early enough and avoid everything cardiovascular collapse.
The method must be simple to implement, safe and non-traumatic for the patient.
Different methods for monitoring hematocrit have been proposed during hemodialysis, several were using colorimetry which tracks directly the concentration of red cells in the serum.
Continuous measurement of body impedance integer has been used by several authors (TENDER, From VRIES, SCANFERLA) to control dialysis, with some success. But the equipment used is expensive, annoys the patient and requires relative immobility. In addition, the method is unreliable because the bioelectrical qualities of cell membranes are often very disturbed in dialysis.
A method of measuring volume, has been proposed in European patent EP-0.272.414 B. In this document, we propose to apply formulas complicated in which the conductivity of fresh dialysate, blood flow, power characteristics of the dialyzer, for

3 2 ~ 3 3 déterminer d'abord la conductivité du plasma et celle du sang puis, à partir de celles-ci pour déterminer en continu l'hematocrite d'où l'on déduit la volémie ce qui permet de contrôler les paramètres de la dialyse.
Cette méthode qui est très compliquée nécessite de nombreux étalonnages pour être fiable. Les formules standard utilisées dans les calculs ne sont pas en géneral adaptées à tous les patients. Enfin, les méthodes de ce type ne laissent que peu de place à
l'intervention du praticien qui reste pourtant le seul responsable des opérations.
La methode de l'invention, en comparaison, fournit des indications precises sur l'evolution de l'hematocrite. Elles permettent au praticien de prevoir, et dont de prevenir les reactions de l'organisme du patient.
Une methode mixte utilisant à la fois une mesure de l'impédance corporelle et une mesure de l'impedance du sang en amont de l'appareil d'hemodialyse a ete proposee dans le brevet europeen EP-0.029.793 B. La première de ces mesures s'effectue en implantant des aiguilles dans une main et un pied du patient. Celles-ci servent d'electrodes pour deux courants, l'un a une frequence de 1 mHz et l'autre à 5 kHz. Grace à ces courants, on determine deux impedances. Une deuxième paire d'electrodes installee sur le circuit sanguin externe, en amont du dialyseur, permet egalement une mesure d'impedance - 5 ~Hz ici.
La comparaison de ces trois valeurs d'impedance permet au praticien de suivre le deroulement de la dialyse.
Il est egalement prévu de fixer une limite inférieure à l'impedance mesuree sur le circuit sanguin externe.
Si cette limite est atteinte, une alarme est declenchee. L'appareillage, objet du brevet EP-0.029.793.B permet au praticien de suivre le . _ _ _ . . . . . . .. , _ . .. , = .. . . . . ... . . .. 3 2 ~ 3 3 first determine the plasma conductivity and that blood and then from these to determine continues the hematocrit from which we deduce the volume which allows you to control the dialysis parameters.
This very complicated method requires many calibrations to be reliable. The formulas standard used in the calculations are not in general suitable for all patients. Finally, the methods like this leave little room for the intervention of the practitioner who remains the only one Operations Manager.
The method of the invention, in comparison, provides specific information on the development of hematocrit. They allow the practitioner to predict, and which to prevent reactions from the patient's organism.
A mixed method using both a measurement of body impedance and a measurement of the impedance of the blood upstream of the device of hemodialysis has been proposed in the European patent EP-0.029.793 B. The first of these measurements is carried out by implanting needles in one hand and one foot of the patient. These serve as electrodes for two currents, one at a frequency of 1 mHz and the other at 5 kHz. Thanks to these currents, we determine two impedances. A second pair of electrodes installed on the external blood circuit, upstream of the dialyzer, also allows an impedance measurement - 5 ~ Hz here.
The comparison of these three impedance values allows the practitioner to follow the course of dialysis.
There are also plans to set a lower limit at the impedance measured on the external blood circuit.
If this limit is reached, an alarm is triggered. The apparatus, subject of the EP- patent 0.029.793.B allows the practitioner to follow the . _ _ _. . . . . . .., _. .., = ... . . . ... . ..

4 2086~3~3 deroulement de l'hemodialyse. Cependant, si l'on desire l'exploiter à la seule fin de li~erer le praticien d'une surveillance très étroite en utilisant le système d'alarme lié au seuil atteint par S l'impédance du circuit externe, il aura fallu au préalable l'étalonner pour chaque patient. Il a par ailleurs été prouvé que ce seuil limite est atteint très tard, pratiquement au même moment que la diminution de la tension artérielle elle-même peut être constatée.
Par ailleurs, la méthode du brevet EP-0.029.793 B fait subir au patient, déjà traumatisé par l'hémodialyse, des piqûres supplémentaires qu'il serait préférable d'éviter.
Les deux techniques précédentes ont en commun l'inconvénient d'associer par le calcul les résultats de plusieurs mesures. Celles-ci, comme toutes les mesures biologiques ont leur domaine d'incertitude. En les introduisant dans des calc~lls compliqués, sn risque de cumuler ces erreurs et d'aboutir à des conclusions aberrantes et qui risquent de compliquer le travail de surveillance du praticien.
Compte-tenu de la définition de l'hématocrite donnée plus haut, on peut accéder à sa mesure soit par la mesure du taux de globules rouges soit par la mesure du volume plasmatique. Les systèmes électroniques associés aux capteurs effectuent les conversions nécessaires. C'est la raison pour laquelle, dans ce qui suit, le terme hématocrite désigne soit l'hématocrite proprement dite, soit le taux de globules rouges (hérythrocyte), soit le volume plasmatique.
L'invention concerne un procédé de surveillance du déroulement de l'hémodialyse par mesure extra corporelle de l'hématocrite dans laquelle: 4 2086 ~ 3 ~ 3 procedure of the hemodialysis. However, if one desire to use it for the sole purpose of binding the very close monitoring practitioner using the alarm system linked to the threshold reached by If the impedance of the external circuit, it will have been necessary to calibrate it for each patient. He has by elsewhere it has been proven that this limit threshold is reached very late, almost at the same time as the decrease in blood pressure itself can be noticed.
Furthermore, the method of patent EP-0.029.793 B subjects the patient, already traumatized by hemodialysis, additional injections that he would be better to avoid.
The two previous techniques have in common the disadvantage of associating the results by calculation of several measures. These, like all biological measurements have their area of uncertainty. In introducing them into complicated calc ~ lls, sn risk of accumulating these errors and leading to outliers that may complicate the practitioner's monitoring work.
Given the definition of hematocrit given above, its measurement can be accessed either by measuring the level of red blood cells either by measurement of plasma volume. Systems electronics associated with the sensors perform the conversions required. This is the reason which, in what follows, the term hematocrit denotes either the hematocrit proper or the red blood cell count (erythrocyte), which is the volume plasma.
The invention relates to a monitoring method.
of the hemodialysis procedure by extra measure hematocrit in which:

