JP2008110099A - Method and device for monitoring dialysis of dialytic patient - Google Patents
Method and device for monitoring dialysis of dialytic patient Download PDFInfo
- Publication number
- JP2008110099A JP2008110099A JP2006295411A JP2006295411A JP2008110099A JP 2008110099 A JP2008110099 A JP 2008110099A JP 2006295411 A JP2006295411 A JP 2006295411A JP 2006295411 A JP2006295411 A JP 2006295411A JP 2008110099 A JP2008110099 A JP 2008110099A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- dialysis
- ammonia
- gas sensor
- ammonia gas
- patient
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Withdrawn
Links
Landscapes
- Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
- External Artificial Organs (AREA)
Abstract
Description
本発明は、透析患者の透析状況を簡便且つ正確にモニタリングするための方法及び装置に関する。 The present invention relates to a method and apparatus for simply and accurately monitoring the dialysis status of a dialysis patient.
腎不全患者など透析を必要とする患者は年々増加傾向にある。透析治療は、通常、週3回、4時間というような所定の長時間、ベッドに拘束されて透析治療を受けることを余儀なくされている。それに対して、患者個々の適正な治療時間の指標となるデータを採取することができれば、患者は、従来どおりの時間をベッドに拘束されることがなくなるので、患者及び病院の負担が軽減でき非常に有意義である。 The number of patients requiring dialysis, such as patients with renal failure, is increasing year by year. Dialysis treatment is usually forced to receive dialysis treatment by being restrained in a bed for a predetermined long time, such as three hours a week for four hours. On the other hand, if data that can be used as an index for the appropriate treatment time of each patient can be collected, the patient will not be restrained by the bed as usual, so the burden on the patient and hospital can be reduced. Is meaningful.
従来、患者の透析中の状態を把握する方法は血液を採取し、血清クレアチニン・血中尿素窒素（BUN：Blood urea nitrogen）・尿酸などの腎機能の評価を行う侵襲的方法であった。また、非侵襲的に透析中の透析状況を把握する方法は除水量だけであるが、採血の負担のない非侵襲的手法が望まれる。
非侵襲的手法として、最近研究されているのが、透析患者の口腔内アンモニア濃度を測定する方法である（非特許文献１〜５）。非特許文献１には、透析患者の口腔内アンモニア濃度が、血中尿素窒素（BUN）濃度と良く相関するので、透析患者の状態を把握に有用であると思われることが記載され、非特許文献２には、呼気中のアンモニア濃度が慢性腎不全患者の無侵襲診断に有用であろうことが記載されている。さらに、非特許文献３では、呼気中アンモニア量は透析に必要な時間を決定するのに役立つであろうことも示唆されている。
しかしながら、呼気中アンモニアは微量であるために、これらのいずれの文献においても、呼気中アンモニアの分析のために、呼気をバッグなどにいったん収集して、収集した呼気をイオンクロマトグラフ、大気圧イオン化質量分析装置（APIMS）など大掛かりな装置で分析するという煩雑な方法をとっている。
Conventionally, the method of grasping the patient's dialysis state has been an invasive method of collecting blood and evaluating renal functions such as serum creatinine, blood urea nitrogen (BUN), and uric acid. In addition, the method of non-invasively grasping the dialysis status during dialysis is only the amount of water removal, but a non-invasive technique without the burden of blood collection is desired.
As a non-invasive technique, recently studied is a method for measuring the ammonia concentration in the oral cavity of a dialysis patient (Non-Patent Documents 1 to 5). Non-patent document 1 describes that the ammonia concentration in the oral cavity of a dialysis patient correlates well with the blood urea nitrogen (BUN) concentration, so that it seems useful for grasping the condition of the dialysis patient. Reference 2 describes that the concentration of ammonia in exhaled breath would be useful for non-invasive diagnosis of patients with chronic renal failure. Furthermore, Non-Patent Document 3 also suggests that the amount of ammonia in the breath will help determine the time required for dialysis.
However, since the amount of exhaled ammonia is very small, in any of these documents, in order to analyze the ammonia in the exhaled air, the exhaled air is once collected in a bag or the like, and the collected exhaled air is ion chromatographed or ionized at atmospheric pressure. A complicated method of analyzing with a large-scale apparatus such as a mass spectrometer (APIMS) is employed.
一方、特許文献１には、患者の状態を把握するためのモニタリング方法として、呼吸ガスをガスセンサ上に連続的に流し治療の状況をモニタリングする方法が提案されている。しかし、この文献には、透析患者をモニタリングすることについては記載されていない。 On the other hand, Patent Document 1 proposes a method for monitoring the treatment status by continuously flowing respiratory gas over a gas sensor as a monitoring method for grasping the patient's condition. However, this document does not describe monitoring dialysis patients.
