JP2002525175A - 血管の血流速度決定方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 患者の２つの部位の間で血液を流している、血管透析フィステルのような血管（２４）の性能を判定するためのシステムおよび方法が提供される。体外の透析用回路または血管内カテーテルのような導管が血管（２４）と流体連絡状態に設けられているとともに、血管（２４）から導管内へと血液を分流させるための分流点（３６）を有している。このシステムは、導管を通る分流された血液の流速を判定するための手段を更に有している。血管と導通状態にある第１のセンサーは、血管において分流点（３６）より下流側の血液流速の関数である少なくとも１つの信号を生成し、下流側の血液流速が判定された導管（１８）の血液流速に従属しており、血管の性能を信号に基づいて判定することが可能である。更に、血管における分流点より上流側の血液流速を信号および導管の血液流速から判定するためのプロセッサを第１のセンサー（４０）と導通状態に設けることができる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】 （技術分野） 本発明は血行力学の分野に関するものであり、特に、血液透析用アクセス部の
ような管内での血流量を測定するためのシステムおよび方法に関連する。

【０００２】 （背景技術） 血液透析とは、患者の腎臓の機能を代替する体外血液透析用回路に血液を通す
プロセスである。血液は患者の血管系から動脈ラインを経由して取出され、血液
透析用フィルタを通されてから、血管線を経由して患者に戻される。血液の採取
と還流を簡略化させるために、上腕または前腕のような身体の部位の動脈と静脈
との間に外科手術で設けられた動静脈シャント即ちアクセス部を多くの血液透析
患者が有している。このアクセス部は、動脈ラインと静脈ラインとを患者に接続
することができる恒久的な場所を提供している。血管アクセス部は生得の動静脈
フィステルから構成することが可能であり、これは患者の動脈を患者の静脈に直
接接続したものであり、或いは、通常はポリテトラフルオロエチレン（PTFE）で
ある合成材料から構成することができる。

【０００３】 恒久的な血管アクセス部は動脈ラインおよび静脈ラインのための便利な接続場
所を提供するが、かかるアクセス部の機能不全は慢性的血液透析を受けている患
者には頻繁に発生する。特に、アクセス部における予測不能な血栓症と狭窄症と
は血流の低下を引き起こし、これは血管形成術および他の外科手術手段により補
正を必要とする。治療しなければ、低い血流によってアクセス部に望ましからぬ
再循環を生じる可能性があり、この場合、静脈ラインからの新しく透析された血
液の幾らかの部分が上流側に流れて動脈ラインに至り、そこでその血液が再度濾
過される。研究によって示されたところでは、血液透析アクセス部の血流の低下
はアクセス部の血栓症および狭窄症の増大に関与しており、より深刻な合併症を
防止するには、低い血液流速のアクセス部を早期検出することが不可欠である（
メイほか著、腎臓内科（Kidney Int.） 52巻、1656頁から1662頁、１９９７年刊
を参照のこと）。

【０００４】 それ故に、十分なアクセス部血流の重要性が、血液透析を受けている患者の治
療の必要な構成要素としてアクセス部の監視を促す結果となった。監視技術は、
将来的な血栓症および狭窄症の前兆である低血流を検出するために開発されてき
た。

【０００５】 アクセス部血液流速を算定する先行技術の方法は、アクセス部を閉塞させ、ア
クセス部内に針を設置してアクセス部内の圧力を監視し、閉塞部付近で血液を汲
み出して、アクセス部内の血液流速と血圧との関係を判定することを含んでいる
。このアクセス部内部の圧力監視処理は閉塞部の上流側で実施されても良いし（
ランゲシャイトほか著、透析と移植（Dialysis and Transplantation）６月号、
54頁から55頁、１９７７年刊を参照のこと）、閉塞部の下流側で実施されても（
ブロスマンほか著、米国腎臓病学会機関紙７巻、966頁から969頁、１９９６年刊
を参照のこと）いずれでも良い。残念ながら、アクセス部の閉塞は血栓症に至る
可能性があり、アクセス部内部の針すなわち圧力センサーは侵襲的である。それ
ぞれ、透析血液の圧送を停止したまま（静的）、或いは、汲み出しを行いながら
（動的）アクセス部内の圧力を測定する静的血管圧監視と動的血管圧監視とが、
監視を目的としても利用されてきた（べサラブほか著、ASAIO機関紙１月−２月
号、35頁から37頁、１９９８年刊；シュヴァブほか著、腎臓内部36巻、707頁か
ら711頁、１９８９年刊を参照のこと）。しかし、これらの方法は、血液流速と
十分には相関関係が無いうえに、正確なアクセス部監視に必要な感度と無病正診
率を欠いている。

【０００６】 目下のところ、アクセス部血流の監視についての最も信頼できる方法は従来型
のドップラー超音波を利用するか（シュタウッヒほか著、米国腎臓病ジャーナル
（Ａm. J. Kidney Dis.）１９巻、554頁から557頁、１９９２年刊；キルシュバ
オムおよびコンプトン共著、米国腎臓病ジャーナル２５巻、22頁から25頁、１９
９５年刊；フィンドレ−ほか著、放射線撮影（Radiographics）１３巻、983頁か
ら999頁、１９９３年刊；サンズ著、ASAIO機関紙１月−２月号、41頁から43頁、
１９９８年刊；オーツほか著、超音波医療生物学（Ultrasound Med. Biol.）16
巻、571頁−579頁、１９９０年刊；サンズほか著、ASAIO機関紙38巻、M524頁か
らM527頁、１９９２年刊を参照のこと）、或いは、指示薬希釈技術（デプナー著
、ASAIO機関紙、38頁から39頁、１９９８年刊、クリヴィツキ著、腎臓内部48巻
、244頁から250頁、１９９５年刊；リンゼイほか著、ASAIO機関紙１月−２月号
、62頁から67頁、１９９８年刊を参照のこと）を利用している。

【０００７】 ドップラー超音波を利用して血管アクセス部を評価するには、同時送受信式超
音波検査法と称する、画像化能力とスペクトル流ドップラー能力の両方を具備し
た超音波ユニットを利用するのが典型的である。アクセス部血流は、アクセス部
の代表的領域から得られたスペクトルの時速積分を利用して算出される。アクセ
ス部の断面面積は画像化により測定され、この測定値から血流量が算出される。
しかし、ドップラー超音波技術はオペレータ誤差の諸々の原因を備えており、こ
れらは、速度プロファイルについての推定はもとより、断面面積の判定に関連し
ていることが最も多い。更に、従来型ドップラー超音波法は労働集約型であり、
かつ、費用がかかり、アクセス部血流の低下の開始を有効に監視するのに十分な
頻度で測定が行われないのが普通である。