5 2~86~a - on calcule à un instant donné la variation d'une fonction de l'hematocrite sur une courte durée d'une part, et sur une moyenne durée precédant cet instant d'autre part, - on compare les valeurs de ces variations, - le resultat de cette comparaison est un premier indicateur du deroulement de l'hemodialyse.
Lorsque la variation sur la courte duree est superieure à la varia~ion sur la moyenne duree, l'indicateur augmente la valeur qu'il indique et il la décroît lors~ue la variation sur la courte durée est inferieure à celle sur la moyenne duree.
Avantageusement, la moyenne durée est de l'ordre du triple de la courte durée et de préference d'environ 15 minutes et la combinaison du premier et du second indicateurs du deroulement de l'hémodialyse constitue le niveau d'alarme. De préférence, la mesure de l'hematocrite résulte d'une mesure de l'impedance sanguine, et l'impedance mesurée est le résultat de mesures instantanées moyennes effectuees de preference à une frequence de 5 kHz.
L'invention concerne egalement l'appareil qui permet la mise en oeuvre dù procedé et qui comporte une cellule de mesure destinée à être placée dans un circuit d'hemodialyse, un generateur de courant constant, un impédancemètre, ladite cellule de mesure comportant un tube semi-rigide muni de deux ouvertures fermées par des capsules et reliees chacune à la source de courant d'une part, et à l'impedancemètre d'autre part, et qui comporte un calculateur recevant le signal foùrni par l'impedancemètre et commandant un indicateur du deroulement de l'hémodialyse.
L'intérêt essentiel de la méthode et du dispositif de 1'invention est de permettre la détection precoce de l'hypovolemie, bien avant toute 5 2 ~ 86 ~ a - the variation is calculated at a given time a short-term hematocrit function on the one hand, and over an average period preceding this instant on the other hand, - we compare the values of these variations, - the result of this comparison is a first indicator of the course of hemodialysis.
When the short-term variation is superior to the varia ~ ion over the medium duration, the indicator increases the value it indicates and it decreases when the variation over the short term is lower than the average duration.
Advantageously, the average duration is of the order of triple the short duration and preferably about 15 minutes and the combination of the first and second indicators of the hemodialysis process constitutes the alarm level. Preferably, the measurement of the hematocrit results from a measurement of the impedance and the measured impedance is the result of average instantaneous measurements preferably performed at a frequency of 5 kHz.
The invention also relates to the apparatus which allows the implementation of process and which includes a measuring cell intended to be placed in a hemodialysis circuit, a current generator constant, an impedance meter, said measuring cell comprising a semi-rigid tube provided with two openings closed with capsules and each connected to the on the one hand, and on the impedance meter on the other hand, and which includes a computer receiving the signal supplied by the impedance meter and controlling a indicator of the progress of hemodialysis.
The essential interest of the method and device of the invention is to allow the early detection of hypovolemia, long before any

6 2V~33~

manifesta~ion traumatisante et de permettre ainsi de proteger le patient de tout risque de collapsus.
La simplicité de la méthode permet la réalisation d'appareils peu compliqués et donc relativement bon marché, ce qui facilitera leur large diffusion.
L'exploitation informatique des résultats permet leur utilisation aisée dans le cadre des recherches médicales.
La description et les figures qui suivent permettront de comprendre le fonctionnement de l'invention et d'apprécier ses avantages.
La Figure 1 montre l'évolution de la variation relative du volume plasmatique dans le temps.
La Figure 2 représente la cellule de mesure d'impédance implantée sur le circuit sanguin externe.
La Figure 3 schématise la mesure d'impédance;
quant à la Figure 4, elle représente le schéma fonctionnel de la série d'opérations réalisées par le dispositif de l'invention.
La Figure 5 montre l'évolution comparée de la volémie d'un patient et de sa tension artérielle.
La Figure 6 montre un exemple de réalisation de l'appareil de l'invention.
Sur la Figure 1, on a représenté l'évolution de la variation relative de l'hématocrite telle qu'elle peut être déduite d'une mesure faite en te~ps réel sur le sang d'un patient au cours d'une séance d'hémodialyse.
L'évolution de l'hématocrite peut se faire par exemple par mesure colorimétrique ou, selon le mode de réalisation préféré de l'invention, par impédancemétrie. On peut aussi associer une mesure colorimétrique à une mesure par impédancemétrie.