このような状況の中で、簡便で非侵襲的な手法でもって、個々の患者に適切な透析時間を見つけることができる手法の開発が望まれている。
慢性腎不全患者などにおいて、透析は命をささえ生活を維持するために不可欠である。患者の生活の質（QCL)を向上させるためには透析時間が短い方が良いが、一方では、体液中の老廃物や塩分、水分を十分に除去し、高血圧などの合併症を減少させるためには、透析時間は長い方が良い。そこで、透析治療中の患者の状況を連続的にモニタリングでき、個々の患者ごとに適切な透析時間を見つけるのに有効なモニタリング方法及び装置を提供することは重要である。
In patients with chronic renal failure, etc., dialysis is essential to sustain life. In order to improve the quality of life (QCL) of the patient, it is better to have a short dialysis time. On the other hand, in order to reduce the complications such as hypertension by sufficiently removing the waste, salt and water in the body fluid. For this reason, longer dialysis time is better. Therefore, it is important to provide a monitoring method and apparatus that can continuously monitor the status of a patient during dialysis treatment and is effective in finding an appropriate dialysis time for each individual patient.
本発明は、非侵襲的に透析状況をモニタリングするための、正確で簡便な手段を提供することを課題とする。 An object of the present invention is to provide an accurate and simple means for non-invasively monitoring a dialysis state.
本発明者らは、上記課題を解決するために鋭意検討した結果、口腔内アンモニア濃度を測定するために、水晶振動子によるアンモニアガスセンサを用いることによって、課題を解決できることを見出した。
すなわち、水晶振動子によるアンモニアガスセンサを用いれば、微量のアンモニア量を正確に測定でき、かつ患者の呼気を連続的にリアルタイムでモニタリングでき、しかも、呼気中の湿分や周囲温度に影響されることなく測定できることを見出して、本発明に至った。水晶振動子によるアンモニアガスセンサは、小型であり、透析患者が身に着けても負担がない。また、水晶振動子によるアンモニアガスセンサを用いて測定した呼気アンモニア濃度は、他の大型ガスセンサによるアンモニア濃度と良い相関関係を有していることが分かった。
本発明は、以上の知見によって完成されたもので、次の発明に関する。
As a result of intensive studies to solve the above-mentioned problems, the present inventors have found that the problem can be solved by using an ammonia gas sensor based on a crystal resonator to measure the oral ammonia concentration.
In other words, if an ammonia gas sensor using a quartz crystal is used, it is possible to accurately measure a small amount of ammonia and monitor the patient's exhalation in real time continuously, and it is also affected by the moisture and ambient temperature in the exhalation. As a result, the present invention has been found. The ammonia gas sensor using a crystal resonator is small and has no burden even if worn by a dialysis patient. Moreover, it turned out that the expiration | expired_air ammonia concentration measured using the ammonia gas sensor by a crystal oscillator has a good correlation with the ammonia concentration by other large gas sensors.
The present invention has been completed based on the above findings and relates to the following invention.
（１）透析患者の呼気中アンモニア濃度を測定することによって透析をモニタリングする方法において、水晶振動子によるアンモニアガスセンサを用いることを特徴とする方法。
（２）アンモニアガスセンサがリン酸ジルコニウムを含む吸着膜を用いる水晶振動子であることを特徴とする上記（１）記載の方法。
（３）アンモニアガスセンサが周囲の温度及び湿度を検出し、検出された温度及び湿度に基づく補正演算がなされるセンサである上記（１）または（２）に記載の方法。
（４）透析患者の透析をモニタリングための装置であって、水晶振動子によるアンモニアガスセンサを含む装置。
（５）アンモニアガスセンサがリン酸ジルコニウムを含む吸着膜を用いる水晶振動子である上記（４）に記載の装置。
（６）アンモニアガスセンサが周囲の温度及び湿度を検出し、検出された温度及び湿度に基づく補正演算がなされるセンサである上記（４）または（５）に記載の装置。
(1) In the method of monitoring dialysis by measuring the concentration of ammonia in the exhaled breath of a dialysis patient, a method using an ammonia gas sensor with a crystal oscillator.
(2) The method according to (1) above, wherein the ammonia gas sensor is a crystal resonator using an adsorption film containing zirconium phosphate.
(3) The method according to (1) or (2) above, wherein the ammonia gas sensor is a sensor that detects ambient temperature and humidity, and performs a correction operation based on the detected temperature and humidity.
(4) A device for monitoring dialysis of a dialysis patient, which includes an ammonia gas sensor using a crystal resonator.
(5) The apparatus according to (4) above, wherein the ammonia gas sensor is a crystal resonator using an adsorption film containing zirconium phosphate.
