JP2021186185A - 血液成分測定装置及び血液浄化装置 - Google Patents
血液成分測定装置及び血液浄化装置 Download PDFInfo
- Publication number
- JP2021186185A JP2021186185A JP2020093112A JP2020093112A JP2021186185A JP 2021186185 A JP2021186185 A JP 2021186185A JP 2020093112 A JP2020093112 A JP 2020093112A JP 2020093112 A JP2020093112 A JP 2020093112A JP 2021186185 A JP2021186185 A JP 2021186185A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- blood
- light
- output voltage
- unit
- light receiving
- 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.)
- Granted
Links
- 239000012503 blood component Substances 0.000 title claims abstract description 64
- 239000008280 blood Substances 0.000 title claims description 139
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 title claims description 139
- 238000000746 purification Methods 0.000 title claims description 19
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 claims abstract description 23
- 239000000306 component Substances 0.000 claims description 5
- 238000000502 dialysis Methods 0.000 description 19
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Substances O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 19
- 102000001554 Hemoglobins Human genes 0.000 description 15
- 108010054147 Hemoglobins Proteins 0.000 description 15
- QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N atomic oxygen Chemical compound [O] QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 13
- 229910052760 oxygen Inorganic materials 0.000 description 13
- 239000001301 oxygen Substances 0.000 description 13
- 238000000034 method Methods 0.000 description 12
- 239000003814 drug Substances 0.000 description 11
- 229940079593 drug Drugs 0.000 description 11
- 238000005534 hematocrit Methods 0.000 description 11
- 239000007788 liquid Substances 0.000 description 11
- 238000001914 filtration Methods 0.000 description 9
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 8
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 6
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 5
- 230000037452 priming Effects 0.000 description 5
- 230000004397 blinking Effects 0.000 description 4
- 210000003462 vein Anatomy 0.000 description 4
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 description 3
- 230000004087 circulation Effects 0.000 description 3
- 238000004140 cleaning Methods 0.000 description 3
- 239000012528 membrane Substances 0.000 description 3
- 238000002560 therapeutic procedure Methods 0.000 description 3
- 210000001367 artery Anatomy 0.000 description 2
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 description 2
- 239000000243 solution Substances 0.000 description 2
- 238000011144 upstream manufacturing Methods 0.000 description 2
- 208000001647 Renal Insufficiency Diseases 0.000 description 1
- 238000009833 condensation Methods 0.000 description 1
- 230000005494 condensation Effects 0.000 description 1
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 1
- 239000000385 dialysis solution Substances 0.000 description 1
- 238000002637 fluid replacement therapy Methods 0.000 description 1
- 238000001631 haemodialysis Methods 0.000 description 1
- 230000000322 hemodialysis Effects 0.000 description 1