.. . .. .. .. 6 2V ~ 33 ~

traumatic manifestation and thus allow protect the patient from any risk of collapse.
The simplicity of the method allows the realization of uncomplicated devices and therefore relatively inexpensive, which will facilitate their wide diffusion.
Computer processing of results allows their easy use in the context of medical research.
The following description and figures will help understand how the invention and appreciate its advantages.
Figure 1 shows the evolution of the variation relative plasma volume over time.
Figure 2 shows the measurement cell impedance implanted on the external blood circuit.
Figure 3 shows schematically the impedance measurement;
as for Figure 4, it represents the diagram functional of the series of operations performed by the device of the invention.
Figure 5 shows the comparative evolution of a patient's blood volume and blood pressure.
Figure 6 shows an exemplary embodiment of the apparatus of the invention.
In Figure 1, the evolution of the relative variation of the hematocrit as it can be deduced from a measurement made in real te ~ ps on the blood of a patient during a session hemodialysis.
The evolution of the hematocrit can be done by example by colorimetric measurement or, depending on the mode of preferred embodiment of the invention, by impedance measurement. We can also associate a measure colorimetric to a measurement by impedancemetry.

... .. .. ..

7 2 0 ~

La fonction de l'hématocrite considérée selon l'invention peut être de différents types. On considère maintenant la variation relative du volume plasmatique:
\lPc-~Jp =_ a\,~P (~) \/Po \J P ~
Sur la Figure 1, on voit en abscisses le temps en minutes et en ordonnées, la valeur VR x 100 qui est, en pourcentage, la variation relative du volume plasmatique depuis l'instant to jusqu'à
l'instant t. La courbe 20 peut être obtenue à partir des mesures effectuées par l'appareil de l'invention.
A un instant donné t, on considère trois valeurs de -~ VP
~Po la valeur à l'instant t (point 21 de la courbe), celle à l'instant qui le précède de 5 minutes (point 22) et celle mesurée à l'instant qui le précède de 15 minutes (point 23). Le principe de la mesure de l'invention consiste à comparer l'évolution de la pente de la courbe 20 sur la courte durée (ici 5 minutes) matérialisée par la droite 24 par rapport à celle de la pente sur la moyenne durée (ici 15 minutes) matérialisée par la droite 25 et sur la longue durée (depuis le début de la dialyse) droite 26.
Les méthndes colorimétriques qui permettent de suivre le taux de globules rouges du sang sont bien connues. La méthode préférée ici est celle où source lumineuse et détecteur se trouvent d'un même coté de la cellule où circule le sang, elle permet une mesure de la lumière rétrodiffusée et est ainsi moins sensible aux artéfacts. Mais la méthode électrique . 7 2 0 ~

The function of the hematocrit considered according to the invention can be of different types. We now consider the relative change in volume plasma:
\ lPc- ~ Jp = _ a \, ~ P (~) \ / Po \ JP ~
In Figure 1, we see on the abscissa the time in minutes and ordinates, the value VR x 100 which is, as a percentage, the relative change in plasma volume from time to to the instant t. Curve 20 can be obtained from measurements made by the apparatus of the invention.
At a given time t, we consider three values of - ~ VP
~ Po the value at time t (point 21 of the curve), that at the time preceding it by 5 minutes (point 22) and that measured at the instant preceding it by 15 minutes (point 23). The principle of measurement of the invention consists in comparing the evolution of the slope of the short-term curve 20 (here 5 minutes) materialized by the line 24 with respect to that of the slope over the medium duration (here 15 minutes) materialized by the straight line 25 and over the long term (since the start of dialysis) right 26.
Colorimetric methods which allow follow the red blood cell count are well known. The preferred method here is where source light and detector are on the same side of the cell where the blood circulates, it allows a measurement backscattered light and is therefore less sensitive to artifacts. But the electric method .

8 2 0 ~

d'évaluation indirecte de l'hématocrite à partir d'une mesure de l'impédance sanguine est la plus pratiquée et la plus facile à mettre en oeuvre. C'est elle qui sera décrite en détail ci-dessous.
Sur la Figure 2, on voit un tube semi-rigide 1 en matière plastique avec une section de surface bien définie, par exemple 20 mm2. A deux emplacements distants d'un espace de - typiquement - 70 mm sont deux capsules 2, 3 fermées par un matériau élastomère en 4, 5 dans lequel sont plantées les électrodes 6, 7.
Ces électrodes sont par exemple deux aiguilles stériles introduites au travers des membranes 4, 5 qui se referment sur elles de manière parfaitement étanche. Ces membranes constituent les parois latérales du tuyau l dans lequel le sang 8 du malade circule. L'ensemble est stérile et de préférence jetable. Cette cellule de mesure 9 est placée de préférence à l'entrée du système d'hémodialyse. Ainsi la température de la cellule reste sensiblement constante, elle est à peine inférieure à la température du patient.
Sur la Figure 3 est représentée la même cellule 8 2 0 ~

indirect evaluation of the hematocrit from a blood impedance measurement is the most practiced and the easiest to implement. She is the one who will be described in detail below.
In Figure 2, we see a semi-rigid tube 1 made of plastic with a good surface section defined, for example 20 mm2. At two locations spaced by a space of - typically - 70 mm are two capsules 2, 3 closed with an elastomeric material in 4, 5 in which the electrodes 6, 7 are planted.
These electrodes are for example two needles sterile introduced through membranes 4, 5 which close on them perfectly waterproof. These membranes constitute the walls side of the pipe l in which the patient's blood 8 circulates. The set is sterile and preferably disposable. This measurement cell 9 is placed preferably entering the hemodialysis system. So the cell temperature remains appreciably constant, it is barely less than the patient temperature.
In Figure 3 is shown the same cell

9 alimentée par un générateur de courant constant 10.
Ce courant est sinusoïdal d'une fréquence de 5 kHz.
Grâce à l'impédancemètre 11, la mesure de la différence de potentiel entre les électrodes 6, 7 à un instant donné fournit une mesure de l'impédance Z du sang à cet instant.
Sur la Figure 3, on a représenté le schéma fonctionnel complet de la chaîne de mesures. On voit en 12 un circuit de protection destiné à éviter tout risque de liaison directe entre l'alimentation en courant alternatif du secteur et l'appareil spécialement ses électrodes en contact avec le sang du patient. En 13, figure l'alimentation basse tension à

.. .. , . _ . . . , , . . . . --, . . . -- = . .