(6) The apparatus according to (4) or (5), wherein the ammonia gas sensor is a sensor that detects ambient temperature and humidity, and performs a correction operation based on the detected temperature and humidity.
本発明によれば、簡便な手段によって透析患者の透析の進行状況、透析効率、終了を正確に検知することができる。 According to the present invention, the progress of dialysis, dialysis efficiency, and termination of a dialysis patient can be accurately detected by simple means.
以下に、本発明を具体的に説明するが、本発明はそれに限定されるものではない。
本発明によれば、呼気中のアンモニア濃度をリアルタイムに測定することで、透析効率の連続的測定をすることができ、それによって、透析の進行状況をモニタリングするだけでなく、透析の終了及び／あるいは透析効率を検知することもできる。よって、本発明において、透析をモニタリングするとは、透析の進行状況をモニタリングするだけでなく、透析の終了及び／あるいは透析効率を検知することも包含する。また、本発明のモニタリングによるアンモニア濃度は透析医療において透析効率の指標となる。
本発明のモニタリングに用いるアンモニアガスセンサは、水晶振動子によるものである。水晶振動子によるガスセンサは、水晶振動子マイクロバランス（Quartz Crystal Microbalance：ＱＣＭ）と呼ばれるもので、水晶振動子の固有振動数が電極に付着した質量の変化によって変化することを利用したものである。水晶振動子電極上にガス吸着などにより微量物質が付着すると、その微小質量変化を質量負荷効果により共振周波数変化として検出できる。
微量のアンモニアガスを検知するために、水晶振動子上にはアンモニアガスを吸着する感応膜を製膜する。感応膜としては、リン酸ジルコニウムを用いるのが好ましい。
Hereinafter, the present invention will be specifically described, but the present invention is not limited thereto.
According to the present invention, it is possible to continuously measure the dialysis efficiency by measuring the ammonia concentration in exhaled breath in real time, thereby not only monitoring the progress of dialysis but also the end of dialysis and / or Alternatively, the dialysis efficiency can be detected. Therefore, in the present invention, monitoring dialysis includes not only monitoring the progress of dialysis but also detecting the end of dialysis and / or dialysis efficiency. Moreover, the ammonia concentration by monitoring of this invention becomes a parameter | index of dialysis efficiency in dialysis medical treatment.
The ammonia gas sensor used for the monitoring of the present invention is based on a crystal resonator. A gas sensor based on a quartz crystal is called a quartz crystal microbalance (QCM), and utilizes the fact that the natural frequency of the quartz crystal changes due to a change in mass attached to an electrode. When a minute amount of material adheres to the crystal resonator electrode by gas adsorption or the like, the minute mass change can be detected as a resonance frequency change by the mass load effect.
In order to detect a small amount of ammonia gas, a sensitive film that adsorbs ammonia gas is formed on the crystal resonator. Zirconium phosphate is preferably used as the sensitive film.
呼気中には、水分が多く含まれるので、本発明で用いるアンモニアガスセンサは水分による影響を補正できるものが好ましい。また、呼気ガスの温度変動があるので、温度変動による影響も補正できるものが好ましい。
このような湿度や温度の影響を補正できるガスセンサとして、本発明者らは以前に環境測定用センサを開発したが（実用新案登録第３０９４４１５号）、本発明の透析患者用のアンモニアガスセンサとして、このセンサを応用しうることを見出した。
該センサは掌サイズの小型ではあるが、微量のガスを精度良く測定することができる。そして、該センサは、周囲の温度及び湿度を検出して電気信号として出力し、水晶振動子によるアンモニアガス濃度の補正演算を行なえるものである。該センサは、透析に応用するに当たり、呼気の導入を静音ファンを用いて行なうよう変更するなど、透析患者が騒音の苦痛なくに透析を受けられるように変更した。
Since exhaled air contains a lot of moisture, it is preferable that the ammonia gas sensor used in the present invention can correct the influence of moisture. Moreover, since there is a temperature variation of the exhaled gas, it is preferable that the effect of the temperature variation can be corrected.
As a gas sensor capable of correcting the influence of such humidity and temperature, the present inventors have previously developed an environmental measurement sensor (utility model registration No. 3094415), but as an ammonia gas sensor for dialysis patients of the present invention, We found that the sensor can be applied.
The sensor is small in palm size, but can measure a very small amount of gas with high accuracy. The sensor detects ambient temperature and humidity and outputs it as an electrical signal, and can correct the ammonia gas concentration by a quartz resonator. When applied to dialysis, the sensor was changed so that dialysis patients can receive dialysis without the pain of noise, such as changing the introduction of exhalation using a silent fan.