- 230000010365 information processing Effects 0.000 description 1
- 201000006370 kidney failure Diseases 0.000 description 1
- 239000004973 liquid crystal related substance Substances 0.000 description 1
- 229920000515 polycarbonate Polymers 0.000 description 1
- 239000004417 polycarbonate Substances 0.000 description 1
- 239000011347 resin Substances 0.000 description 1
- 229920005989 resin Polymers 0.000 description 1
- 238000004904 shortening Methods 0.000 description 1
- 201000002859 sleep apnea Diseases 0.000 description 1
- 239000002699 waste material Substances 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
- A61M1/14—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis
- A61M1/16—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis with membranes
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
- A61M1/36—Other treatment of blood in a by-pass of the natural circulatory system, e.g. temperature adaptation, irradiation ; Extra-corporeal blood circuits
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
- G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
- G01N21/25—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands
- G01N21/27—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands using photo-electric detection ; circuits for computing concentration
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Anesthesiology (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Hematology (AREA)
- Urology & Nephrology (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Emergency Medicine (AREA)
- Mathematical Physics (AREA)
- Theoretical Computer Science (AREA)
- Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Analytical Chemistry (AREA)
- Biochemistry (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Immunology (AREA)
- Pathology (AREA)
- External Artificial Organs (AREA)
- Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Abstract
【課題】短時間で血液成分の濃度を精度よく測定できる血液成分測定装置を提供すること。【解決手段】血液成分測定装置１は、発光制御部２１に、所定の周期Ｔで点灯区間が重ならないように複数の波長帯で発光部１１をそれぞれ点滅させ、複数の消灯区間Ｔｏｆｆ１、Ｔｏｆｆ２のうち、１つの消灯区間Ｔｏｆｆ１の長さが受光部１２の出力電圧の立ち下がり時間よりも長く、かつ、その他の消灯区間Ｔｏｆｆ２の長さが１つの消灯区間Ｔｏｆｆ１よりも短くなるように制御させるものとし、濃度算出部２２に、１つの消灯区間Ｔｏｆｆ１において外光の出力電圧Ｖｎを取得し、点灯区間Ｔｏｎ１、Ｔｏｎ２における受光部１２の出力電圧Ｖ１、Ｖ２から外光の出力電圧Ｖｎを減じた値Ｖｃ１、Ｖｃ２に基づいて血液成分の濃度を算出する。【選択図】図３
Description
本発明は、体外循環する血液中の血液成分の濃度変化を継続的に測定可能な血液成分測定装置及び血液浄化装置に関する。
透析治療等の血液浄化療法において、患者の血液に含まれる血液成分の濃度は、治療の効果や効率を判断するための重要な指標となる。血液成分の濃度は、治療中にも変化していくので、体外循環する血液成分の濃度変化を継続的に測定する必要がある。継続的な血液成分の濃度の測定方法として、チューブ等を介して血液に非接触で所定の波長の光を発光部から照射し、その透過光や反射光の強度を受光部で電圧に変換し、受光部の出力電圧に基づいて濃度を測定する方法が知られている。
このように光を用いた測定においては、受光部に入射する外光により受光部の出力電圧に誤差が生じる。この誤差を低減するため、例えば、特許文献１には、発光部の消灯及び点灯を繰り返し行い、消灯中における出力電圧を外光の出力電圧として、点灯中における出力電圧から減じて補正を行い、濃度を算出する方法が記載されている。発光部の点滅ごとに補正を行うので、継続的に精度よく成分濃度の測定が可能となっている。
また、特許文献２には、複数の発光部を用いて、血液中のヘマトクリット値や酸素飽和度等の血液成分濃度を測定可能な血液浄化装置が記載されている。
一般的に、酸素飽和度の測定には、約６００ｎｍ及び約８００ｎｍの２つの波長帯の光が用いられ、また、ヘマトクリット値の測定には、約８００ｎｍの波長帯の光が用いられる。また、ヘマトクリット値を精度よく測定するために、約８００ｎｍに加えて、約１３００ｎｍの２つの波長帯の光が用いられる場合もある。
一般的に、酸素飽和度の測定には、約６００ｎｍ及び約８００ｎｍの２つの波長帯の光が用いられ、また、ヘマトクリット値の測定には、約８００ｎｍの波長帯の光が用いられる。また、ヘマトクリット値を精度よく測定するために、約８００ｎｍに加えて、約１３００ｎｍの２つの波長帯の光が用いられる場合もある。
上述の特許文献２に記載されているように、複数の波長帯の光を用いる測定において、特許文献１に記載の方法で精度よく測定するには、それぞれの消灯の時間を残光がなくなる程度まで長くして外光の出力電圧を測定すればよい。しかしながら、複数の波長帯の光を発光させるので、消灯の時間を長くすると、それぞれの波長帯の光の点灯の周期が長くなってしまう。そのため、測定にかかる時間が長くなってしまう。