【０００８】 アクセス部血流を測定するために、指示薬希釈法も利用されている。クリヴィ
ツキらに発行された米国特許第5,685,989号は、動脈ラインと静脈ラインとに超
音波センサーを使用する希釈技術を開示している。アクセス部血流の測定を目的
として、血液ラインを逆流させて、暫定的な再循環を設ける。次いで、量の分か
っている生理食塩水のような指示薬を静脈ラインに注入する。これはアクセス部
の血液の流れを希釈した結果、ドップラー速度変化を生じるが、この変動は動脈
ラインに取付けた超音波センサーによって測定される。この変動が血中の注入生
理食塩水の濃度に比例するので、アクセス部の血流を算出することが可能となる
。血流を判定するための他の指示薬希釈法の利用がへスターに発行された米国特
許第5,312,550号、バッファロー４世らに発行された米国特許第5,510,716号、ブ
ラッガーに発行された米国特許第5,644,240号に見られる。残念ながら、心臓血
管系を通る指示薬の指示薬混合および再循環に影響を及ぼす条件は、この方法を
利用した結果の精度に影響を及ぼし得る。更に、透析中に血液ラインの逆流が必
要なせいで、希釈技術は厄介であり、時間を要する。

【０００９】 それゆえ、本発明の主たる目的は、血管中の血液流速を判定するためのシステ
ムおよび方法を提供することである。

【００１０】 本発明の更なる目的は、血管断面面積の測定に依存せずに、血管中の血液流速
を正確に測定するシステムおよび方法を提供することである。

【００１１】 本発明の別な目的は、簡単、安全、かつ、効率的な態様で血液透析用アクセス
部における血液流速を判定するためのシステムおよび方法を提供することである
。

【００１２】 （発明の開示） 従って、患者肉体の２つの部位の間で血液を流す血管の性能を判定するシステ
ムが提供される。血管との流体連絡状態になる導管を設けるとともに、導管は、
血管から導管に血液を分流させるための分流点を有している。このシステムは、
導管を通る分流血液の流速を判定する手段を更に備えている。血管と連絡状態に
ある第１のセンサーが、血管中の分流点から下流側の血液流速の関数である少な
くとも１つの信号を生成し、この場合、下流側の血液流速は判定された導管の血
液流速で決まり、血管の性能はこの少なくとも１つの信号に基づいて判定するこ
とができる。更に、第１のセンサーと連絡状態にあって、上記少なくとも１つの
信号および上記判定された導管の血液流速から血管中の分流点より上流側の血液
流速を判定するためのプロセッサを設けることができる。

【００１３】 これと対応して、血管の性能を判定するための方法が提供される。この方法は
、分流点で血管から血液を分流させて導管内に分流した血液の流れを獲得するこ
とと、導管を通る分流した血液の流速を判定することとを含む。この方法は、血
管中で分流点より下流側の血液流速と相関関係にある少なくとも１つの信号を生
成することを更に含んでおり、この場合、下流側の流速は判定された導管の血液
流速で決まる。また更に、この方法は、上記少なくとも１つの信号に基づいて血
管の性能を判定することを含んでいる。更に、この方法は、上記少なくとも１つ
の信号と判定された導管の血液流速とを処理して、血管中で分流点より上流側の
流速を獲得することを含み得る。

【００１４】 本発明の一実施形態では、血管は血液透析用アクセス部であり、導管は体外透
析用回路を備えている。代替例として、導管は、血管内ポンプまたは血管外ポン
プのいずれかが設けられた血管内カテーテルを有していても良い。本発明の好ま
しい実施形態では、第１のセンサーは超音波センサーであり、超音波センーは非
集束性超音波ビームを血管に当て、信号は血流の時平均ドップラー速度を表示し
ている。更にまた、付加的なセンサーを採用して、導管の血液流速はもとより、
上流側の流速の測定を提供することもできる。

【００１５】 本発明の上記目的および上記以外の目的と、特徴と、利点とは、添付の図面や
ここに添付の明細書および特許請求の範囲を参照することにより、一層容易に理
解できる。

【００１６】 （発明を実施するための最良の形態） 本発明は、血液透析用アクセス部のような血管中の血液流速を判定するための
システムおよび方法を提供する。血管中の血液流速は、血管から体外透析用回路
のような回路に血液の一部を分流させ、質量保存の原理を適用することにより判
定される。血管中で導管より下流側の流速は、導管内で生成される少なくとも１
つの流速を求めるために観察される。次に、下流側血管流速と導管の血液流速と
の間の関係を利用して、血管中で導管より上流側の血液流速を算定することが可
能であり、この算定値は正味の血管の血液流速を表している。血管の位置と性質
とに依存して、心臓出力すなわち血液が四肢に搬送されている状態で、正味の血
管の血液流速は、かかる臨床的に重要な測度を血液透析用アクセス部の機能性と
して示すことができる。

【００１７】 本発明によれば、血液透析システムが提供され、図１に参照番号１０として示
されている。血液透析システム１０は、透析ポンプ１４およびフィルタ１６を含
む、従来型の透析器具１２を有している。透析器具１２は、一方端に動脈ライン
（管路）１８が設けられ、他方端に静脈ライン（管路）２０が設けられ、それら
のラインは各々が無菌管から構成されている。動脈ライン１８、透析器具１２、
および、静脈ライン２０は、参照番号２２で示される体外透析回路を形成してい
る。血液透析を実施するために、透析回路２２は患者の血管に接続され、これが
図１には動静脈シャントすなわちアクセス部２４として示されている。図２に最
も良く示されているように、アクセス部２４は第１端２６が患者の動脈２８に接
続されており、第２端３０が患者の静脈３２に接続されている。アクセス部２４
は、ポリテトラフルオロエチレン（PTFE）移植片のような人工皮下血管、或いは
、動脈２８と静脈３２の間に外科手術で設けられた生得的なフィステルであれば
よい。アクセス部２４における血流の正常な方向が矢印３４で示されている。