透析患者の鼻腔または口腔にチューブを連結し、チューブの他端には本発明の水晶振動子によるアンモニアガスセンサを連結する（図1参照）。チューブは直径５ｍｍ程度が使いやすく好ましい。
呼気によって、チューブは結露するが、結露しても、本発明のアンモニアガス濃度測定には影響がない。
A tube is connected to the nasal cavity or oral cavity of a dialysis patient, and the other end of the tube is connected to an ammonia gas sensor using the crystal resonator of the present invention (see FIG. 1). A tube with a diameter of about 5 mm is preferable because it is easy to use.
The tube is condensed by exhalation, but the dew condensation does not affect the ammonia gas concentration measurement of the present invention.
本発明の水晶振動子による呼気中アンモニアガス濃度の測定値は、従来の他の装置を用いるアンモニアガス測定値と良い相関関係を有することが分かった（後述の実施例２参照）。
また、透析患者は透析中に食事を摂ることが多いが、その場合には、食事による細かなアンモニアガス濃度の変動も検知される。この場合でも、総体的なアンモニア濃度の変動の傾向を知ることによって、透析状況をモニタリングすることができる（後述の実施例３参照）。
さらに、本発明によると、透析状況を連続的にモニタリングできるので、透析の終了及び透析効率も検知できる。
[実施例]
以下には、実施例によって、本発明の検知方法を具体的に説明するが、本発明はそれに限定されるものではない。
It was found that the measurement value of the ammonia gas concentration in the breath by the quartz crystal resonator of the present invention has a good correlation with the ammonia gas measurement value using another conventional device (see Example 2 described later).
In addition, dialysis patients often eat meals during dialysis. In this case, small fluctuations in ammonia gas concentration due to meals are also detected. Even in this case, it is possible to monitor the dialysis status by knowing the tendency of fluctuations in the overall ammonia concentration (see Example 3 described later).
Furthermore, according to the present invention, since the dialysis status can be continuously monitored, the end of dialysis and the dialysis efficiency can also be detected.
[Example]
In the following, the detection method of the present invention will be specifically described by way of examples, but the present invention is not limited thereto.
＜アンモニアガスセンサ＞
以下の実施例において用いたアンモニアガスセンサは、次の構造を有するものである。
図２にガスセンサのブロック図を示す。チャンバ１１０およびガス検出子１２０については断面構造図が描かれている。このガスセンサは、大きく分けて、物理的機能部１００と、電気的機能部２００とによって構成されている。
<Ammonia gas sensor>
The ammonia gas sensor used in the following examples has the following structure.
FIG. 2 shows a block diagram of the gas sensor. The chamber 110 and the gas detector 120 are illustrated in cross-sectional structure. This gas sensor is roughly composed of a physical function unit 100 and an electrical function unit 200.
ここで、物理的機能部１００は、チャンバ１１０、ガス検出子１２０、温湿度検出子１３０、静音ファンよりなる物理的な構成要素からなる部分である。チャンバ１１０は、この実施形態では、金属製からなる密閉された外囲器をなす構造体であり、ガス検出子１２０および温湿度検出子１３０を内部に収容している。
また、このチャンバ１１０には、呼気を導入する導入口１１１および導入した呼気を排出する排出口１１２が備わっている。導入口１１１には静音ファン１４０が接続されており、この静音ファン１４０を動作させることにより、チャンバ１１０内へ呼気をチャンバ１１０内に導入することができる。
Here, the physical function unit 100 is a part composed of physical components including a chamber 110, a gas detector 120, a temperature / humidity detector 130, and a silent fan. In this embodiment, the chamber 110 is a structure that forms a sealed envelope made of metal, and accommodates the gas detector 120 and the temperature / humidity detector 130 therein.
Further, the chamber 110 is provided with an introduction port 111 for introducing exhalation and a discharge port 112 for discharging the introduced exhalation. A silent fan 140 is connected to the introduction port 111. By operating the silent fan 140, exhaled air can be introduced into the chamber 110.
ガス検出子１２０は、このガスセンサの中枢をなす構成要素であり、図に断面構造を示すとおり、水晶振動子１２１、一対の電極１２２，１２３、感応膜１２４、によって構成されている。水晶振動子１２１は、板状の形態をしており、その両面にそれぞれ電極１２２および電極１２３が形成されている。このように、水晶振動子１２１の互いに対向する面に一対の電極１２２，１２３を形成しておくと、両電極間に交流電力を供給することにより、水晶振動子１２１を固有の周波数で振動させることができる。図示の例では、一方の電極１２２の表面に、更に感応膜１２４が形成されている。この感応膜１２４は、アンモニアの吸着に適したリン酸ジルコニウム膜を用いている。 The gas detector 120 is a component that forms the center of the gas sensor, and includes a crystal resonator 121, a pair of electrodes 122 and 123, and a sensitive film 124, as shown in the cross-sectional structure in the figure. The crystal resonator 121 has a plate shape, and an electrode 122 and an electrode 123 are formed on both surfaces thereof. As described above, when the pair of electrodes 122 and 123 are formed on the mutually opposing surfaces of the crystal resonator 121, the crystal resonator 121 is vibrated at a specific frequency by supplying AC power between both electrodes. be able to. In the illustrated example, a sensitive film 124 is further formed on the surface of one electrode 122. The sensitive film 124 is a zirconium phosphate film suitable for ammonia adsorption.