従って、本発明は、短時間で血液成分の濃度を精度よく測定できる血液成分測定装置の提供を目的とする。
本発明は、血液に向けて照射された光の透過光又は反射光の強度に基づいて、血液成分の濃度変化を継続的に測定する血液成分測定装置であって、可視光を含む複数の波長帯の光を発光する発光部と、前記発光部から照射される光の透過光又は反射光を電圧に変換して出力する受光部と、前記発光部の点灯及び消灯を制御する発光制御部と、前記受光部の出力電圧に基づいて、血液成分の濃度を算出する濃度算出部と、を備え、前記発光制御部は、所定の周期で点灯区間が重ならないように複数の波長帯で前記発光部をそれぞれ点滅させ、複数の消灯区間のうち、１つの消灯区間の長さが前記受光部の出力電圧の立ち下がり時間よりも長く、かつ、その他の消灯区間の長さが前記１つの消灯区間よりも短くなるように制御し、前記濃度算出部は、前記１つの消灯区間において前記受光部の出力電圧を外光の出力電圧として取得し、前記点灯区間における前記受光部の出力電圧から前記外光の出力電圧を減じた値に基づいて血液成分の濃度を算出する血液成分測定装置に関する。
また、前記発光制御部は、前記その他の消灯区間が前記受光部の出力電圧の立ち下がり時間よりも短くなるように制御することが好ましい。
また、前記受光部は、複数の受光素子を有しており、前記複数の受光素子は、それぞれ異なる波長帯の光を受光し、前記濃度算出部は、前記１つの消灯区間において、前記複数の受光素子の各出力電圧を各外光の出力電圧として取得し、それぞれの波長帯の点灯区間における前記複数の受光素子の各出力電圧から前記各外光の出力電圧を減じた値に基づいて血液成分の濃度を算出することが好ましい。
また、本発明は、前記血液成分測定装置と、血液浄化器と、血液回路と、前記血液回路に設けられ、前記血液浄化器に血液を送るための血液ポンプと、前記血液回路を流れる血液の成分濃度を測定するための測定部と、制御装置と、を備える血液浄化装置であって、前記発光部及び前記受光部は、前記測定部に設けられ、前記発光制御部及び前記濃度算出部は、前記制御装置に設けられる血液浄化装置に関する。
本発明の血液成分測定装置によれば、複数の消灯区間のうち、１つの消灯区間を長くすることで外光の出力電圧を正確に取得して血液成分の濃度を精度よく測定可能であると共に、その他の消灯区間を短くすることにより短時間で血液成分の濃度を測定できる。
以下、本発明の血液成分測定装置の好ましい各実施形態について、図面を参照しながら説明する。
本発明の血液成分測定装置は、透析療法等を行う血液浄化装置や人工心肺装置等を用いて患者の血液を体外循環させて行う治療において、血液成分の濃度を血液に非接触で継続的に測定可能とするものである。第１実施形態では、血液成分として酸素飽和度を測定可能な血液成分測定装置について説明し、第２実施形態では、血液成分として、酸素飽和度及びヘマトクリット値を測定可能な血液成分測定装置を備える血液浄化装置について説明する。
本発明の血液成分測定装置は、透析療法等を行う血液浄化装置や人工心肺装置等を用いて患者の血液を体外循環させて行う治療において、血液成分の濃度を血液に非接触で継続的に測定可能とするものである。第１実施形態では、血液成分として酸素飽和度を測定可能な血液成分測定装置について説明し、第２実施形態では、血液成分として、酸素飽和度及びヘマトクリット値を測定可能な血液成分測定装置を備える血液浄化装置について説明する。
＜第１実施形態＞
図１〜図３を参照して第１実施形態について詳細に説明する。図１は、本発明の第１実施形態に係る血液成分測定装置１を示すブロック図である。
図１に示すように、血液成分測定装置１は、測定部１０と、制御部２０と、表示部３０と、を備える。
図１〜図３を参照して第１実施形態について詳細に説明する。図１は、本発明の第１実施形態に係る血液成分測定装置１を示すブロック図である。
図１に示すように、血液成分測定装置１は、測定部１０と、制御部２０と、表示部３０と、を備える。
測定部１０は、２つの波長帯の光を発光する発光部１１と、発光部１１から照射される透過光又は反射光を受光して電圧に変換し出力する受光部１２と、を有し、血液が流れるチューブや血液チャンバ等の流路に取り付けられる。
発光部１１は、２つの発光素子Ｌ１、Ｌ２と、発光回路ＬＣと、を含んで構成される。本実施形態では、血液成分の一例として、酸素飽和度を測定するので、発光素子Ｌ１として、可視光である約６００ｎｍの波長帯の光を発光する発光ダイオードを用い、発光素子Ｌ２として、約８００ｎｍの波長帯の光を発光する発光ダイオードを用いる。発光回路ＬＣは、後述する発光制御回路２１から送られる信号に基づいて、発光素子Ｌ１、Ｌ２を点灯又は消灯させる。約６００ｎｍの波長帯の光は、主に還元ヘモグロビンにより吸収され、約８００ｎｍの波長帯の光は、主に還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンにより吸収される。これら２つの波長帯の光が血液に照射されると、一部は吸収され、一部は透過し、一部は反射する。
受光部１２は、１つの受光素子Ｆ１と、受光回路ＲＣと、を含んで構成されている。本実施形態で用いる２つの波長帯は、約６００ｎｍと約８００ｎｍで近いため、受光素子Ｆ１は、両方の波長帯の光を受光可能なフォトダイオードを用いる。２つの波長帯についてそれぞれ別のフォトダイオードを用いてもよい。受光回路ＲＣは、受光素子Ｆ１に入射された光の強度に応じて流れる微弱な電流を電圧に変換して増幅させて出力する回路である。
本実施形態では、図２に示すように、発光部１１と受光部１２は並列に配置されて、チューブを流れる血液Ｂに向けて発光部１１から光が照射され、血液の表面部において反射された反射光が受光部１２に入射して、電圧に変換される。
本実施形態では、図２に示すように、発光部１１と受光部１２は並列に配置されて、チューブを流れる血液Ｂに向けて発光部１１から光が照射され、血液の表面部において反射された反射光が受光部１２に入射して、電圧に変換される。
制御部２０は、発光制御部２１と、濃度算出部２２と、を備える。
発光制御部２１は、発光部１１におけるそれぞれの発光素子Ｌ１、Ｌ２を所定の周期で点滅させるための信号を発光回路ＬＣに送り、発光部１１の点灯及び消灯を制御する。
濃度算出部２２は、受光回路ＲＣから出力された電圧に基づいて血液成分としての酸素飽和度を算出する。具体的な算出方法については、後に詳しく説明する。
発光制御部２１は、発光部１１におけるそれぞれの発光素子Ｌ１、Ｌ２を所定の周期で点滅させるための信号を発光回路ＬＣに送り、発光部１１の点灯及び消灯を制御する。
濃度算出部２２は、受光回路ＲＣから出力された電圧に基づいて血液成分としての酸素飽和度を算出する。具体的な算出方法については、後に詳しく説明する。
表示部３０は、濃度算出部２２で算出された血液成分の濃度や、血液成分の経時変化等を表示する液晶パネル等により構成される。
次に、具体的な血液成分の濃度の測定方法について、図３を参照しながら説明する。
発光制御部２１は、発光素子Ｌ１、Ｌ２をそれぞれ所定の周期Ｔで点滅させるように発光部１１を制御する。このように所定の周期Ｔで発光部１１を点滅させた場合、受光部１２の出力電圧は、図３に示すような波形となる。
発光制御部２１は、発光素子Ｌ１、Ｌ２をそれぞれ所定の周期Ｔで点滅させるように発光部１１を制御する。このように所定の周期Ｔで発光部１１を点滅させた場合、受光部１２の出力電圧は、図３に示すような波形となる。