9 ~ 3 ~

une frequence de 5 kHz et en 10 le générateur de courant constant qui alimente les électrodes tandis que l'impédancemètre 11 calcule l'impédance entre les électrodes 6, 7 à partir de la chute de la tension alternative mesurée entre elles, à sa sortie. On dispose d'un signal proportionnel à l'impédance instantanee Z. Le calculateur 14 effectue les relevés de ces mesures à une cadence de n par secondes, par exemple 5. Le calculateur 14 qui fait partie d'un microprocesseur effectue tout d'abord un lissage des mesures instantanées, il calcule la moyenne de Z sur p secondes, par exemple sur 5 secondes. Dans l'exemple, la mesure est donc moyennée sur 25 mesures élémentaires. On obtient ainsi une valeur Zm. C'est cette mesure qui va servir à suivre l'évolution de l'impédance dans le temps.
L'impédance Z du sang mesurée à 5 kHz (qui est l'équivalent de la résistance électrique mesurée en courant continu) est proportionnelle au taux de globules rouges dans le sang et donc à l'hématocrite (rapport du volume occupé par les slobules rouges au volume sanguin total).
L'appareil de l'invention est mis en marche cinq minutes environ après le debut de la séance d'hé~.odialyse. Il détermine une première valeur de ZO.
Celle-ci, grâce à un étalonnage préalable, permet un calcul de l'hématocrite correspondante. Une estimation du volume sanguin total du patient ef~ectuée par le praticien permet d'en déduire le volume plasmatique de depart VPO (le volume plasmatique + le volume des globules rouges = le volume sanguin total).
A partir de l'instan~ to du dé~ut de la mesure, l'impédance Z est mesurée en permanence et mise en mémoire. Les valeurs utiles au suivi de l'hémodialyse seront prises dans la mémoire selon les besoins.

.. . . . . . . . 9 powered by a constant current generator 10.
This current is sinusoidal with a frequency of 5 kHz.
Thanks to the impedance meter 11, the measurement of the potential difference between electrodes 6, 7 at one given instant provides a measure of the impedance Z of the blood right now.
In Figure 3, the diagram is shown complete functional of the measurement chain. We see at 12 a protection circuit intended to avoid any risk of direct link between food AC current and the device especially its electrodes in contact with the blood of the patient. In 13, the low voltage power supply is shown.

.. ..,. _. . . ,,. . . . -,. . . - =. .

9 ~ 3 ~

a frequency of 5 kHz and at 10 the generator constant current that powers the electrodes while that the impedance meter 11 calculates the impedance between the electrodes 6, 7 from the drop in voltage alternative measured between them, at its exit. We has a signal proportional to the impedance instantaneous Z. The computer 14 takes the readings of these measurements at a rate of n per seconds, per example 5. The computer 14 which is part of a microprocessor first smooths the instantaneous measurements, it calculates the average of Z over p seconds, for example over 5 seconds. In the example, the measurement is therefore averaged over 25 measurements elementary. This gives a value Zm. This is this measure which will be used to follow the evolution of impedance over time.
The blood impedance Z measured at 5 kHz (which is the equivalent of the electrical resistance measured in direct current) is proportional to the rate of red blood cells in the blood and therefore hematocrit (ratio of the volume occupied by the red slobules to total blood volume).
The apparatus of the invention is started about five minutes after the start of the session hey ~ .odialysis. It determines a first value of ZO.
This, thanks to a prior calibration, allows a calculation of the corresponding hematocrit. An estimation of the patient's total blood volume carried out by the practitioner allows to deduce the plasma volume of depart OPV (plasma volume + volume of red blood cells = total blood volume).
From the instan ~ to of the beginning of the measurement, impedance Z is continuously measured and set memory. Useful values for monitoring hemodialysis will be taken into memory as needed.

... . . . . . .

10 20~

Deux grandeurs sont utiles à ce suivi, d'une part la variation relative de l'hematocrite (qui est au signe près, sensiblement egale à la variation relative de volume plasmatique) et d'autre part, le niveau de cette hematocrite (ou de ce volume plasmatique) qui est proportionnelle à l'impedance.
Chacune de ces deux grandeurs sera analysee et permet d'evaluer independamment un indicateur du deroulement de 1'hemodialyse. La combinaison de ces deux indicateurs permet, elle, de determiner un niveau d'alerte.
La methode de l'invention est mise en oeuvre à
intervalles réguliers au cours des seances d'hemodialyse, par exemple toutes les cinq minutes. La figure l represente les grandeurs qui sont calculées à
chaque mise en oeuvre: ce sont d'une part, la pente sur la courte duree PCD representee par la droite 24 et la pente sur la moyenne durée PMD ~droite 25) et la pente sur la longue duree PLD, pour le premier indicateur du deroulement (l'indicateur de pente; IP).
D'un autre cote, pour calculer l'indicateur de seuil IS, on utilise la valeur de l'ordonnee du point 21 lui-meme.
L'indicateur de pente IP est la somme de trois grandeurs, l'une, Al qui depend de la pente sur la courte durée PCD, l'autre, A2, de la pente sur la moyenne duree PMD et la troisième, A3, qui est liee à
la très longue duree, PLD (droite 26 de la Figure l).
Ces trois pentes s'expriment en pourcentages de variation de volume plasmatique ramenes à une minute et affectés du signe moins.
Le terme A3 est toujours la même fonction de la pente sur la longue duree:

1 1 2 ~ 3 ~

PLD
A3 = (valeur absolue arrondie à l'entier voisin) Les deux autres termes Al et A2 sont composés de deux parties, l'une qui ne dépend que de la pente et l'autre qui résulte de la comparaison de celle-ci avec la pente sur la durée i~nédiatement supérieure.
L'expression de A2 est ainsi:
! PMD
A = -- i + constante 2 ; 15 ¦PMD ¦
¦ - ¦étant la valeur absolue arrondie au nombre entier volsin, cette constante est de +l si PMD < PLD - 1 et de - 1 si PMD > PLD + 4 De même, l'expression de Al est:
! PCD
Al I + constante 25 ~PCD l 20 j étant : .a valeur absolue arrondie a l'entier volsin;
la constante est égale à +2 si:
PCD < PMD - 4 et égale à -2 si:
PCD > PMD +4 On voit ainsi que l'indicateur de pente IP
s'exprime toujours par un nombre entier, positif ou négatif. Le microprocesseur de l'appareil a pour mission dç garder IP à l'intérieur de la fourchette -9, ~9 (les valeurs extérieures à ce domaine sont en effet toujours dues à des artéfacts, l'experience l'a prouvé).
L'indicateur de seuil IS quant à lui s'exprime par:

, .. . . . . . . .. .

12 ~ 0 ~ 3 a , VPo x 10~

Cette valeur est, elle aussi arrondie à l'entier voisin. Pour les mêmes raisons que precedemment, elle est limitee à la fourchette, 0 + 9.
Le niveau d'alarme (NA) est egal à l'addition des deux indicateurs precedents:
NA = IP + IS
-~ < NA ~ + 18 Les valeurs positives sont les seules qui soient alarmantes.
Selon les caracteristi~ues des malades (corpulence, etant general, etc) on fixe une limite à
NA qui est soit 4, soit 8, soit 12. L'appareil est construit de telle manière que si la limite fixee est dépassée, une alarme sonore se declenche.
Comme on l'a vu, IS à lui seul ne permet pas de prevenir les incidents dans le deroulement de la dialyse. En revanche, IP fournirait à lui seul des indications exploitables directement. Sa combinaison avec IS presente l'interêt de permettre une analyse encore pl~s fine et donc, une prévision encore meilleure.
Dans le cas où l'hematocrite est déterminée par mesure de l'impedance, l'inconvenient de la methode pourrait être que la variation d'impedance peut resulter soit de la variation de volémie, soit de celle de la concentration des électrolytes dans le plasma, en particulier du sodium, mais ces dernières variations sont lentes et interviennent peu dans la comparaison des pentes sur des durées brèves.
L'appareil de l'invention est representé Figure 6. Il s'agit d'un modèle avec indication des volumes plasmatiques VP. On voit en 30 le boîtier sur la face 13 20~

avant 31 duquel sont disposés les différents organes utiles à la mesure. Il s'agit du sélecteur de mode 32 à quatre positions, du sélecteur d'alarme 33 à trois positions, du poussoir 34 pour la sélection des pages d'écran, du poussoir 35 de départ de cycle de mesure ainsi que de l'interrupteur d'alarme 36.
En 37, on a représenté l'écran LCD. Cet écran permet l'affichage au choix (poussoir 34) de l'une des deux pages, la page 1 (38) ou la page 2 (39). Sur la 0 page 1, on voit s'afficher:
en 40, l'impédance initiale en Kiloohms (temps to) en 41, l'indicateur d'incident dans le fonctionnement, en 42, l'impédance au temps t, en 43, PCD au temps t, en 44 valeur de IP, l'indicateur de pente, en 46, valeur de IS, l'indicateur de seuil, en 46, valeur du volume plasmatique VP au temps t.
Si c'est la page 2 qui est sélectionnée, on y voit apparaître:
en 47,la pente sur la longue durée (PLD) depuis l'origine to~
en 48, PCD à t-10 minutes, en 49, PCD à t-5 minutes, en 50, PCD au temps t (comme en 43, page 1), en 51, volume plasmatique initial VPO (en ml) en 52, variation absolue de VP à t-10 mn, en 53, variation absolue de VP à t-5 mn, en 54, variation absolue de VP à t (comme en 45).
Toutes les indications de l'appareil de la figure 6 sont en volumes plasmatiques. Il s'agit d'une gran~eur ~acile à exploiter par le prati~ien. La .
. .

2 ~ 3 3 valeur du volume plasmatique se déduit comme on 1'a vu de la valeur mesurée de l'hematocrite, elle-même determinee à partir d'une mesure d'impedance ou d'une mesure colorimetrique ou de toute autre methode qui permette d'acceder au taux de globules rouges dans le sang du patient.
Une mesure s'effectue de la manière suivante:
. L'appareil est mis sous tension.
. Les electrodes sont connectees -immediatement la mesure de l'impedance effectuee toutes les cinq secondes s'affiche en 42.
. Avec le selecteur de mode 32, on choisit soit le mode manuel (mesure d'impedance seule) soit l'une des trois positions du mode automatique Al, A2 ou A3.
A1 correspond à un patient de faible corpulence (volume sanguin suppose 3500 ml) A2 corpulence moyenne (4000 ml) A3 corpulence forte (4500 ml) . Avec le sélecteur d'alarme 33, on sélectionne le niveau pour la somme (IS + IP) pour lequel l'alarme doit se déclencher. Dans le cas décrit precedemment trois niveaux etaient prevus: 4, 8 et 12 (sensibilite forte, moyenne et fai~le respectivement).
. Dès que les paramètres de la dialyse sont stabilisés, en général cinq minutes après le debut, on appuie sur le poussoir 35.
Si l'appareil est en mode automatique ~position Al, A2 ou A3 du bouton 32) le deroulement des mesures est le suivant:
- de 0 à 10 mn:
observation de la valeur de depart ponderée de l'impedance - à la lOe mn:
calcul et affichage de ZO
(40) et du volume plasmatique de depart (51) ., , , .. . ..... . . .. .. . _ . , . . . . _ 1S 2~8663~