【００１８】 図１および図２をもう一度参照すると、透析中はアクセス部２４には２本の針
（ニードル）がその管腔に導入されており、動脈ニードル３６は動脈ライン１８
に接続され、静脈ニードル３８はアクセス部２４に血液を還流させる静脈ライン
２０に接続されている。血液は動脈ニードル３６を通って透析用回路２２内へと
分流されており、ポンプ１４により導管血液流速で推進されながら動脈ライン１
８を経由して静脈ライン２０へと流れ、静脈ニードル２８を通ってアクセス部２
４へ戻される。本発明によれば、第１のセンサー４０がアクセス部４０と連通状
態で設けられて、透析中に動脈ニードルから下流側の血液流速と相関関係にある
信号を生成する。第１のセンサー４０は動脈ニードル３６より下流側に配置され
、より詳細には、動脈ニードル３６と静脈ニードル３８の間に配置されるのが好
ましいが、第１のセンサー４０は下流側流速を検出するのに好適などのような場
所にでも配置できる。図１に示された血液透析システム１０を参照すると、第１
センサー４０はアクセス部２４の上に在る患者の前腕の皮膚に固定されるのが典
型的である。

【００１９】 場合によっては、ニードル３６および３８は、第１のセンサーをそれらの間に
容易に設置できるようにする方法で十分な距離で互いに隔離して配置および配向
される。それ以外の場合には、第１のセンサー４０を設置するべき動脈ニードル
３６と静脈ニードル３８の間にはほとんど距離がない。動脈ニードル３６または
静脈ニードル３８のいずれかの付近の流れは乱流となるのが普通であるので、第
１のセンサー４０はニードル３６またはニードル３８のいずれかから十分な距離
、すなわち、約１ｃｍの距離に設置されて、乱流を回避して、より正確な信号を
獲得するのが好ましい。ニードル３６および３８はアクセス部の流れの方向に配
向されることが多いので、センサー４０を静脈ニードル３８に近接して設置する
ことでこの目標を達成するのが典型的である。この配向を利用すると、流れは第
１のセンサー４０から離れる方向に移動しつつ、乱流の領域からの信号検出を最
小限に抑えることを可能にする。第１のセンサーが小さくなるように、また、低
プロファイルを有するように構成した場合には、静脈ライン２０の近くまたはそ
の下に第１のセンサー４０をこのように設置することが容易になる。更に、第１
のセンサー４０が動脈ニードル３６または静脈ニードル３８のいずれかの付近に
配置された場合には、第１のセンサーは、ニードル３６および３８が上流側に配
向されているか、下流側に配向されているかとは無関係に、ニードル３６および
３８の先端から離れる方向に向けられるのが好ましい。

【００２０】 好ましい実施形態では、第１のセンサー４０は超音波センサーを備えており、
第１のセンサー４０により生成された信号は、アクセス部２４における血流に関
連するドップラー超音波信号を備えている。ドップラー超音波信号特性は、最大
信号、最小信号、信号振幅、時平均信号を含んでおり、それらは各々が血液流速
と関連しており、血液流速に従って変動する。これらの特性のうちでも、血液流
速と最も正確な相関関係にあるのが時平均信号であると考えられており、特に、
時平均速度と考えられており、これは、本発明の方法を実施する際に利用される
のが好ましい、ドップラー超音波信号の特性である。しかしながら、本発明は、
以下に説明されるように、体積流量と予測可能に関連している変数の測定を利用
し得るものと理解される

【００２１】 図１に示されるように、第１のセンサー４０は信号モニターに接続され、好ま
しくは、ドップラー速度モニター４２に接続されている。例えば、好適なドップ
ラー速度モニターは、パークスメディカルエレクトロニクスインコーポレーティ
ッド社（オレゴン州アローハ）が製造するモデル1052‐C血管ミニラボである。
動作にあたっては、第１のセンサー４０はアクセス部２４を通過する血液を通し
て超音波ビームを送信し、そこを通る血液の時平均ドップラー速度に比例する出
力信号を生成する。好ましい実施形態では、アクセス部２４に可能な限り高周波
を当てるために、非集束性ビームが利用される。非集束性ビームの使用は、アク
セス部２４内の信号サンプリングを増大させることにより、測定の精度を潜在的
に増大させることが可能である。

【００２２】 本発明は上述の超音波計測器に関連して記載されているが、本発明の方法は、
磁気共鳴画像化（MRI）システム、電磁血流メーター、アクセス部内圧力センサ
ー、または、流れ測定に関連する上記以外の装置のような他の装置を利用して、
全く同様に実施することができる。

【００２３】 アクセス部２４は、体血圧、接近前外形、接近後外形、流体粘性などの無数の
要因で決まる。ここで図３の概略図を参照すると、正味のアクセス部血液流速は
、動脈ニードル３６より上流であれ、静脈ニードル３８より下流であれ、いずれ
であれ、Ｑ_Aと標識を付すことができる。動脈ニードル３６と静脈ニードル３８
の間のアクセス部の流れは、ポンプ１４によって制御された導管の血液流速Ｑ_B
で透析用回路２２を通して搬送される血液の関数として、透析中は減少する。シ
ステムを通る正味の流れが透析中は変動しないと仮定すると、ニードル３６とニ
ードル３８の間のアクセス部２４における透析中の流速は、Ｑ_Dと示されて、下
記の関係に従う。 Ｑ_D＋Ｑ_B＝Ｑ_A （１） Ｑ_D＝Ｑ_A−Ｑ_B （２）

【００２４】 或る先行技術の方法では、Ｑ_Aは、アクセス部２４の血流の速度を測定し、こ
の速度をアクセス部２４の断面面積の測定値で乗算することにより決定される。
正確なアクセス部の断面面積とその面積を通る正確な速度分布とを査定すること
に関与する多くの要因のせいで、本発明の方法は等式（１）の関係を利用して、
以下のように血流Ｑ_Aを独立して得ている。