図３において、発光素子Ｌ１の点灯開始から消灯開始までの区間を点灯区間Ｔｏｎ１とし、発光素子Ｌ２の点灯開始から消灯開始までの区間を点灯区間Ｔｏｎ２とする。また、発光素子Ｌ２の消灯開始から発光素子Ｌ１の点灯開始までの区間を消灯区間Ｔｏｆｆ１とし、発光素子Ｌ１の消灯開始から発光素子Ｌ２の点灯開始までの区間を消灯区間Ｔｏｆｆ２とする。
この場合、所定の周期Ｔ＝Ｔｏｆｆ１＋Ｔｏｎ１＋Ｔｏｆｆ２＋Ｔｏｎ２の関係が成立する。ここで、発光制御部２１は、２つの消灯区間Ｔｏｆｆ１、Ｔｏｆｆ２のうち、消灯区間Ｔｏｆｆ１よりも消灯区間Ｔｏｆｆ２が短くなるように制御する。また、消灯区間Ｔｏｆｆ１は、発光素子Ｌ２の点灯による残光の影響がなくなった後も続くように、長さが設定される。
つまり、点灯区間Ｔｏｎ２において、所定の値まで上昇した出力電圧は、消灯区間Ｔｏｆｆ１において、所定の立ち下がり時間で立ち下がって収束する。つまり、消灯区間Ｔｏｆｆ１において、所定の立ち下がり時間が過ぎた後は、受光部１２の出力電圧は、外光の入射による出力電圧Ｖｎであるとみなすことができる。
本実施形態では、一例として、Ｔｏｎ１＝Ｔｏｎ２＝Ｔｏｆｆ１＝８ｍｓとし、Ｔｏｆｆ２＝４ｍｓとした。このように外光の出力電圧Ｖｎを取得するための消灯区間Ｔｏｆｆ１以外の消灯区間Ｔｏｆｆ２を短く設定すると、周期Ｔを短くすることができる。これにより、短時間で血液濃度の測定が可能となる。例えば、本実施形態の場合、周期Ｔ＝２８ｍｓとなり、可視光を発光する発光素子Ｌ１の１秒間の点滅回数は、３５．７回となる。一般的に１秒間に３５回以上の点滅は、ちらついて見えないため、上述の設定でちらつきを低減することもできる。
濃度算出部２２は、消灯区間Ｔｏｆｆ１において、受光部１２の出力電圧を外光の出力電圧Ｖｎとして取得する。次に、発光素子Ｌ１の点灯区間Ｔｏｎ１において、出力電圧Ｖ１から外光の出力電圧Ｖｎを減じた値を、補正電圧Ｖｃ１として取得する。最後に、発光素子Ｌ２の点灯区間Ｔｏｎ２において、出力電圧Ｖ２から外光の出力電圧Ｖｎを減じた値を、補正電圧Ｖｃ２として取得する。濃度算出部２２は、還元ヘモグロビンの濃度に依存する補正電圧Ｖｃ１と、還元ヘモグロビンの濃度及び酸化ヘモグロビンの濃度に依存する補正電圧Ｖｃ２から、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンの割合を求めて、酸素飽和度を算出する。以下、これを繰り返し、継続的に濃度を算出する。
以上説明した第１実施形態の血液成分測定装置１によれば、以下のような効果を奏する。
（１）血液成分測定装置１は、発光制御部２１に、所定の周期Ｔで点灯区間が重ならないように複数の波長帯で発光部１１をそれぞれ点滅させ、複数の消灯区間Ｔｏｆｆ１、Ｔｏｆｆ２のうち、１つの消灯区間Ｔｏｆｆ１の長さが受光部１２の出力電圧の立ち下がり時間よりも長く、かつ、その他の消灯区間Ｔｏｆｆ２の長さが１つの消灯区間Ｔｏｆｆ１よりも短くなるように制御させるものとし、濃度算出部２２に、１つの消灯区間Ｔｏｆｆ１において外光の出力電圧Ｖｎを取得させ、点灯区間Ｔｏｎ１、Ｔｏｎ２における受光部１２の出力電圧Ｖ１、Ｖ２から外光の出力電圧Ｖｎを減じた値Ｖｃ１、Ｖｃ２に基づいて血液成分の濃度を算出させた。これにより、すべての消灯区間を残光がなくなる程度まで長くする必要がないので、血液濃度の測定を短時間で、かつ、精度よく濃度を算出させられる。また、周期Ｔを短くしてちらつきを低減することができる。
＜第２実施形態＞
次に、第２実施形態に係る血液成分測定装置１Ａについて図４〜図７を参照して説明する。第２実施形態においては、体外循環装置が血液成分測定装置１Ａを備える構成について説明する。体外循環装置の一例として、透析療法を実施可能な血液浄化装置１００Ａについて説明する。本実施形態で説明する血液浄化装置１００Ａは、腎不全患者や薬物中毒患者の血液を浄化すると共に、装置の構成部材の洗浄を行うプライミング工程、患者から血液を脱血する脱血工程、血液中の余分な水分を除去する透析工程、患者に血液を返す返血工程等の各工程を、血液回路内の透析液の流れを制御することで連続して自動的に行う自動血液浄化装置である。
次に、第２実施形態に係る血液成分測定装置１Ａについて図４〜図７を参照して説明する。第２実施形態においては、体外循環装置が血液成分測定装置１Ａを備える構成について説明する。体外循環装置の一例として、透析療法を実施可能な血液浄化装置１００Ａについて説明する。本実施形態で説明する血液浄化装置１００Ａは、腎不全患者や薬物中毒患者の血液を浄化すると共に、装置の構成部材の洗浄を行うプライミング工程、患者から血液を脱血する脱血工程、血液中の余分な水分を除去する透析工程、患者に血液を返す返血工程等の各工程を、血液回路内の透析液の流れを制御することで連続して自動的に行う自動血液浄化装置である。
図４は、本発明の第２実施形態に係る血液成分測定装置１Ａを含む血液浄化装置１００Ａの概略構成を示す図であり、透析工程における状態を示しており、図５は、血液浄化装置１００Ａのブロック図である。
図４に示すように、血液浄化装置１００Ａは、血液を流すための血液回路１１０と、血液浄化器１２０と、測定部１０Ａと、透析液回路１３０と、制御装置１４０と、を備える。
血液回路１１０は、動脈側ライン１１１と、静脈側ライン１１２と、薬剤ライン１１３と、排液ライン１１４と、血液チャンバ１１５と、を有する。動脈側ライン１１１、静脈側ライン１１２、薬剤ライン１１３及び排液ライン１１４は、いずれも液体が流通可能な可撓性を有する軟質のチューブを主体として構成される。
動脈側ライン１１１は、一端側が後述する血液浄化器１２０の血液導入口１２２ａに接続される。動脈側ライン１１１には、動脈側接続部１１１ａ、動脈側気泡検知器１１１ｂ、及び血液ポンプ１１１ｃ、動脈側クランプ１１１ｄが配置される。
動脈側接続部１１１ａは、動脈側ライン１１１の他端側に配置される。動脈側接続部１１１ａには、患者の血管に穿刺される針が接続される。
動脈側気泡検知器１１１ｂは、チューブ内の気泡の有無を検出する。
血液ポンプ１１１ｃは、動脈側ライン１１１における動脈側気泡検知器１１１ｂよりも下流側に配置される。血液ポンプ１１１ｃは、動脈側ライン１１１を構成するチューブをローラーでしごくことにより、動脈側ライン１１１の内部の血液やプライミング液等の液体を送出する。
動脈側クランプ１１１ｄは、動脈側気泡検知器１１１ｂよりも上流側に配置される。動脈側クランプ１１１ｄは、例えば、動脈側ライン１１１を介して返血する場合に、動脈側気泡検知器１１１ｂによる気泡の検出結果に応じて制御され、動脈側ライン１１１の流路を開閉する。
動脈側接続部１１１ａは、動脈側ライン１１１の他端側に配置される。動脈側接続部１１１ａには、患者の血管に穿刺される針が接続される。
動脈側気泡検知器１１１ｂは、チューブ内の気泡の有無を検出する。
血液ポンプ１１１ｃは、動脈側ライン１１１における動脈側気泡検知器１１１ｂよりも下流側に配置される。血液ポンプ１１１ｃは、動脈側ライン１１１を構成するチューブをローラーでしごくことにより、動脈側ライン１１１の内部の血液やプライミング液等の液体を送出する。
動脈側クランプ１１１ｄは、動脈側気泡検知器１１１ｂよりも上流側に配置される。動脈側クランプ１１１ｄは、例えば、動脈側ライン１１１を介して返血する場合に、動脈側気泡検知器１１１ｂによる気泡の検出結果に応じて制御され、動脈側ライン１１１の流路を開閉する。