検出感度が良好な感応膜１２４を作成するため、層状結晶をなすα−リン酸ジルコニウム水溶液にテトラブチルアンモニウムヒドロキシドを加えることにより、個々の層状結晶を溶液中で剥離状態にし、この溶液を電極１２２上に滴下してキャストする方法により、アンモニア分子に対する吸着性能の高い感応膜１２４を得た。 In order to produce a sensitive film 124 having good detection sensitivity, tetrabutylammonium hydroxide is added to an α-zirconium phosphate aqueous solution forming a layered crystal to make each layered crystal peel in the solution. A sensitive film 124 having a high adsorption performance for ammonia molecules was obtained by a method of dropping onto 122 and casting.
一方、温湿度検出子１３０は、周囲の温度および湿度を検出して電気信号として出力する素子であり、これをチャンバ１１０内に収容することにより、チャンバ１１０内に導入された呼気の温度ｔおよび湿度ｈを検出し、電気信号として取り出すことが可能になる。 On the other hand, the temperature / humidity detector 130 is an element that detects the ambient temperature and humidity and outputs an electrical signal. The temperature / humidity detector 130 is housed in the chamber 110, so that the temperature t and The humidity h can be detected and taken out as an electrical signal.
物理的機能部１００では、主として物理的な現象により検出に必要な操作が行われるのに対して、電気的機能部２００では、電気的な現象により検出に必要な操作が行われる。図示のとおり、この電気的機能部２００は、発振回路２１０、周波数計数回路２２０、濃度値演算回路２３０によって構成されている。発振回路２１０は、電極１２２，１２３間に、所定の周波数をもった交流電力を供給して、水晶振動子１２１を固有の周波数で振動させる機能をもった電子回路である。周波数計数回路２２０は、この発振回路２１０の動作に基づいて、水晶振動子１２１が振動している固有の周波数を計数する機能を有する。水晶振動子１２１の固有の振動周波数は、その形状、大きさ、質量といった物理的な条件によって一義的に決まるものであり、発振回路２１０は、水晶振動子１２１をこの固有の周波数で振動させるような交流を発生させる。周波数計数回路２２０は、この発振回路２１０が発生させた交流の周波数を計数する機能をもった回路である。 In the physical function unit 100, operations necessary for detection are mainly performed due to physical phenomena, whereas in the electrical function unit 200, operations necessary for detection are performed due to electrical phenomena. As shown in the figure, the electrical function unit 200 includes an oscillation circuit 210, a frequency counting circuit 220, and a concentration value calculation circuit 230. The oscillation circuit 210 is an electronic circuit having a function of supplying AC power having a predetermined frequency between the electrodes 122 and 123 to vibrate the crystal resonator 121 at a specific frequency. The frequency counting circuit 220 has a function of counting a unique frequency at which the crystal resonator 121 is oscillating based on the operation of the oscillation circuit 210. The natural vibration frequency of the crystal unit 121 is uniquely determined by physical conditions such as the shape, size, and mass thereof, and the oscillation circuit 210 causes the crystal unit 121 to vibrate at this specific frequency. To generate positive exchanges. The frequency counting circuit 220 is a circuit having a function of counting the frequency of the alternating current generated by the oscillation circuit 210.
なお、図２において、発振回路２１０と電極１２２，１２３との間を結ぶ線は、実際の配線を示しているが、矢印で示した他の線は、各ブロックで示す構成要素間の情報の流れを示している。 In FIG. 2, the line connecting the oscillation circuit 210 and the electrodes 122 and 123 indicates the actual wiring, but the other lines indicated by arrows indicate the information between the components indicated by each block. The flow is shown.
周波数計数回路２２０によって計数された周波数ｆは、濃度値演算回路２３０へと与えられる。この濃度値演算回路２３０は、実際にはマイクロプロセッサを組み込んだ回路であり、周波数ｆに基づいて、アンモニアガスの濃度値Ｃを求める演算を行う機能を有する。こうして求められた濃度値Ｃは、ディスプレイ２４０へと与えられ、このガスセンサによる検出結果として、画面上に表示される。 The frequency f counted by the frequency counting circuit 220 is given to the concentration value calculation circuit 230. The concentration value calculation circuit 230 is actually a circuit in which a microprocessor is incorporated, and has a function of performing calculation for obtaining the concentration value C of ammonia gas based on the frequency f. The concentration value C thus determined is given to the display 240 and displayed on the screen as a detection result by the gas sensor.