【００２５】 第１のセンサー４０は図３に例示されているように動脈ニードル３６と静脈ニ
ードル３８の間に配置されており、第１のセンサー４０により生成された超音波
信号はSと示されている。Sは透析ポンプ１４の速度を変化させることにより、Ｑ _B の少なくとも２つの異なる値について測定される。Ｑ_Bは、通常は、ポンプ１４
上のインジケータを読むだけで判定される。本件の事例では時平均ドップラー速
度である信号Sとポンプ流速Ｑ_Bとの間の関係の一例が図４のグラフに示されてい
る。これらのデータから、モデル化関数が信号Sについて構築され、ここではS＝
ｆ（Ｑ_B）である。このモデル化関数は、一次関数、多項式関数、指数関数のよ
うな１対１対応の関数の様式を採ることができる。図４に示されたように、時平
均ドップラー速度信号は流速Ｑ_Bに対して厳格な直線関係を有しており、線形回
帰関数を算出できるようにしている。

【００２６】 Ｑ_Aが一定であると仮定すると、Ｑ_DはＱ_Bが増大するにつれて減少し、図４に
示されるように、信号S＝ｆ（Ｑ_B)が減少する。Ｑ_Dがゼロに近づくにつれて、S
はゼロに近づくか、または、ゼロの血流Ｑ_Dに対応するSについての分かっている
値に近づく。信号Sについてのこの値はS₀と指定される。S₀についての値は、Ｑ_D =0であるので、等式（１）および等式（２）により示されるように、Ｑ_B=Ｑ_Aに
ついての値に対応している。従って、値Ｑ_AにおけるＱ_Bは図で解くことができる
か（ｘ切片）、或いは、Sについてのモデル化関数の逆数、すなわち、Ｑ_B＝ｆ^-1 （S)を判定することにより解くことができる。次に、S＝S₀を設定すると、Ｑ_Bが
Ｑ_Aに等しくなるようにする値、すなわち、Ｑ_A＝ｆ^-1（S₀)を満たすようになる
値を生じる。それ故に、信号Sと透析回路２２を通る血液流速Ｑ_Bについて分かっ
ていることから得られるモデル化関数は、アクセス部２４における流速Ｑ_Aの判
定を可能にする。この方法は、Ｑ_AがＱ_Bより小さいか、Ｑ_Bより大きいか、或る
いは、Ｑ_Bに等しいかとは無関係に、Ｑ_Aを判定するために使用することができる
ものと理解される。

【００２７】 本発明の方法を採用すると、透析用回路２２を通る流速Ｑ_Bを増大させること
ができる場合には、信号Sの測定の精度が改善され、よって、Ｑ_Aの測定が改善さ
れる。透析用ポンプ１４についての典型的な流速はわずか０ ｍｌ/分から４００
ｍｌ/分の範囲にわたっているにすぎず、これは通常は、透析中の流速Ｑ_Aより
も低い。しかしながら、Ｑ_Bを一時的に増大させることができるのであれば、結
果として生じる獲得されたSの測定値は大いに変動し、それにより、Ｑ_Aを判定す
る際のモデル化関数の精度を向上させている。

【００２８】 Ｑ_Bを一時的に増大させるために、付加的な血脈ライン６２を採用して、透析
回路２２を動脈ライン１８から静脈ライン２０まで結ぶことにより、図１０に示
されたような別個の流路を設けている。この構成を利用した場合、通常の透析回
路２２を通る流速はＱ_B1と指定されるが、Ｑ_B2は付加的血流線６２における流速
を表している。付加的血脈線６２を通常の透析回路２２よりも低い抵抗にするこ
とにより、流速Ｑ_B2は受動的に制御することができる。次に、流速Ｑ_B2を調節す
るために、止め栓（図示せず）のような調節器を利用して、付加的血脈ライン６
２における抵抗を変動させる。代替例として、付加的血脈ライン６２でポンプ６
４を使用して、そこを通る血液を分流させることにより、流速Ｑ_B2を能動的に制
御することができる。いずれの場合でも、流速モニター（図示せず）を使用して
Ｑ_B2を正確に測定するのが好ましい。次いで、Ｑ_B1はゼロに等しくなるように設
定されるのが好ましく、代替例としては他の分かっている流速に設定されて、S
が測定されるとともに、Ｑ_Aを判定するために利用される。

【００２９】 本発明の代替の実施形態では、信号Sの多数の異なる測定が多数の異なる血液
流速Ｑ_Bについて実施される。反復測定は、線形回帰を利用して相関関係係数を
計算して、信号Sについて収集された測定をモデル化関数がどの程度正確に表す
かを反映させることにより、判定されるべきモデル化関数の信頼性を斟酌してい
る。

【００３０】 Ｑ_Aを判定するために信号Sの２回以上の測定を利用するものとして本発明の方
法を説明したが、Ｑ_Aが透析回路２２を通る最大血液流速Ｑ_Bよりも小さい時には
、Ｑ_Aを判定するのには、信号Sを１度しか測定する必要はない。Sのこの測定値
は回路流速Ｑ_Bに対応し、この場合、下流側の流速Ｑ_Dはゼロであり、Ｑ_B＝Ｑ_Aを
満たす結果となる。それゆえに、わずか１回の測定だけでＱ_A＝Ｑ_Bとなるような
Ｑ_Aの値を判定するために、下流側信号Sがゼロとなる値までポンプ１４の速度を
増大させることができる。Sが厳密にゼロではなく、ゼロに近くなるか、或いは
、他の信号と比較して小さくなった場合でも、上記方法を利用すれば、Ｑ_AをＱ_B に近似させることができる。

【００３１】 特に注目に値するのは、本発明のシステムおよび方法が、流速Ｑ_Aを判定する
のにアクセス部２４の断面面積の大きさを必要としないという利点である。事実
、信号Sは任意の単位で測定されるので、アクセス部の流速Ｑ_Aを正確に計算する
のにアクセス部２４内部の流れの速度の絶対的な大きさは必要ではない。先に述
べたように、信号Sについての唯一の要件は、信号SがＱ_Bと１対１の関係を有し
ていること、すなわち、時平均ドップラー速度により満たされる要件を有してい
ることである。

【００３２】 本発明のシステムおよび方法により判定されたアクセス部流れ測定に加えて、
ポンプ１４の速度が変動すると、心臓周期の期間中にアクセス部２４を通るドッ
プラー流れパターンの周期特性を観察することが可能となる。アクセス部の体積
速度が低い患者では、ポンプ１４の速度が上昇すると、心収縮期には順方向への
流れが維持されていても、心弛緩期間中にドップラー速度が低いか、ゼロか、逆
転した周期が頻繁に発生する。心臓周期の期間中のこの周期的順方向の流れと逆
方向の流れは、透析回路２２を通して分流される流れを一時的に超過する、心収
縮期間中のアクセス部２４への増大した流れと、その後に周期的に継続される、
心拡張期間中のみのアクセス部における逆流を生じる導管の血液流速により超過
された心拡張期間中のアクセス部２４における比較的低い流れとの結果として生
じる。本発明のシステムおよび方法を利用すると、アクセス部２４を通る正味の
流れは後述のようにまだ順方向ではあるが、アクセス部における低い心収縮流、
ゼロの心収縮流、または逆方向心収縮流が検出される可能性がある。