静脈側ライン１１２は、一端側が後述する血液浄化器１２０の血液導出口１２２ｂに接続される。静脈側ライン１１２には、静脈側接続部１１２ａ、静脈側気泡検知器１１２ｂ、ドリップチャンバ１１２ｃ、及び静脈側クランプ１１２ｄが配置される。
静脈側接続部１１２ａは、静脈側ラインの他端側に配置される。静脈側接続部１１２ａには、患者の血管に穿刺される針が接続される。
静脈側気泡検知器１１２ｂは、チューブ内の気泡の有無を検出する。
ドリップチャンバ１１２ｃは、静脈側気泡検知器１１２ｂよりも上流側に配置される。ドリップチャンバ１１２ｃは、静脈側ライン１１２に混入した気泡や凝固した血液等を除去するため、また、静脈圧を測定するため、一定量の血液を貯留する。
静脈側クランプ１１２ｄは、静脈側気泡検知器１１２ｂよりも下流側に配置される。静脈側クランプ１１２ｄは、静脈側気泡検知器１１２ｂによる気泡の検出結果に応じて制御され、静脈側ライン１１２の流路を開閉する。
静脈側接続部１１２ａは、静脈側ラインの他端側に配置される。静脈側接続部１１２ａには、患者の血管に穿刺される針が接続される。
静脈側気泡検知器１１２ｂは、チューブ内の気泡の有無を検出する。
ドリップチャンバ１１２ｃは、静脈側気泡検知器１１２ｂよりも上流側に配置される。ドリップチャンバ１１２ｃは、静脈側ライン１１２に混入した気泡や凝固した血液等を除去するため、また、静脈圧を測定するため、一定量の血液を貯留する。
静脈側クランプ１１２ｄは、静脈側気泡検知器１１２ｂよりも下流側に配置される。静脈側クランプ１１２ｄは、静脈側気泡検知器１１２ｂによる気泡の検出結果に応じて制御され、静脈側ライン１１２の流路を開閉する。
薬剤ライン１１３は、血液透析中に必要な薬剤を動脈側ライン１１１に供給する。薬剤ライン１１３は、一端側が薬剤を送り出す薬液ポンプ１１３ａに接続され、他端側が動脈側ライン１１１に接続される。また、薬剤ライン１１３には不図示のクランプ手段が設けられており、薬剤を注入するとき以外は、クランプ手段により流路は閉鎖された状態である。第２実施形態では、薬剤ライン１１３の他端側は、動脈側ライン１１１における血液ポンプ１１１ｃよりも下流側に接続される。
排液ライン１１４は、ドリップチャンバ１１２ｃに接続される。排液ライン１１４には、排液ラインクランプ１１４ａが配置される。排液ライン１１４は、血液回路１１０及び血液浄化器１２０を洗浄して清浄化するプライミング工程でプライミング液を排液するためのラインである。
血液チャンバ１１５は、血液回路１１０のうち測定部１０Ａを取り付ける箇所に設けるものである。血液チャンバ１１５は、透明で硬質のポリカーボネイト等の樹脂により形成されており、血液回路１１０を構成するチューブに比べて発光部１１Ａからの照射面積が大きくなるように扁平な形状に構成されている。本実施形態では、患者から取り出す血液の状態を測定するため、血液チャンバ１１５を動脈側ライン１１１に設けるものとした。血液チャンバ１１５の取り付け箇所は、動脈側ライン１１１のどこに取り付けてもよいが、動脈側ライン１１１の一端側である血液浄化器１２０の血液導入口１２２ａとの接続部に取り付けるものとした。
血液浄化器１２０は、筒状に形成された容器本体１２１と、この容器本体１２１の内部に収容された透析膜（図示せず）と、を備え、容器本体１２１の内部は、透析膜により血液側流路と透析液側流路とに区画される（いずれも図示せず）。容器本体１２１には、血液回路１１０に連通する血液導入口１２２ａ及び血液導出口１２２ｂと、透析液回路１３０に連通する透析液導入口１２３ａ及び透析液導出口１２３ｂと、が形成される。
以上の血液回路１１０及び血液浄化器１２０によれば、対象者（透析患者）の動脈から取り出された血液は、血液ポンプ１１１ｃにより動脈側ライン１１１を流通して血液浄化器１２０の血液側流路に導入される。血液浄化器１２０に導入された血液は、透析膜を介して後述する透析液回路１３０を流通する透析液により浄化される。血液浄化器１２０において浄化された血液は、静脈側ライン１１２を流通して対象者の静脈に返血される。
測定部１０Ａは、図５に示すように、３つの波長帯の光を発光する発光部１１Ａと、発光部１１Ａから照射される透過光又は反射光を電圧に変換して出力する受光部１２Ａと、を有し、血液チャンバ１１５に取り付けられる。
発光部１１Ａは、３つの発光素子Ｌ１、Ｌ２、Ｌ３と、発光回路ＬＣＡと、を含んで構成されている。本実施形態では、血液成分の一例として、酸素飽和度及びヘマトクリット値を測定する。酸素飽和度を測定するための発光素子Ｌ１、Ｌ２は、第１実施形態で説明したものと同様の発光ダイオードを用いるので、説明を省略する。発光素子Ｌ３は、約１３００ｎｍの波長帯の光を発光する発光ダイオードを用いる。発光回路ＬＣＡは、後述する発光制御回路２１Ａから送られる信号に基づいて、発光素子Ｌ１、Ｌ２、Ｌ３を点灯又は消灯させる。約１３００ｎｍの波長帯の光は、主に水により吸収され、約８００ｎｍの波長帯の光は、主にヘモグロビンにより吸収される。これら２つの波長帯の光を用いてヘマトクリット値の測定を行う。
発光部１１Ａは、３つの発光素子Ｌ１、Ｌ２、Ｌ３と、発光回路ＬＣＡと、を含んで構成されている。本実施形態では、血液成分の一例として、酸素飽和度及びヘマトクリット値を測定する。酸素飽和度を測定するための発光素子Ｌ１、Ｌ２は、第１実施形態で説明したものと同様の発光ダイオードを用いるので、説明を省略する。発光素子Ｌ３は、約１３００ｎｍの波長帯の光を発光する発光ダイオードを用いる。発光回路ＬＣＡは、後述する発光制御回路２１Ａから送られる信号に基づいて、発光素子Ｌ１、Ｌ２、Ｌ３を点灯又は消灯させる。約１３００ｎｍの波長帯の光は、主に水により吸収され、約８００ｎｍの波長帯の光は、主にヘモグロビンにより吸収される。これら２つの波長帯の光を用いてヘマトクリット値の測定を行う。
受光部１２Ａは、２つの受光素子Ｆ１、Ｆ２と、受光回路ＲＣＡと、を含んで構成されている。本実施形態で用いる３つの波長帯のうち、約６００ｎｍと約８００ｎｍは近いため、第１実施形態で説明したのと同様に受光素子Ｆ１は、両方の波長帯の光を受光可能なフォトダイオードを用いる。受光素子Ｆ２は、約１３００ｎｍの波長帯の光を受光可能なフォトダイオードを用いる。受光回路ＲＣＡは、受光素子Ｆ１、Ｆ２にそれぞれ入射された光の強度に応じて流れる微弱な電流を電圧に変換して増幅させてそれぞれの電圧を出力する回路である。
本実施形態では、図６に示すように、発光部１１Ａと受光部１２Ａとは、血液チャンバ１１５を挟んで対向して配置される。血液チャンバ１１５を流れる血液Ｂに向けて発光部１１から光が照射され、血液を透過した光が受光部１２Ａに入射して、電圧に変換される。
透析液回路１３０は、第２実施形態では、いわゆる密閉容量制御方式の透析液回路１３０により構成される。この透析液回路１３０は、透析液供給ライン１３１ａと、透析液排液ライン１３１ｂと、透析液導入ライン１３２ａと、透析液導出ライン１３２ｂと、透析液送液部１３３と、を備える。
透析液送液部１３３は、透析液チャンバ１３３１と、バイパスライン１３３２と、除水／逆濾過ポンプ１３３３と、を備える。
透析液チャンバ１３３１は、一定容量（例えば、３００ｍＬ〜５００ｍＬ）の透析液を収容可能な硬質の容器で構成され、この容器の内部は軟質の隔膜（ダイアフラム）により、送液収容部１３３１ａ及び排液収容部１３３１ｂに区画される。