水晶振動子１２１の固有の振動周波数は、その形状、大きさ、質量といった物理的な条件によって一義的に決まるので、感応膜１２４にアンモニアガス分子が吸着すると、固有の振動周波数に変化が生じることになる。この周波数のシフト量は、質量の増減量に対してほぼ線形に変化することが知られている。したがって、感応膜１２４に何らガスの吸着が生じていない標準状態において、周波数計数回路２２０から出力される周波数ｆの値を周波数の基準値ｆ０と定めておけば、検出時に得られる周波数ｆの基準値ｆ０に対するシフト量が、感応膜１２４に吸着したガスの質量（すなわち、チャンバ１１０内に導入された呼気中のガスの濃度）を示すものになる。濃度値演算回路２３０は、このような原理に基づいて、周波数ｆから濃度値Ｃを求める演算を行うことになる。 Since the natural vibration frequency of the crystal unit 121 is uniquely determined by physical conditions such as its shape, size, and mass, when the ammonia gas molecules are adsorbed on the sensitive film 124, the specific vibration frequency is changed. become. It is known that the frequency shift amount changes substantially linearly with respect to the mass increase / decrease amount. Therefore, if the value of the frequency f output from the frequency counting circuit 220 is determined as the frequency reference value f0 in a standard state where no gas is adsorbed on the sensitive film 124, the reference of the frequency f obtained at the time of detection is determined. The shift amount with respect to the value f0 indicates the mass of the gas adsorbed on the sensitive film 124 (that is, the concentration of the gas in the exhaled gas introduced into the chamber 110). The density value calculation circuit 230 performs a calculation for obtaining the density value C from the frequency f based on such a principle.
しかしながら、チャンバ１１０内に導入された呼気の温度や湿度が変化した場合には、正確な測定値を得ることができなくなる。たとえば、チャンバ１１０内に導入された呼気温が上昇すると、水晶振動子１２１の熱膨張により、その固有の振動周波数も変化するので、温度変動により測定値に誤差が生じる。また、感応膜とアンモニアとの間の吸着特性も温度によって変化する。更に、導入された呼気の湿度が上昇すると、感応膜１２４に吸収される水分量も増加することになり、この水分にアンモニアガスが溶け込む現象が生じるため、検出される濃度値Ｃは実際より大きい値になる。 However, when the temperature or humidity of the exhaled breath introduced into the chamber 110 changes, it becomes impossible to obtain an accurate measurement value. For example, when the expiratory temperature introduced into the chamber 110 rises, the inherent vibration frequency also changes due to the thermal expansion of the crystal unit 121, so that an error occurs in the measured value due to temperature fluctuation. In addition, the adsorption characteristics between the sensitive membrane and ammonia also vary with temperature. Further, when the humidity of the introduced breath increases, the amount of moisture absorbed by the sensitive membrane 124 also increases, and a phenomenon occurs in which ammonia gas dissolves in this moisture, so that the detected concentration value C is larger than the actual value. Value.
実施例で用いるガスセンサは、温湿度検出子１３０が検出した温度ｔおよび湿度ｈを用いた補正を行うことにより、上述した測定誤差を低減し、測定精度を高めた。すなわち、濃度値演算回路２３０は、周波数計数回路２２０から出力された周波数ｆに基づいて濃度値Ｃを求める演算を行う際に、温湿度検出子１３０によって検出された温度ｔおよび湿度ｈに基づく補正演算を行う機能を有している。したがって、濃度値演算回路２３０から出力される濃度値Ｃは、温度ｔや湿度ｈの影響を受けない正確な検出値になる。 The gas sensor used in the example reduced the above-described measurement error and increased the measurement accuracy by performing correction using the temperature t and the humidity h detected by the temperature / humidity detector 130. That is, the concentration value calculation circuit 230 performs correction based on the temperature t and the humidity h detected by the temperature / humidity detector 130 when calculating the concentration value C based on the frequency f output from the frequency counting circuit 220. It has a function to perform calculations. Therefore, the density value C output from the density value calculation circuit 230 is an accurate detection value that is not affected by the temperature t and the humidity h.