【００３３】 アクセス部２４を通る血液流速Ｑ_Aは心臓周期の心収縮期と心拡張期とともに
変動するので、信号Sの成分は、臨床的興味の対象となる他の値を計算するため
の情報を与え得る。例えば、アクセス部２４における瞬間的体積流速Ｑ_Aは、心
拡張期より心収縮期の期間中のほうが高い。それゆえに、これと対応する信号S
は同一の関係を有しているが、これは、先に説明されたように信号Sが体積流速
と関連しているからである。例えば、S_minが心拡張期間中の最小流速Ｑ_Aminに対
応する信号Sの成分を表しているとする。S_minはＱ_Bの異なる値においてS_minが測
定され得るとともに、Ｑ_Aminを計算するようにモデル化関数を判定することが可
能となる。Ｑ_AminがＱ_Bよりも小さくなってS_min＝０を満たす場合には、アクセ
ス部２４における心拡張期流速Ｑ_Aminは１回だけの測定を利用して判定すること
ができる。上述のように、所与の血液流速Ｑ_Bにおいて心拡張期の信号Ｓ_minがゼ
ロに近い場合には、Ｑ_Aminを１回の測定値に近似させることが可能である。同様
の態様で、心臓Ｓの成分（単数または複数）を選択するとともに、特定の体積流
速を判定するためのモデル化関数を計算することにより、心収縮期の流速、心収
縮期流速と心拡張期流速との間の差、または、前記以外の獲得されたパラメータ
を判定することができる。このように、心臓周期全体を通しての瞬間的体積流速
を判定することが可能となる。

【００３４】 事実、アクセス部流速Ｑ_Aについての判定は、よって、アクセス部２４におけ
る性能は、Ｑ_Aを実際に計算しなくても、所与の流速Ｑ_Bにおける下流側の流速Ｑ _D を観察するだけで行える。例えば、アクセス部２４における流速Ｑ_Aが流速Ｑ_B
と概ね等しいが、それでもまだＱ_Bよりも大きい場合には、Ｓ_minはゼロに近くな
る。それゆえに、アクセス部２４における心拡張期流速Ｑ_Aminは、Ｑ_Aを全く計
算しなくとも、１回の測定値Ｑ_Bにおける信号Ｓ_minの単純な検査によって、Ｑ_B
にほぼ等しくなることが分かっている。更に、信号Ｓは心臓周期の全期間を通し
て周期的態様で変動するので、Ｑ_Aについての情報は、経時的に信号Ｓを観察す
ることにより確認することができる。心収縮期間中など、時々、Ｓがゼロを越え
た場合には、また、心拡張期間中など、時々、Ｓがゼロより低い場合には、この
信号の観察により、心収縮期間中はアクセス部の流速Ｑ_AがＱ_Bよりも高く、心拡
張期間中はＱ_AがＱ_Bよりも低いことが分かっている。Ｓが常時、ゼロよりも低い
ままである場合には、アクセス部の流速Ｑ_Aは心臓周期全体を通してＱ_Bよりも低
いものと結論づけることができる。

【００３５】 同様に、アクセス部の流速Ｑ_Aの判定とアクセス部２４の性能は、信号を厳密
に測定しなくても、Ｑ_Bが変動した時に信号Ｓを観察することにより行うことが
可能である。例えば、Ｑ_Dの変化の程度を観察するのに十分に大きい範囲にわた
ってＱ_Bが変動する時に、実時間でＳを観察することができる。例えば、アクセ
ス部２４における流速Ｑ_Aが約７００ ｍｌ/分の典型的な「低い」アクセス部流
速であり、かつ、Ｓを経時的に観察した時に、Ｑ_Bが４００ ｍｌ/分から１００
ｍｌ/分まで変動してから４００ ｍｌ/分まで戻ったと想定する。Ｑ_D＝Ｑ_A−Ｑ_B を満たすので、Ｑ_Bが変動すると、Ｑ_Dは３００ ｍｌ/分から６００ ｍｌ/分まで
変動してから、３００ ｍｌ/分まで戻り、Ｓの１００％の変化が観察される。こ
れと対比すると、Ｑ_Aが約２０００ ｍｌ/分の典型的な「高い」アクセス部流速
である場合には、Ｑ_Bが上記と同一流速の間で変化すると、Ｑ_Dは１６００ ｍｌ/
分から１９００ ｍｌ/分まで変動し、信号振幅に１９％の変化を生じる結果とな
る。従って、経時的にＳの変化を検査するだけで、その値を特に計算しなくても
、Ｑ_Aについて「低い」流速と「高い」流速とを識別することが可能となる。

【００３６】 透析ポンプ１４の異なる速度ごとについて流速Ｑ_Bに伴ってアクセス部の血液
流速Ｑ_Aが変動する時には、特殊な事例が存在する。血液が透析回路２２を通し
て迂回させられると、アクセス部２４内部の圧力が下落し、よって、アクセス部
の血液流速Ｑ_Bが上昇するにつれて、Ｑ_Aが上昇する。時平均ドップラー速度に関
連する事例と同様に、信号Ｓが体積流速に伴って実質的に線形に変動すると仮定
すると、Ｑ_AのＱ_Bへのどのような従属でも補正する下記のシステムおよび方法を
、本発明が提供する。上述のように、動脈ニードル３６と静脈ニードル３８の間
の血流がＱ_D＝Ｑ_A−Ｑ_Bと定義される。Ｑ_AはＱ_Bが変化するごとに変動すると仮
定されているので、Ｑ_A（Ｑ_B）は各導管の血液流速Ｑ_Bについての関数Ｑ_Aを示し
ている。