バイパスライン１３３２は、透析液導出ライン１３２ｂと透析液排液ライン１３１ｂとを接続する。
透析液チャンバ１３３１は、一定容量（例えば、３００ｍＬ〜５００ｍＬ）の透析液を収容可能な硬質の容器で構成され、この容器の内部は軟質の隔膜（ダイアフラム）により、送液収容部１３３１ａ及び排液収容部１３３１ｂに区画される。
バイパスライン１３３２は、透析液導出ライン１３２ｂと透析液排液ライン１３１ｂとを接続する。
除水／逆濾過ポンプ１３３３は、バイパスライン１３３２に配置される。除水／逆濾過ポンプ１３３３は、バイパスライン１３３２の内部の透析液を透析液排液ライン１３１ｂ側に流通させる方向（除水方向）及び透析液導出ライン１３２ｂ側に流通させる方向（逆濾過方向）に送液可能に駆動するポンプにより構成される。
透析液供給ライン１３１ａは、基端側が透析液供給装置（図示せず）に接続され、先端側が透析液チャンバ１３３１に接続される。透析液供給ライン１３１ａは透析液チャンバ１３３１の送液収容部１３３１ａに透析液を供給する。
透析液導入ライン１３２ａは、透析液チャンバ１３３１と血液浄化器１２０の透析液導入口１２３ａとを接続し、透析液チャンバ１３３１の送液収容部１３３１ａに収容された透析液を血液浄化器１２０の透析液側流路に導入する。
透析液導出ライン１３２ｂは、血液浄化器１２０の透析液導出口１２３ｂと透析液チャンバ１３３１とを接続し、血液浄化器１２０から排出された透析液を透析液チャンバ１３３１の排液収容部１３３１ｂに導出する。
透析液排液ライン１３１ｂは、基端側が透析液チャンバ１３３１に接続され、排液収容部１３３１ｂに収容された透析液の排液を排出する。
以上の透析液回路１３０によれば、透析液チャンバ１３３１を構成する硬質の容器の内部を軟質の隔膜（ダイアフラム）により区画することで、透析液チャンバ１３３１からの透析液の導出量（送液収容部１３３１ａへの透析液の供給量）と、透析液チャンバ１３３１（排液収容部１３３１ｂ）に回収される排液の量と、を同量にできる。
これにより、除水／逆濾過ポンプ１３３３を停止させた状態では、血液浄化器１２０に導入される透析液の流量と血液浄化器１２０から導出される透析液（排液）の量とを同量にできる。また、除水／逆濾過ポンプ１３３３を除水方向に送液するように駆動させた場合は、血液浄化器１２０において、血液から所定の速度で所定量の除水が行われる。また、除水／逆濾過ポンプ１３３３を逆濾過方向に送液するように駆動させた場合は、血液浄化器１２０において、血液回路１１０に所定量の透析液が注入（逆濾過）される。
これにより、除水／逆濾過ポンプ１３３３を停止させた状態では、血液浄化器１２０に導入される透析液の流量と血液浄化器１２０から導出される透析液（排液）の量とを同量にできる。また、除水／逆濾過ポンプ１３３３を除水方向に送液するように駆動させた場合は、血液浄化器１２０において、血液から所定の速度で所定量の除水が行われる。また、除水／逆濾過ポンプ１３３３を逆濾過方向に送液するように駆動させた場合は、血液浄化器１２０において、血液回路１１０に所定量の透析液が注入（逆濾過）される。
制御装置１４０は、情報処理装置（コンピュータ）により構成され、制御プログラムを実行することにより、血液浄化装置１００Ａの動作を制御する。図５に示すように、具体的には、制御装置１４０は、血液回路１１０及び透析液回路１３０に配置された各種のポンプやクランプ等の動作を制御して、血液浄化装置１００により行われる各種工程、例えば、プライミング工程、脱血工程、透析工程、補液工程、返血工程等を実行する。
また、制御装置１４０は、血液成分測定装置１Ａを構成する制御部２０Ａを備える。制御部２０Ａは、発光制御部２１Ａと、濃度算出部２２Ａと、を備える。
発光制御部２１Ａは、発光部１１Ａにおけるそれぞれの発光素子Ｌ１、Ｌ２、Ｌ３を所定の周期で点滅させるための信号を発光回路ＬＣＡに送り、発光部１１Ａの点灯及び消灯を制御する。
濃度算出部２２Ａは、受光回路ＲＣＡから出力された電圧に基づいて血液成分としての酸素飽和度及びヘマトクリット値を算出する。具体的な算出方法については、後に詳しく説明する。
発光制御部２１Ａは、発光部１１Ａにおけるそれぞれの発光素子Ｌ１、Ｌ２、Ｌ３を所定の周期で点滅させるための信号を発光回路ＬＣＡに送り、発光部１１Ａの点灯及び消灯を制御する。
濃度算出部２２Ａは、受光回路ＲＣＡから出力された電圧に基づいて血液成分としての酸素飽和度及びヘマトクリット値を算出する。具体的な算出方法については、後に詳しく説明する。
上述した血液浄化装置１００Ａで実施される各種工程のうち、図４に示す透析工程について簡単に説明する。
透析工程では、患者の余剰水分の除水及び老廃物の除去が行われる。
透析工程において、動脈側接続部１１１ａから導入される患者の血液は、動脈側ライン１１１を通って血液浄化器１２０で浄化され、静脈側ライン１１２を通って静脈側接続部１１２ａから患者に戻される。
透析工程において、動脈側接続部１１１ａから導入される患者の血液は、動脈側ライン１１１を通って血液浄化器１２０で浄化され、静脈側ライン１１２を通って静脈側接続部１１２ａから患者に戻される。
透析工程では、図４に示すように、動脈側接続部１１１ａ及び静脈側接続部１１２ａは、それぞれ患者の血管に穿刺される針に接続された状態であり、排液ラインクランプ１１４ａは閉状態、静脈側クランプ１１２ｄは開状態である。
不図示の透析液供給装置は、透析液チャンバ１３３１に対して平均５００ｍＬ／ｍｉｎの送液量で透析液を供給及び排出し、除水／逆濾過ポンプ１３３３を、除水方向に一例として１０ｍＬで送液するように作動させ、血液浄化器１２０において、１０ｍＬ／ｍｉｎの除水が行われる。
血液ポンプ１１１ｃは、例えば２００ｍＬ／ｍｉｎの流量で動脈側接続部１１１ａ側から血液浄化器１２０側に血液を送出する。
血液浄化器１２０内には、血液導入口１２２ａから２００ｍＬ／ｍｉｎの流量で血液が流入し、１０ｍＬ／ｍｉｎの流量で除水されて、血液導出口１２２ｂから１９０ｍＬ／ｍｉｎの流量で導出される。また、透析排液は、透析液導出口１２３ｂから導出される。
このようにして、透析工程において１０ｍＬ／ｍｉｎの流量で除水が行われる。
血液ポンプ１１１ｃは、例えば２００ｍＬ／ｍｉｎの流量で動脈側接続部１１１ａ側から血液浄化器１２０側に血液を送出する。
血液浄化器１２０内には、血液導入口１２２ａから２００ｍＬ／ｍｉｎの流量で血液が流入し、１０ｍＬ／ｍｉｎの流量で除水されて、血液導出口１２２ｂから１９０ｍＬ／ｍｉｎの流量で導出される。また、透析排液は、透析液導出口１２３ｂから導出される。
このようにして、透析工程において１０ｍＬ／ｍｉｎの流量で除水が行われる。
このように透析工程では、徐々に除水が行われて患者の血液が濃縮されて行くので、血液成分としてヘマトクリット値を測定することで、除水速度の調整が可能となり、再循環の測定等が可能となる。また、ヘマトクリット値に基づいて、患者の循環血液量の変化も算出することが可能である。また、透析工程において、酸素飽和度を測定することで、睡眠時無呼吸症候群等を検出できる可能性がある。
次に、本実施形態における具体的な血液成分の濃度の測定方法について、図７を参照しながら説明する。
発光制御部２１Ａは、発光素子Ｌ１、Ｌ２、Ｌ３をそれぞれ所定の周期ＴＡで点滅させるように発光部１１Ａを制御する。このように所定の周期ＴＡで発光部１１Ａを点滅させた場合、受光部１２Ａの出力電圧としては、受光素子Ｆ１からの出力電圧１と、受光素子Ｆ２からの出力電圧２と、が得られる。それぞれの出力電圧１及び出力電圧２は、図７に示すような波形となる。