- à la 15e mn:
calcul et affichage de la première variation du volume plasmatique (46 et 54) et pente sur la courte durée PCD (43 et 50) qui est exceptionnellement la meme que PLD (47).
- ensuite, toutes les 5 mn - calcul et affichage de toutes les valeurs, en particulier IP et IS et déclenchement de l'alarme si IP + IS 3 seuil d'alarme (tel que selectionné en 33) L'exemple suivant compare l'évolution de la mesure de l'hématocrite extra-corporelle ou celle de son corollaire inverse, la volémie, à l'évolution de la tension artérielle du patient, il montre que la méthode de l'invention permet de prévoir les troubles chez le patient au moins un quart d'heure avant qu'ils ne se produisent et donne ainsi au praticien la possibilité de les éviter.
Sur la Figure 5, on a illustré l'exemple. On voit sur l'axe des abscisses, le temps exprimé en heures. L'axe des ordonnées montre dans sa partie médiane 17, les valeurs des tensions artérielles exprimées en centimètres de mercure et, dans la partie supérieure 16, la variation relative du volume plasmatique ~ ~ VP exprimé en %.
VP
Il s'agit d'une grandeur proportionnelle à
1 impédance Zm au même instant, celle qui a permis d'établir les niveaux d'alerte inscrits en bas du diagramme, en 18. Ces niveaux d'alerte, égaux à IP+IS
étaient compris entre 0 et 12. Les seuils sont, comme on l'a vu, fixés respectivement à 4, 8 et 12.
Sur la figure, on peut suivre la correspondance entre l'hématocrite (en l'occurrence, le volume .
- -- . - - ---- .. . . . .

16 2n$~

plasmatique), le niveau d'alarme et la tension arterielle. On voit en particulier que, lorsque la pente de la courbe de l'hématocrite augmente, le niveau d'alarme s'accrolt et que, peu après, la tension du malade diminue. C'est ainsi qu'à 25 minutes, la pente s'accrolt fortement, que le niveau d'alarme depasse le seuil n 2 (valeur de 9). C'est un quart d'heure plus tard que la tension est tombee. De meme à 2h 3~, le niveau 10 a ete atteint et il a ete suivi d'une amelioration puis de nouveau, d'un niveau inquietant à 2h 45, suivi lui-meme 5 minutes plus tard d'une chute de tension.
Il est à remarquer que l'expérience a été faite sans l'intervention du praticien alors que, normalement, dès la première alarme, il aurait agi, soit en ralentissant l'ultrafiltration, soit par l'injection de solutés qui provcquent un effet d'expansion plasmatique (effet osmotique).
Sur la Figure 5, aucune mesure n'a eté prise malgre les premières alarmes dues à la pente seule.
C'est pourquoi, dans la suite, l'effet du niveau de l'hematocrite a eté determinant sur les alarmes ultérieures.
La méthode de suivi de l'hématocrite du sang du patient pendant l'hemodialyse qui vient d'etre decrite utilisait essentiellement la mesure de l'impedance. En effet, les mesures électriques sont faciles à mettre en oeuvre et à informatiser. Cependant, toute methode qui permet de suivre l'evolution d'une grandeur proportionnelle à l'hematocrite ou à la volemie convient pour mettre en l'oeuvre l'invention. Il en est ainsi des méthodes optiques comme la colorimetrie par exemple qui permet une evolution très precise de la concentration du sang en hematies et donc de l'hematocrite.

20~33 Par rapport aux techniques antérieures, l'invention offre l'avantage de permettre une détection de l'hypovolémie très tôt, bien avant que la manifestation physique, jusqu'à présen$ la plus facile à détecter, l'hypotension artérielle, se manifeste.
Dans le cas des patients au comportement atypique, elle permet dès la première dialyse consécutive à une dialyse où un incident s'est présenté, de prévenir avec une grande sécurité tout nouvel incident. La mise en oeuvre de la technique de l'invention est simple, pas traumatisante pour le patient puisque son dispositif s'intègre facilement au rein artificiel lui-même. Les résultats de la méthode de l'invention se sont avérés par ailleurs indépendants des variations de la natrémie (taux de sodium dans le sang). Le maniement de l'appareil est particulièrement simple et ne nécessite qu'un apprentissage réduit pour le praticien souhaitant le mettre en oeuvre. De plus, dans le cas des patients à risque ou pour procéder à
des recherches, il est toujours possible de suivre en temps réel le déroulement de la dialyse. De meme, il est possible d'enregistrer et de stocker les données par des moyens informatiques et de permettre ainsi aussi bien le suivi de l'évolution d'un malade, que des études à caractère scientifique - éventuellement statistiques - d'une plus grande ampleur. La méthode est simple sur le plan électrique - électronique, le prix de revient de chaque dispositif est donc limité
et il est possible d'équiper chaque centre d'hémodialyse du nombre d'appareils nécessaires.