＜透析患者呼気ガス中のアンモニア濃度１＞
図１に示すように、透析患者の鼻腔にチューブを連結し、実施例１のアンモニアガスセンサを用いて、透析患者の呼気ガス中のアンモニア濃度を測定した。結果の２例を図３、図４に示す。図3と図４とは異なる患者による異なる測定例である。
図3、図４において、横軸が透析時間、縦軸が周波数及び湿度変化から計算された呼気中アンモニアガス濃度である。図３，４のいずれにおいても、透析が進むとともに、呼気アンモニアガス濃度が減少しているのが分かる。なお、図において、一見、同時刻に濃度プロットが多数あるかのように見えるが、これは、横軸（時間軸）が圧縮されているためであって、実際のモニタリング画面では、時刻ごとに濃度プロットは１点である。
図３、図４には、従来のアンモニアガス濃度測定装置である光音響マルチガスモニタ（1412型 / INNOVA Tech Instruments）による測定値（白丸）も記載した。本発明の水晶振動子を用いる呼気アンモニアガス濃度の変動は光音響マルチガスモニタによる測定値と同じ傾向を示すことが分かる。
なお、光音響マルチガスモニタは、試料ガスに赤外光を照射し、試料ガスに吸収された光エネルギーによって発生した熱により試料ガスを膨張させ、これを断続的に行うことで音波を発生させる。それをマイクロフォンによって検出することで試料に含まれるガスを測定するモニタである。
<Ammonia concentration in dialysis patient exhaled gas 1>
As shown in FIG. 1, a tube was connected to the nasal cavity of a dialysis patient, and the ammonia gas sensor of Example 1 was used to measure the ammonia concentration in the expiration gas of the dialysis patient. Two examples of the results are shown in FIGS. 3 and 4 are different measurement examples by different patients.
3 and 4, the horizontal axis represents the dialysis time, and the vertical axis represents the concentration of ammonia gas in the breath calculated from changes in frequency and humidity. 3 and 4, it can be seen that the dialysis progresses and the concentration of exhaled ammonia gas decreases. In the figure, it seems that there are many concentration plots at the same time, but this is because the horizontal axis (time axis) is compressed, and in the actual monitoring screen, every time The concentration plot is one point.
3 and 4 also show measurement values (white circles) measured by a photoacoustic multi-gas monitor (1412 type / INNOVA Tech Instruments) which is a conventional ammonia gas concentration measuring apparatus. It can be seen that the change in the concentration of exhaled ammonia gas using the quartz crystal resonator of the present invention shows the same tendency as the value measured by the photoacoustic multi-gas monitor.
The photoacoustic multi-gas monitor irradiates the sample gas with infrared light, expands the sample gas by heat generated by light energy absorbed by the sample gas, and generates sound waves by intermittently performing this. It is a monitor that measures the gas contained in the sample by detecting it with a microphone.
＜透析患者呼気ガス中のアンモニア濃度２＞
実施例１のアンモニアガスセンサを用いて、透析患者の呼気ガス中のアンモニア濃度を測定した。この実施例において、透析患者は透析中に食事を摂取した。結果の２例を図５、図６に示す。
透析中に食事を摂る場合、食事の後、一時的にアンモニア濃度が上昇することがあるが、全体的傾向には影響がなく、本発明のセンサにより透析の進行状況をモニタリングすることができることが分かる。
<Ammonia concentration in dialysis patient exhaled gas 2>
Using the ammonia gas sensor of Example 1, the ammonia concentration in the exhaled gas of a dialysis patient was measured. In this example, the dialysis patient took a meal during dialysis. Two examples of the results are shown in FIGS.
When eating during dialysis, ammonia concentration may increase temporarily after the meal, but there is no effect on the overall trend, and the progress of dialysis can be monitored by the sensor of the present invention. I understand.
本発明によるモニタと、従来の採血による測定、及び他の測定法である検知管、光音響マルチガスモニタとの比較を表１に示す。
さらに、透析中の摂食にもかかわらず、透析をモニタリングすることができて透析の終了を確認でき、周りの湿度や温度の変動に影響を受けることなくモニタリングすることが可能である。
Table 1 shows a comparison between the monitor according to the present invention, a conventional blood sampling measurement, and a detection tube and a photoacoustic multi-gas monitor which are other measurement methods.
Furthermore, despite the intake during dialysis, dialysis can be monitored and the end of dialysis can be confirmed, and monitoring can be performed without being affected by fluctuations in ambient humidity and temperature.