【００３７】 ここで図５および図６を参照すると、流速Ｑ_Dに対応して、動脈ニードル３６
と静脈ニードル３８の間に配置された第１のセンサー４０により供与された信号
であると、Ｓ_Dが定義されている。本発明のこの実施形態では、第２のセンサー
４４は、動脈ニードル３６の上流側に配置されているのが好ましいが、アクセス
部の流速Ｑ_Aに対応して信号Ｓ_Aを供与する。これらの信号は、各ポンプ流速Ｑ_B
についてＳ_D（Ｑ_B）とＳ_A（Ｑ_B）を与えると、Ｑ_Bに伴って変動すると推定され
る。

【００３８】 このＱ_Bへの従属を与えると、Ｑ_B＝０を満たす時には、Ｓ_DおよびＳ_Aは同一血
液流速に対応する。それ故に、Ｓ_Aは定数で乗算して、Ｑ_B＝０の場合にはＳ_Dに
等しくなるＳ_A’を生じるか、或いは、 Ｓ_A’（０）＝Ｃ^*Ｓ_A（０）＝Ｓ_D（０） （３） を生じることができるが、この場合、Ｃ＝Ｓ_D（０）/Ｓ_A（０）である。従って
、Ｓ_A’は上昇する流速Ｑ_Bに伴うＱ_Aの上昇に対応することになる。等式（２）
を参照すると、Ｑ_DはＱ_Bの上昇に伴って、量Ｑ_Bから流入Ｑ_A（Ｑ_B）−Ｑ_A（０）
の増大分を減じた分だけ下落する。信号Ｓ_A’（Ｑ_B）−Ｓ_A’（０）の対応する
変動分をＳ_Dから減算すると、Ｑ_Aについての解を求めることができる補正が行わ
れる。

【００３９】 透析期間中に補正されたＱ_Aを判定する必要がある場合には、Ｑ_Bの値が０ ｍ
ｌ/分よりも大きい時は、上記方法の修正バージョンを採用することができる。
この方法を利用すると、Ｑ_Bが第１の値、すなわち、Ｑ_B1（例えば、０ ｍｌ/分
）から第２の値、すなわち、Ｑ_B2（例えば、４００ ｍｌ/分）まで変動した時に
、Ｑ_Aのわずかな変化を判定することができる。まず、体積流速Ｑ_Aは Ｑ_A＝ｖ^*Ａ （４） に等しく、ここではｖはアクセス部２４における平均速度であり、Ａはアクセス
部２４の断面面積である。等式（４）は Ｑ_A＝Ｓ_A ^*Ｃ^*Ａ （５） に等しく、この場合、Ｓ_Aはアクセス部の流速Ｑ_Aに対応する信号であり、Ｃはセ
ンサー配向のような要因について調節された定数である。次に、血液流速Ｑ_Bの
関数としてのわずかなＱ_Aの変動は、Ｑ_BがＱ_B1からＱ_B2に変化すると次のように
なる。 Ｑ_A(Ｑ_B2)／Ｑ_A(Ｑ_B1)＝Ｓ_A(Ｑ_B2)^*Ｃ^*Ａ／Ｓ_A(Ｑ_B1)^*Ｃ^*Ａ （６） 又は Ｑ_A2／Ｑ_A1＝Ｓ_A2 ^*Ｃ^*Ａ／Ｓ_A1 ^*Ｃ^*Ａ （７） Ｑ_BがＱ_B1からＱ_B2に変化すると、ＣおよびＡは変化しないので、等式（７）は
以下のようになる。 Ｑ_A2／Ｑ_A1＝Ｓ_A2／Ｓ_A1 （８） Ｑ_B1およびＱ_B2についての具体的な値を組み入れて、編成し直すと、等式（８）
は以下のようになる。 Ｑ_A（４００）＝Ｓ_A（４００）／Ｓ_A（０）^*Ｑ_A（０） （９） それゆえに、Ｑ_A（０）が判定される場合、血液流速をわずかな変化率で乗算し
て、透析期間中のＱ_Bの或る値（例えば、４００ ｍｌ/分）における血液流速を
判定することができる。この方法を実行する際には、第１のセンサー４０が必要
ではないことに留意するべきである。

【００４０】 本発明の代替の実施形態では、体外の透析回路２２は血管２４における血液流
速を測定するためのシステムの所要の構成要素ではない。図７から図９に示され
た実施形態では、血管外ポンプまたは血管内ポンプのいずれかが設けられた血管
内カテーテル４６が血管２４に設置される。血管２４を通る血流は、先に記載し
たのと同一等式および同一関係を利用して、カテーテル４６を用いて測定するこ
とができる。例えば、カテーテル４６を肺動脈に設置して心臓出力を測定するこ
とが可能であり、或いは、上大動脈または下大動脈に設置して静脈還流を測定す
ることが可能である。代替例として、カテーテル４６を左心室または右心室の支
援装置と結合させて、その機能を監視することができる。

【００４１】 図７に示された実施形態では、カテーテル４６は、血液を血管２４からカテー
テル４６内へ分流させることができる入り口４８を備えた従来型の２重管腔カテ
ーテルとして描画されている。血液は、透析用ポンプ１４に類似した血管外ポン
プ（図示せず）により生成された流速Ｑ_Bでカテーテル４６を通って移動し、出
口５０を通って血管２４に帰還させられる。しかし、出口５０を解して血液が血
管２４に還流することは本発明の方法を実施するためには必要ではない。第１の
センサー４０は入り口ポート４８から下流側でカテーテル４６の外側表面５２に
、より詳しくは、入り口４８と出口５０の間に装着されて、流速Ｑ_Dが異なる流
速Ｑ_Bに伴って変動すると、Ｑ_Dに対応する信号Ｓ_Dを生成する。任意で、第２の
センサー４４を入り口ポート４８より上流側で外側カテーテル表面５２に装着し
て、Ｑ_Aの測定とＱ_AのＱ_Bへの従属を供与することができる。勿論、センサー４
０およびセンサー４４は、流速Ｑ_DおよびＱ_Aをそれぞれに検出するのに好適なら
ば、どのような場所に配置されてもかまわない。