... . . .. . . . . . .. 10 20 ~

Two quantities are useful for this monitoring, one share the relative variation of the hematocrit (which is except for the sign, substantially equal to the variation relative plasma volume) and secondly, the level of this hematocrit (or of this volume plasma) which is proportional to the impedance.
Each of these two quantities will be analyzed and allows to independently assess an indicator of the process hemodialysis. The combination of these two indicators allow it to determine a level alert.
The method of the invention is implemented at regular intervals during the sessions hemodialysis, for example every five minutes. The figure l represents the quantities which are calculated at each implementation: on the one hand, the slope on the short term PCD represented by the right 24 and the slope over the average duration PMD ~ right 25) and the long-term slope PLD, for the first progress indicator (slope indicator; IP).
On the other hand, to calculate the threshold indicator IS, we use the value of the ordinate of point 21 himself.
The IP slope indicator is the sum of three sizes, one, Al which depends on the slope on the short-term PCD, the other, A2, of the slope on the medium duration PMD and the third, A3, which is related to the very long term, PLD (right 26 of Figure l).
These three slopes are expressed as percentages of variation in plasma volume reduced to one minute and assigned the minus sign.
The term A3 is always the same function of the long term slope:

1 1 2 ~ 3 ~

PLD
A3 = (rounded absolute value to the whole neighbor) The other two terms Al and A2 are composed of two parts, one which only depends on the slope and the other which results from the comparison thereof with the slope over the duration i ~ immediately higher.
The expression of A2 is thus:
! PMD
A = - i + constant 2; 15 ¦PMD ¦
¦ - ¦ being the absolute value rounded to the whole number volsin, this constant is + l if PMD <PLD - 1 and from - 1 if PMD> PLD + 4 Likewise, the expression of Al is:
! PCD
Al I + constant 25 ~ PCD l 20 j being: .a absolute value rounded to the whole volin;
the constant is +2 if:
PCD <PMD - 4 and equal to -2 if:
PCD> PMD +4 We can see that the IP slope indicator is always expressed by an integer, positive or negative. The microprocessor of the device has for mission to keep IP within the range -9, ~ 9 (values outside this area are in still due to artefacts, experience has proven).
The IS threshold indicator is expressed by:

, ... . . . . . ...

12 ~ 0 ~ 3 a , VPo x 10 ~

This value is also rounded to the whole neighbour. For the same reasons as above, it is limited to the range, 0 + 9.
The alarm level (NA) is equal to the addition of the two previous indicators:
NA = IP + IS
- ~ <NA ~ + 18 Positive values are the only ones that are alarming.
According to the characteristics of the patients (corpulence, being general, etc) one fixes a limit to NA which is either 4, 8 or 12. The device is constructed in such a way that if the limit set is exceeded, an audible alarm is triggered.
As we have seen, IS alone does not allow prevent incidents in the course of the dialysis. On the other hand, IP alone would provide indications usable directly. His combination with IS presents the interest to allow an analysis still pl ~ s fine and therefore, a forecast still better.
In the event that the hematocrit is determined by impedance measurement, the disadvantage of the method could be that the variation in impedance can result either from the variation in volume, or from that of the concentration of electrolytes in the plasma, especially sodium, but these variations are slow and play little role in the comparison of slopes over short periods.
The apparatus of the invention is shown in Figure 6. This is a model with indication of volumes VP plasma. We see at 30 the case on the face 13 20 ~

before 31 of which are arranged the various organs useful for measurement. This is the mode selector 32 four positions, alarm selector 33 three positions, pusher 34 for page selection screen, of the measurement cycle start push-button 35 as well as the alarm switch 36.
In 37, the LCD screen is shown. This screen allows the display of your choice (push-button 34) of one of the two pages, page 1 (38) or page 2 (39). On page 0, we see:
in 40, the initial impedance in Kiloohms (time to) at 41, the incident indicator in the operation, at 42, the impedance at time t, in 43, PCD at time t, in 44 value of IP, the slope indicator, at 46, value of IS, the threshold indicator, at 46, value of the plasma volume VP at time t.
If page 2 is selected, there sees appear:
in 47, the long-term slope (PLD) since the origin to ~
in 48, PCD at t-10 minutes, in 49, PCD at t-5 minutes, in 50, PCD at time t (as in 43, page 1), at 51, initial plasma volume OPV (in ml) in 52, absolute variation of PV at t-10 min, in 53, absolute variation of VP at t-5 min, in 54, absolute variation from VP to t (as in 45).
All indications of the device of the Figure 6 are in plasma volumes. It's about a gran ~ eur ~ easy to exploit by the practitioner. The .
. .

2 ~ 3 3 value of the plasma volume is deduced as we have seen of the measured value of the hematocrit, itself determined from an impedance measurement or a colorimetric measurement or any other method which provides access to the red blood cell count in the patient's blood.
A measurement is carried out as follows:
. The device is turned on.
. The electrodes are connected -immediately the impedance measurement made every five seconds is displayed at 42.
. With the mode selector 32, you can choose either manual mode (impedance measurement only) is one of the three positions of the automatic mode Al, A2 or A3.
A1 corresponds to a patient of low build (blood volume assumes 3500 ml) A2 medium build (4000 ml) A3 strong build (4500 ml) . With the alarm selector 33, you select the level for the sum (IS + IP) for which the alarm must fire. In the case described above three levels were planned: 4, 8 and 12 (sensitivity strong, medium and weak respectively).
. As soon as the dialysis parameters are stabilized, usually five minutes after the start, press button 35.
If the device is in automatic mode ~ position Al, A2 or A3 of button 32) the measurement sequence is the next:
- from 0 to 10 min:
value observation of departure weighted with impedance - at lOe mn:
calculation and display of ZO
(40) and volume starting plasma (51) .,,, ... ...... . .. ... _. ,. . . . _ 1S 2 ~ 8663 ~