図７において、発光素子Ｌ１の点灯開始から消灯開始までの区間を点灯区間ＴＡｏｎ１とし、発光素子Ｌ２の点灯開始から消灯開始までの区間を点灯区間ＴＡｏｎ２とし、発光素子Ｌ３の点灯開始から消灯開始までの区間を点灯区間ＴＡｏｎ３とする。また、発光素子Ｌ３の消灯開始から発光素子Ｌ１の点灯開始までの区間を消灯区間ＴＡｏｆｆ１とし、発光素子Ｌ１の消灯開始から発光素子Ｌ２の点灯開始までの区間を消灯区間ＴＡｏｆｆ２とし、発光素子Ｌ２の消灯開始から発光素子Ｌ３の点灯開始までの区間を消灯区間ＴＡｏｆｆ３とする。所定の周期ＴＡ＝ＴＡｏｆｆ１＋ＴＡｏｎ１＋ＴＡｏｆｆ２＋ＴＡｏｎ２＋ＴＡｏｆｆ３＋ＴＡｏｎ３の関係が成立する。発光制御部２１Ａは、３つの消灯区間ＴＡｏｆｆ１、ＴＡｏｆｆ２、及び、ＴＡｏｆｆ３のうち、１つの消灯区間ＴＡｏｆｆ３よりも、その他の消灯区間ＴＡｏｆｆ１、ＴＡｏｆｆ２が短くなるように制御する。また、消灯区間ＴＡｏｆｆ３は、発光素子Ｌ２の点灯による残光の影響がなくなった後も続くように、長さを設定する。つまり、点灯区間ＴＡｏｎ２において、所定の値まで上昇した出力電圧は、消灯区間ＴＡｏｆｆ３において、所定の立ち下がり時間で立ち下がって収束する。つまり、消灯区間ＴＡｏｆｆ３において、所定の立ち下がり時間が過ぎれば、受光部１２Ａの受光素子Ｆ１、Ｆ２の各出力電圧は、外光の入射による各出力電圧ＶＡｎ１、ＶＡｎ２であるとみなすことができる。また、消灯区間ＴＡｏｆｆ１、ＴＡｏｆｆ２においては、それぞれ発光素子Ｌ３の残光及び発光素子Ｌ１の残光が収束しないまま、次の発光素子Ｌ１及び発光素子Ｌ２の点灯が開始される。つまり、直前に発光した発光素子の点灯により、所定の値まで上昇した出力電圧の立ち下がり時間よりも短い時間になるよう、消灯区間ＴＡｏｆｆ１、ＴＡｏｆｆ２を設定する。
発光制御部２１Ａは、発光素子Ｌ１、Ｌ２、Ｌ３をそれぞれ所定の周期ＴＡで点滅させるように発光部１１Ａを制御する。このように所定の周期ＴＡで発光部１１Ａを点滅させた場合、受光部１２Ａの出力電圧としては、受光素子Ｆ１からの出力電圧１と、受光素子Ｆ２からの出力電圧２と、が得られる。それぞれの出力電圧１及び出力電圧２は、図７に示すような波形となる。
図７において、発光素子Ｌ１の点灯開始から消灯開始までの区間を点灯区間ＴＡｏｎ１とし、発光素子Ｌ２の点灯開始から消灯開始までの区間を点灯区間ＴＡｏｎ２とし、発光素子Ｌ３の点灯開始から消灯開始までの区間を点灯区間ＴＡｏｎ３とする。また、発光素子Ｌ３の消灯開始から発光素子Ｌ１の点灯開始までの区間を消灯区間ＴＡｏｆｆ１とし、発光素子Ｌ１の消灯開始から発光素子Ｌ２の点灯開始までの区間を消灯区間ＴＡｏｆｆ２とし、発光素子Ｌ２の消灯開始から発光素子Ｌ３の点灯開始までの区間を消灯区間ＴＡｏｆｆ３とする。所定の周期ＴＡ＝ＴＡｏｆｆ１＋ＴＡｏｎ１＋ＴＡｏｆｆ２＋ＴＡｏｎ２＋ＴＡｏｆｆ３＋ＴＡｏｎ３の関係が成立する。発光制御部２１Ａは、３つの消灯区間ＴＡｏｆｆ１、ＴＡｏｆｆ２、及び、ＴＡｏｆｆ３のうち、１つの消灯区間ＴＡｏｆｆ３よりも、その他の消灯区間ＴＡｏｆｆ１、ＴＡｏｆｆ２が短くなるように制御する。また、消灯区間ＴＡｏｆｆ３は、発光素子Ｌ２の点灯による残光の影響がなくなった後も続くように、長さを設定する。つまり、点灯区間ＴＡｏｎ２において、所定の値まで上昇した出力電圧は、消灯区間ＴＡｏｆｆ３において、所定の立ち下がり時間で立ち下がって収束する。つまり、消灯区間ＴＡｏｆｆ３において、所定の立ち下がり時間が過ぎれば、受光部１２Ａの受光素子Ｆ１、Ｆ２の各出力電圧は、外光の入射による各出力電圧ＶＡｎ１、ＶＡｎ２であるとみなすことができる。また、消灯区間ＴＡｏｆｆ１、ＴＡｏｆｆ２においては、それぞれ発光素子Ｌ３の残光及び発光素子Ｌ１の残光が収束しないまま、次の発光素子Ｌ１及び発光素子Ｌ２の点灯が開始される。つまり、直前に発光した発光素子の点灯により、所定の値まで上昇した出力電圧の立ち下がり時間よりも短い時間になるよう、消灯区間ＴＡｏｆｆ１、ＴＡｏｆｆ２を設定する。
本実施形態では、一例として、ＴＡｏｎ１＝ＴＡｏｎ２＝ＴＡｏｎ３＝５ｍｓとし、ＴＡｏｆｆ３＝７ｍｓとし、ＴＡｏｆｆ１＝ＴＡｏｆｆ２＝３ｍｓとした。このように外光の出力電圧ＶＡｎを取得するための消灯区間ＴＡｏｆｆ３以外の消灯区間ＴＡｏｆｆ１、ＴＡｏｆｆ２を残光が収束しない程度の短い時間に設定することで、周期ＴＡを更に短くすることができる。これにより、更に短時間で血液濃度の測定が可能となる。例えば、本実施形態の場合、周期Ｔ＝２８ｍｓとなり、可視光を発光する発光素子Ｌ１の１秒間の点滅回数は、３５．７回となる。一般的に１秒間に３５回以上の点滅は、ちらついて見えないため、上述の設定でちらつきを低減することもできる。
濃度算出部２２Ａは、消灯区間ＴＡｏｆｆ３において、受光部１２Ａにおけるそれぞれの受光素子Ｆ１、Ｆ２からの各出力電圧を外光の出力電圧ＶＡｎ１、ＶＡｎ２、として取得する。次に、発光素子Ｌ３の点灯区間ＴＡｏｎ３において、出力電圧ＶＡ３から外光の出力電圧ＶＡｎ２を減じた値を、補正電圧ＶＡｃ３として取得する。続いて、発光素子Ｌ１の点灯区間ＴＡｏｎ１において、出力電圧ＶＡ１から外光の出力電圧ＶＡｎ１を減じた値を、補正電圧ＶＡｃ１として取得する。最後に、発光素子Ｌ２の点灯区間ＴＡｏｎ２において、出力電圧ＶＡ２から外光の出力電圧ＶＡｎ１を減じた値を、補正電圧ＶＡｃ２として取得する。濃度算出部２２Ａは、還元ヘモグロビンの濃度に依存する補正電圧ＶＡｃ１と、還元ヘモグロビンの濃度及び酸化ヘモグロビンの濃度に依存する補正電圧ＶＡｃ２から、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンの割合を求めて、酸素飽和度を算出する。また、濃度算出部２２Ａは、ヘモグロビンの濃度に依存する補正電圧ＶＡｃ２と、水の割合に依存する補正電圧ＶＡｃ３から、ヘマトクリット値を算出する。以下、これを繰り返し、継続的に酸素飽和度及びヘマトクリット値を算出する。
以上説明した第２実施形態の血液成分測定装置１Ａによれば、上述の効果（１）に加えて、以下のような効果を奏する。
（２）血液成分測定装置１Ａの発光制御部２１Ａは、消灯区間ＴＡｏｆｆ１、ＴＡｏｆｆ２が受光部１２Ａの受光素子Ｆ３、Ｆ１からの出力電圧の立ち下がり時間よりも短くなるように制御するものとした。これにより、更に周期を短くすることができるので、血液濃度の測定をより短時間化できる。また、ちらつきを更に低減可能である。
（３）血液成分測定装置１Ａの受光部１２Ａは、複数の受光素子Ｆ１、Ｆ２を有しており、複数の受光素子Ｆ１、Ｆ２は、それぞれ異なる波長帯の光を受光し、濃度算出部２２Ａは、１つの消灯区間ＴＡｏｆｆ３において、複数の受光素子Ｆ１、Ｆ２からの各出力電圧を各外光の出力電圧ＶＡｎ１、ＶＡｎ２として取得し、それぞれの波長帯の点灯区間ＴＡｏｎ１、ＴＡｏｎ２、ＴＡｏｎ３における複数の受光素子Ｆ１、Ｆ２の各出力電圧ＶＡ１、ＶＡ２、ＶＡ３から各外光の出力電圧ＶＡｎ１、ＶＡｎ２を減じた値ＶＡｃ１、ＶＡｃ２、ＶＡｃ３に基づいて血液成分の濃度を算出するものとした。これにより、受光部が有する受光素子が多くなっても、長くする消灯区間は１つだけでよいので、周期を短くできる。
以上、本発明の血液成分測定装置の好ましい各実施形態について説明したが、本発明は、上述した各実施形態に制限されるものではなく、適宜変更が可能である。