【００４２】 図８に描かれた実施形態では、カテーテル４６は、血管内ポンプ５４を組み入
れてＱ_Bを生成する１重管腔カテーテルとして示されている。ポンプ５４はスク
リュー型、蠕動型、閉塞型、または、上記以外のどのようなタイプのものであっ
てもよい。ポンプ５４は、カテーテル４６を通って延在するとともに、外部モー
タ（図示せず）に接続された駆動線５６により駆動される。第１のセンサー４０
と第２のセンサー４４に加えて、第３のセンサー５８をカテーテル４６の内側表
面６０に任意で装着して、Ｑ_Bの独立した測定を供与することが可能である。図
９に示された代替の実施形態では、カテーテル４６は、血管外には延在しない円
筒状ハウジングとして構成されて、任意の第２のセンサー４４が駆動線５６に装
着されている。

【００４３】 透析用ポンプ速度インジケータは透析用回路の流速Ｑ_Bから変動し得るので、
第３のセンサー５８を体外透析用回路２２と関連づけて使用して、透析用ポンプ
１４からの読み取りに依存する代わりに、直接的に流速Ｑ_Bを測定することがで
きる。ここで図１１を参照すると、第３のセンサー５８は動脈ライン１８または
静脈ライン２０に沿っていれば何処にでも配置することが可能であり、或いは、
動脈ニードル３６または静脈ニードルに沿っていれば何処にでも配置することが
可能である。上記等式（４）を参照すると、Ｑ_B＝ｖ^*Ａが満たされるが、ｖは速
度であり、Ａは断面面積である。Ａが動脈ライン１８および静脈ライン２０と動
脈ニードル３６および静脈ニードル３８との各々について分かっており、また、
第３のセンサー５８により検出された信号が速度を表しているので、回路２２の
いずれの部分についてのＱ_Bでも容易に計算することができる。図示のように、
第３のセンサー５８は第１のセンサー４０と同一ハウジングに極めて近接して設
置することも可能であり、また、そのハウジング内部に設置することも可能であ
る。後者の構成を利用すると、超音波ビームを互いに反対の方向に伝達すること
により、回路２２とアクセス部２４の両方から信号を獲得することができるよう
に、結合型のハウジング６６は動脈ニードル３６と静脈ニードル３８の間に位置
決めされる必要がある。

【００４４】 先に提示された方法の延長として、１個のセンサーを用いてＱ_BおよびＱ_Dを同
時に測定することが可能となり得る。このセンサーは静脈ニードル３８上の適所
に配置されて、一方の超音波ビームで静脈ニードル３８とアクセス部２４の両方
に同時に高周波を当てるようにするのが好ましい。ニードル３８の断面面積が小
さいので、ニードル３８の流速は高くなる。これと対比すると、アクセス部２４
の速度はその比較的大きい断面面積のせいでより低くなり、心収縮期と心拡張期
に伴って周期的態様で変動もする。適切なアルゴリズムを利用すると、センサー
からの結合信号をこれらの２つの別個の速度信号に分解することが可能である。
２つの速度についての値が得られれば、Ｑ_Bはニードル３８の分かっている断面
面積で乗算することにより算出することが可能であり、また、Ｑ_Dは本文に記載
した方法により算出することができる。

【００４５】 勿論、本文中に図示および記載された本発明の形式は本発明の好ましい実施形
態を構成しているが、本発明の可能な形式を全て例示する意図はないものと理解
される。例えば、本発明のシステムおよび方法は、血液以外の体液を使用しても
実施することが可能である。更に、本発明は、血管内の血液流速の測定を補助す
る目的で利用することができる。使用した用語は限定的な用語ではなくてむしろ
説明の用語であり、また、開示された本発明の思想および範囲から逸脱せずに、
多様な変更を行うことが可能であるものと理解される。

【図面の簡単な説明】

【図１】 本発明に従った血液透析システムを例示する図である。

【図２】 図１のシステム内の血液透析用アクセス部への接続部の拡大図である。

【図３】 図１の血液透析システムを表示する概略図である。

【図４】 ドップラー速度と透析ポンプ流速との間の線形関係を描いたグラフである。

【図５】 図１のシステム内の血液透析用アクセス部の代替の監視構成を描いた図である
。

【図６】 図５のように構成された血液透析システムを表示する概略図である。

【図７】 本発明の血液流速測定システムの血管内カテーテルの実施形態を示す図である
。

【図８】 血管内ポンプを利用した図７の血液流速測定システムの実施形態を示す図であ
る。

【図９】 図８の血液流速測定システムの代替の構成を示す図である。

【図１０】 付加的な血液線を組み入れた本発明の血液流速測定システムの実施形態を示す
図である。

【図１１】 図１のシステム内の血液透析用アクセス部の別な代替の監視構成を描いた図で
ある。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＡＵ，ＣＡ，Ｄ Ｅ，ＧＢ，ＪＰ (72)発明者 ルービン ジョナサン エム アメリカ合衆国 ミシガン州 48103 ア ン アーバー ウェスト ヒューロン リ ヴァー ドライヴ 3650 (72)発明者 メッサーナ ジョセフ エム アメリカ合衆国 ミシガン州 48105 ア ン アーバー タングルウッド コート 3694 Ｆターム(参考） 4C017 AA06 AA11 AC23 4C077 AA05 BB01 DD01 DD19 DD20 EE01 HH03 HH15 HH21 KK06 KK25 4C301 DD02 EE20 FF09