- at the 15th minute:
calculation and display of first variation of plasma volume (46 and 54) and slope on the short PCD duration (43 and 50) which is exceptionally the same as PLD (47).
- then, every 5 min - calculation and display of all values, in particular IP and IS and alarm triggered if IP + IS 3 alarm threshold (as selected in 33) The following example compares the evolution of the measurement of extracorporeal hematocrit or that of its inverse corollary, volemia, to the evolution of patient's blood pressure it shows that the method of the invention predicts disorders in the patient at least a quarter of an hour before they do occur and so gives the practitioner the possibility of avoiding them.
In Figure 5, the example is illustrated. We sees on the abscissa axis, the time expressed in hours. The ordinate axis shows in its part median 17, the blood pressure values expressed in centimeters of mercury and, in the section upper 16, the relative change in volume plasma ~ ~ VP expressed in%.
VP
It is a quantity proportional to 1 Zm impedance at the same time, which allowed set the alert levels listed at the bottom of the diagram, at 18. These alert levels, equal to IP + IS
were between 0 and 12. The thresholds are, as as we have seen, fixed at 4, 8 and 12 respectively.
In the figure, we can follow the correspondence between the hematocrit (in this case, the volume .
- -. - - ---- ... . . .

16 2n $ ~

), alarm level and voltage arterial. We see in particular that, when the slope of the hematocrit curve increases, the alarm level increases and that soon after patient's blood pressure decreases. That's how 25 minutes, the slope sharply increases, as the level alarm exceeds threshold n 2 (value of 9). It's a quarter of an hour later that the tension fell. Of even at 2h 3 ~, level 10 has been reached and it has been followed by an improvement then again, a level worrying at 2:45 am, followed himself 5 minutes later a voltage drop.
It should be noted that the experiment was made without the intervention of the practitioner while, normally, at the first alarm, it would have acted, either by slowing down the ultrafiltration, or by injecting fluids that cause an effect plasma expansion (osmotic effect).
In Figure 5, no action was taken despite the first alarms due to the slope alone.
This is why, in the following, the effect of the level of the hematocrit was determining on the alarms later.
The method of monitoring the hematocrit of blood from the patient during the hemodialysis which has just been described essentially used the impedance measurement. In indeed, electrical measurements are easy to put implemented and computerized. However, any method which allows you to follow the evolution of a quantity proportional to hematocrit or volemia suitable for implementing the invention. It so are optical methods like colorimetry for example which allows a very precise evolution of the concentration of red blood cells and therefore hematocrit.

20 ~ 33 Compared to previous techniques, the invention offers the advantage of allowing detection of hypovolemia very early, well before the physical manifestation, until easiest $
to detect, low blood pressure manifests.
In the case of patients with atypical behavior, it allows from the first dialysis consecutive to a dialysis where an incident occurred, to prevent with great security any new incident. Setting using the technique of the invention is simple, not traumatic for the patient since his device easily integrates into the artificial kidney himself. The results of the method of the invention have also been shown to be independent of variations in serum sodium (sodium level in the blood). The handling of the device is particularly simple and requires only reduced learning to the practitioner wishing to implement it. Furthermore, in the case of patients at risk or to proceed with research, it is always possible to follow in real-time progress of dialysis. Likewise, it is possible to record and store data by computer means and so allow both monitoring the progress of a patient, as scientific studies - possibly statistics - of greater magnitude. The method is simple electrically - electronically, the the cost price of each device is therefore limited and it is possible to equip each center hemodialysis of the number of devices required.

... . ... . . . . ..

Claims

1. Method for monitoring the progress of hemodialysis by extracorporeal measurement of hematocrit, characterized in that:
- we calculate at a given moment the variation short-term hematocrit function and over an average duration preceding this instant as well that since the start of the hemodialysis session, - we compare the values of these variations, - the result of this comparison is a first indicator of the progress of hemodialysis.

2. Method according to claim 1, characterized in that the function of the hematocrit is the relative change in plasma volume

3. Method according to one of claims 1 and 2, characterized in that, when the variation on the shorter duration is greater than the variation over the longer duration, the indicator increases the value that it indicates and that it decreases in the case opposite.

4. Method according to any one of claims 1 to 3, characterized in that the average duration is around triple the short duration and preferably about 15 minutes.

5. Method according to any one of claims 1 to 4, characterized in that the measurement the level of the hematocrit at the instant considered constitutes a second indicator of the progress of hemodialysis.

6. Method according to claim 5 and according to one of claims l to 3, characterized in that the combination of the first and second indicators of the hemodialysis is the level alarm.

7. Method according to any one of claims 1 to 6, characterized in that the measurement hematocrit results from impedance measurement blood.

8. Method according to claim 7, characterized in that the measured impedance is the result of average instantaneous measurements carried out preferably at a frequency of 5 kHz.

9. Device for monitoring the progress of hemodialysis by extra-corporeal measure of blood impedance with a measuring cell (9) intended to be placed in a circuit hemodialysis, a constant current generator (10), an impedance meter (11), said measuring cell (9) comprising a semi-rigid tube (1) provided with two openings closed with capsules (2, 3), two electrodes (6, 7) passing through said capsules and each connected to the current source (10) of a on the one hand, and on the impedance meter (11) on the other hand, characterized in that it includes a computer (13) receiving the signal supplied by the impedance meter (11) and ordering an indicator of the progress of hemodialysis according to the method of one any of claims 1 to 7.

10. Apparatus according to claim 9, characterized in that the current source (10) is powered from the mains by a circuit protection (12).

11. Apparatus according to any one of claims 9 and 10, characterized in that the measuring cell (9) is placed at the entrance of the hemodialysis device.

12. Apparatus according to any one of claims 9 to 11, characterized in that the current generator provides a current having a frequency approximately 5 kHz.