１００…物理的機能部
１１０…チャンバ
１１１…導入口
１１２…排出口
１２０…ガス検出子
１２１…水晶振動子
１２２…電極
１２３…電極
１２４…感応膜
１３０…温湿度検出子
１４０…静音ファン
２００…電気的機能部
２１０…発振回路
２２０…周波数計数回路
２３０…濃度値演算回路
２４０…ディスプレイ
２５０…プリンタ
Ｃ…検出されたガスの濃度値
ｆ…測定された周波数
Ｆ…補正された周波数
DESCRIPTION OF SYMBOLS 100 ... Physical function part 110 ... Chamber 111 ... Inlet port 112 ... Outlet port 120 ... Gas detector 121 ... Crystal oscillator 122 ... Electrode 123 ... Electrode 124 ... Sensitive film 130 ... Temperature / humidity detector 140 ... Silent fan 200 ... Electricity Functional unit 210 ... oscillation circuit 220 ... frequency counting circuit 230 ... concentration value calculation circuit 240 ... display 250 ... printer C ... concentration value f of detected gas ... measured frequency F ... corrected frequency
Claims (6)
The apparatus according to claim 4 or 5, wherein the ammonia gas sensor is a sensor that detects ambient temperature and humidity, and performs a correction operation based on the detected temperature and humidity.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2006295411A JP2008110099A (en) | 2006-10-31 | 2006-10-31 | Method and device for monitoring dialysis of dialytic patient |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2006295411A JP2008110099A (en) | 2006-10-31 | 2006-10-31 | Method and device for monitoring dialysis of dialytic patient |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2008110099A true JP2008110099A (en) | 2008-05-15 |
Family
ID=39442962
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2006295411A Withdrawn JP2008110099A (en) | 2006-10-31 | 2006-10-31 | Method and device for monitoring dialysis of dialytic patient |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2008110099A (en) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009300119A (en) * | 2008-06-10 | 2009-12-24 | Toyota Central R&D Labs Inc | Gas sensor |
| JP2011153956A (en) * | 2010-01-28 | 2011-08-11 | Denso Corp | Alcohol detection device |
| CN103792157A (en) * | 2014-01-18 | 2014-05-14 | 天津理工大学 | QCM (Quartz crystal microbalance) ammonia gas sensor taking TiO2 as sensitive membrane |
| US9939412B2 (en) | 2013-02-06 | 2018-04-10 | Empire Technology Development Llc | Devices, systems, and methods for detecting odorants |
-
2006
- 2006-10-31 JP JP2006295411A patent/JP2008110099A/en not_active Withdrawn
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009300119A (en) * | 2008-06-10 | 2009-12-24 | Toyota Central R&D Labs Inc | Gas sensor |
| JP2011153956A (en) * | 2010-01-28 | 2011-08-11 | Denso Corp | Alcohol detection device |
| US9939412B2 (en) | 2013-02-06 | 2018-04-10 | Empire Technology Development Llc | Devices, systems, and methods for detecting odorants |
| CN103792157A (en) * | 2014-01-18 | 2014-05-14 | 天津理工大学 | QCM (Quartz crystal microbalance) ammonia gas sensor taking TiO2 as sensitive membrane |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| Bevc et al. | Measurement of breath ammonia for detection of patients with chronic kidney disease | |
| EP1661514B1 (en) | Apparatus and method for diagnostic gas analysis | |
| US6286360B1 (en) | Methods and apparatus for real time fluid analysis | |
| US6277645B1 (en) | Method and apparatus for respiratory gas analysis employing measurement of expired gas mass | |
| US20090247891A1 (en) | Nitric oxide measurements in patients using flowfeedback | |
| Mukhopadhyay | Don't waste your breath | |
| US9347932B2 (en) | Device and method for breath analysis using acoustic resonance flow rate | |
| JP2000507462A (en) | Condensate colorimetric nitric oxide analyzer | |
| US8328729B2 (en) | Acoustic plethysmograph for measuring pulmonary function | |
| JP2008110099A (en) | Method and device for monitoring dialysis of dialytic patient | |
| AU2020417750A1 (en) | Breath sensor measurement methods and apparatus | |
| Schlegelmilch et al. | Pulmonary function testing | |
| JP3616374B2 (en) | Method and apparatus for in vivo measurement of carbon monoxide production rate | |
| US8352206B2 (en) | Method for the signal linearization of a gas sensor output signal | |
| EP1764035A3 (en) | Method and device for the measurement of single-breath diffusing capacity (DLco) of the lung using ultrasound molar mass measurement | |
| JP2002306432A5 (en) | ||
| Ishida et al. | The breath ammonia measurement of the hemodialysis with a QCM-NH 3 sensor | |
| Kissoon et al. | Exhaled nitric oxide concentrations: online versus offline values in healthy children | |
| JP6099249B2 (en) | Exhalation gas analyzer | |
| JP5008362B2 (en) | Apparatus for determining the time delay between a mainstream ultrasonic flow sensor and a sidestream gas analyzer. | |
| US20060100537A1 (en) | Spirometer | |
| CN207640405U (en) | Respiratory ft tive resistance test device | |
| CN108652632B (en) | Forced oscillation lung function testing device and method | |
| Granstedt et al. | New CO/sub 2/sensor with high resolution and fast response | |
| ZHAO et al. | Research of chronic obstructive pulmonary disease monitoring system based on four-line turbine-type |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A300 | Withdrawal of application because of no request for examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A300 Effective date: 20100105 |