Claims (35)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 患者の２つの部位の間で血液を流絡している血管の性能を判
   定する方法であって、該方法が、 分流点において血管から血液を分流して、導管内に分流された血液の流れを得
   るステップと、 導管を通る分流された血液の流速を判定するステップと、 血管内において分流点より下流側の血液流速の関数である少なくとも１つの信
   号を生成するステップとを含み、下流側の血液流速が判定された導管の血液流速
   に従属しており、 少なくとも１つの信号に基づいて、血管の性能を判定するステップを更に含む
   、方法。
2. 【請求項２】 前記少なくとも１つの信号と前記判定された導管の血液流速
   とを処理して、前記血管において前記分流点より上流側の血液流速を獲得するス
   テップを更に含んでいる、請求項１に記載の方法。
3. 【請求項３】 前記上流側の血液流速と相関関係にある少なくとも１つの信
   号を生成するステップを更に含んでいる、請求項２に記載の方法。
4. 【請求項４】 前記上流側の血液流速のわずかな変化を、少なくとも２つの
   異なる導管の血液流速について上流側の信号を生成することにより判定するステ
   ップを更に含んでいる、請求項３に記載の方法。
5. 【請求項５】 前記血管が血液透析用アクセス部を備えている、請求項１に
   記載の方法。
6. 【請求項６】 前記導管を通る前記分流された血液を圧送するステップを更
   に含んでいる、請求項１に記載の方法。
7. 【請求項７】 還流点を介して前記血管に前記分流された血液を還流させる
   ステップを更に含んでいる、請求項１に記載の方法。
8. 【請求項８】 前記導管が体外透析用回路を備えている、請求項７に記載の
   方法。
9. 【請求項９】 少なくとも１つの信号を生成する前記ステップが、超音波セ
   ンサーを利用して、少なくとも１つの信号を生成するステップを含んでいる、請
   求項１に記載の方法。
10. 【請求項１０】 超音波センサーを利用して少なくとも１つの信号を生成す
    る前記ステップが、前記血管に非集束性の超音波ビームを当てるステップを含ん
    でいる、請求項９に記載の方法。
11. 【請求項１１】 前記少なくとも１つの信号が時平均ドップラー速度を表し
    ている、請求項１に記載の方法。
12. 【請求項１２】 前記導管が血管内カテーテルを備えている、請求項１に記
    載の方法。
13. 【請求項１３】 前記導管の血液流速を通常の導管の血液流速よりも上昇さ
    せるステップを更に含んでいる、請求項１に記載の方法。
14. 【請求項１４】 前記導管の血液流速と相関関係にある少なくとも１つの信
    号を生成するステップを更に含んでいる、請求項１に記載の方法。
15. 【請求項１５】 患者の２つの部位の間で血液を連絡している血管内の血液
    の流速を判定する方法であって、該方法が、 分流点において血管から血液を分流して、導管内の分流された血液の流速を獲
    得するステップを含み、血管が分流点より上流側の血液流速Ｑ_Aと、分流点より
    下流側の血液流速Ｑ_Dとを有しており、 導管を通る分流された血液の流速Ｑ_Bを判定するステップと、 Ｑ_Dの関数である少なくとも１つの信号を生成するステップとを更に含み、Ｑ_D がＱ_BおよびＱ_Aに従属しており、 少なくとも１つの信号とＱ_Bとを処理してＱ_Aを獲得するステップを更に含んで
    いる、方法。
16. 【請求項１６】 患者の２つの部位の間で血液を流絡している血管の性能を
    判定するシステムであって、 血管と流体連絡状態にある導管を有し、導管が、血管から導管内へと血液が分
    流される分流点を有しており、 導管を通る分流された血液の流速を判定する手段と、 血管と導通状態にあって、血管において分流点より下流側の血液流速の関数で
    ある少なくとも１つの信号を生成する第１のセンサーとを更に有し、下流側の血
    液流速が判定された導管の血液流速に従属しているとともに、血管の性能を少な
    くとも１つの信号に基づいて判定することができる、システム。
17. 【請求項１７】 前記第１のセンサーと導通状態にあって、前記少なくとも
    １つの信号と前記判定された導管の血液流速とから、前記血管において前記分流
    点より上流側の血液流速を判定するプロセッサを更に有している、請求項１６に
    記載のシステム。
18. 【請求項１８】 前記血管および前記プロセッサと導通状態にあって、前記
    上流側の血液流速と相関関係にある少なくとも１つの信号を生成する第２のセン
    サーを更に有している、請求項１７に記載のシステム。
19. 【請求項１９】 前記導管および前記プロセッサと導通状態にあって、前記
    導管の血液流速と相関関係にある少なくとも１つの信号を生成する第３のセンサ
    ーを更に有している、請求項１７に記載のシステム。
20. 【請求項２０】 前記第３のセンサーが、前記第１のセンサーと結合したハ
    ウジング内に配置されている、請求項１９に記載のシステム。
21. 【請求項２１】 前記血管が血液透析用アクセス部である、請求項１６に記
    載のシステム。
22. 【請求項２２】 血液を前記導管内へと分流させるためのポンプを更に有し
    ている、請求項１６に記載のシステム。
23. 【請求項２３】 前記導管が、導管から前記血管内へと血液を還流させる還
    流点を更に有している、請求項１６に記載のシステム。
24. 【請求項２４】 前記導管が体外の透析用回路を有している、請求項２３に
    記載のシステム。
25. 【請求項２５】 前記第１のセンサーが、前記分流点と前記還流点から乱流
    を回避するのに十分な距離をおいて配置されている、請求項２３に記載のシステ
    ム。
26. 【請求項２６】 前記第１のセンサーが、前記分流点と前記還流点から離れ
    る方向に向けられている、請求項２５に記載のシステム。
27. 【請求項２７】 前記第１のセンサーが超音波センサーである、請求項１６
    に記載のシステム。
28. 【請求項２８】 前記超音波センサーが非集束性の超音波ビームを血管に当
    てる、請求項２７に記載のシステム。
29. 【請求項２９】 前記少なくとも１つの信号が時平均ドップラー速度を表し
    ている、請求項１６に記載のシステム。
30. 【請求項３０】 前記導管が血管内カテーテルを備えている、請求項１６に
    記載のシステム。
31. 【請求項３１】 前記導管に接続された付加的な血液ラインを更に有し、別
    個の付加的な血液線の血液流速を備えた別個の流路を設けている、請求項１６に
    記載のシステム。
32. 【請求項３２】 前記付加的な線が前記導管よりも低い抵抗を有している、
    請求項３１に記載のシステム。
33. 【請求項３３】 前記付加的な線と流体連絡状態にあって、前記付加的な血
    液ラインの血液流速を調節するためのポンプを更に有している、請求項３１に記
    載のシステム。
34. 【請求項３４】 前記付加的な血液線と導通状態にあって、付加的な血液ラ
    インの血液流速を測定するための流速モニターを更に有している、請求項３１に
    記載のシステム。
35. 【請求項３５】 患者の２つの部位の間で血液を連絡している血管内の血液
    流速を判定するためのシステムであって、 血管と流体連絡状態にある導管を有し、導管が、血管から導管内へと血液を分
    流している分流点を有しており、 導管を通る分流された血液の流速Ｑ_Bを判定するための手段と、 血管と導通状態にあって、Ｑ_Dの関数である少なくとも１つの信号を生成する
    ための第１のセンサーとを有し、Ｑ_DがＱ_BおよびＱ_Aに従属しており、 第１のセンサーと導通状態にあって、少なくとも１つの信号およびＱ_BからＱ_A を判定するためのプロセッサを更に有している、システム。