例えば、上述の各実施形態では、発光部は、異なる波長帯で発光する複数の発光素子を用いる構成を示したが、１つの発光素子にフィルタをかけることにより、複数の波長帯の光を発光可能とするように構成してもよい。
また、上述の各実施形態では、測定部を血液回路のチューブや血液チャンバに取り付ける場合を示したが、例えば、体外循環装置の装置本体の筐体に測定部を備え付けて、血液回路を構成するチューブを測定部に取り付けるように構成してもよい。
また、上述の各実施形態では、測定部を血液回路のチューブや血液チャンバに取り付ける場合を示したが、例えば、体外循環装置の装置本体の筐体に測定部を備え付けて、血液回路を構成するチューブを測定部に取り付けるように構成してもよい。
１、１Ａ 血液成分測定装置
１０、１０Ａ 測定部
１１、１１Ａ 発光部
１２、１２Ａ 受光部
２０、２０Ａ 制御部
２１、２１Ａ 発光制御部
２２，２２Ａ 濃度算出部
３０ 表示部
１００Ａ 透析装置
１１０ 血液回路
１１１ 動脈側ライン
１１１ｃ 血液ポンプ
１１２ 静脈側ライン
１２０ 血液浄化器
１３０ 透析液回路
１３３ 透析液送液部
１４０ 制御部
１０、１０Ａ 測定部
１１、１１Ａ 発光部
１２、１２Ａ 受光部
２０、２０Ａ 制御部
２１、２１Ａ 発光制御部
２２，２２Ａ 濃度算出部
３０ 表示部
１００Ａ 透析装置
１１０ 血液回路
１１１ 動脈側ライン
１１１ｃ 血液ポンプ
１１２ 静脈側ライン
１２０ 血液浄化器
１３０ 透析液回路
１３３ 透析液送液部
１４０ 制御部
Claims (4)
- 血液に向けて照射された光の透過光又は反射光の強度に基づいて、血液成分の濃度変化を継続的に測定する血液成分測定装置であって、
可視光を含む複数の波長帯の光を発光する発光部と、
前記発光部から照射される光の透過光又は反射光を受光し、電圧に変換して出力する受光部と、
前記発光部の点灯及び消灯を制御する発光制御部と、
前記受光部の出力電圧に基づいて、血液成分の濃度を算出する濃度算出部と、
を備え、
前記発光制御部は、所定の周期で点灯区間が重ならないように複数の波長帯で前記発光部をそれぞれ点滅させ、複数の消灯区間のうち、１つの消灯区間の長さが前記受光部の出力電圧の立ち下がり時間よりも長く、かつ、その他の消灯区間の長さが前記１つの消灯区間よりも短くなるように制御し、
前記濃度算出部は、前記１つの消灯区間において前記受光部の出力電圧を外光の出力電圧として取得し、前記点灯区間における前記受光部の出力電圧から前記外光の出力電圧を減じた値に基づいて血液成分の濃度を算出する血液成分測定装置。 - 前記発光制御部は、前記その他の消灯区間が前記受光部の出力電圧の立ち下がり時間よりも短くなるように制御する請求項１に記載の血液成分測定装置。
- 前記受光部は、複数の受光素子を有しており、
前記複数の受光素子は、それぞれ異なる波長帯の光を受光し、
前記濃度算出部は、前記１つの消灯区間において、前記複数の受光素子の各出力電圧を各外光の出力電圧として取得し、それぞれの波長帯の点灯区間における前記複数の受光素子の各出力電圧から前記各外光の出力電圧を減じた値に基づいて血液成分の濃度を算出する請求項１又は２に記載の血液成分測定装置。 - 請求項１〜３のいずれかに記載の血液成分測定装置と、
血液浄化器と、
血液回路と、
前記血液回路に設けられ、前記血液浄化器に血液を送るための血液ポンプと、
前記血液回路を流れる血液の成分濃度を測定するための測定部と、
制御装置と、
を備える血液浄化装置であって、
前記発光部及び前記受光部は、前記測定部に設けられ、
前記発光制御部及び前記濃度算出部は、前記制御装置に設けられる血液浄化装置。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2020093112A JP7443934B2 (ja) | 2020-05-28 | 2020-05-28 | 血液成分測定装置及び血液浄化装置 |
| PCT/JP2021/020046 WO2021241647A1 (ja) | 2020-05-28 | 2021-05-26 | 血液成分測定装置及び血液浄化装置 |
| CN202180029367.4A CN115427090A (zh) | 2020-05-28 | 2021-05-26 | 血液成分测定装置及血液净化装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2020093112A JP7443934B2 (ja) | 2020-05-28 | 2020-05-28 | 血液成分測定装置及び血液浄化装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2021186185A true JP2021186185A (ja) | 2021-12-13 |
| JP7443934B2 JP7443934B2 (ja) | 2024-03-06 |
Family
ID=78744623
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2020093112A Active JP7443934B2 (ja) | 2020-05-28 | 2020-05-28 | 血液成分測定装置及び血液浄化装置 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP7443934B2 (ja) |
| CN (1) | CN115427090A (ja) |
| WO (1) | WO2021241647A1 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP7408868B1 (ja) | 2023-04-12 | 2024-01-05 | 日機装株式会社 | 血液浄化装置 |
| JP7408869B1 (ja) | 2023-04-12 | 2024-01-05 | 日機装株式会社 | 血液浄化装置 |
Family Cites Families (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP4966837B2 (ja) | 2007-12-03 | 2012-07-04 | 日本電信電話株式会社 | 成分濃度測定装置及び成分濃度測定装置制御方法 |
| DE102009017304A1 (de) | 2009-04-11 | 2010-10-21 | Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh | Vorrichtung und Verfahren zur Messung eines Blutbestandteils im Blut für eine extrakorporale Blutbehandlungsvorrichtung |
| EP2628446A4 (en) | 2010-10-14 | 2017-01-04 | Hitachi, Ltd. | Equipment for in vivo data acquisition and analysis |
| JP2012237758A (ja) | 2012-07-23 | 2012-12-06 | Jms Co Ltd | 成分測定用器具及び成分測定用器具を備えた血液透析装置 |
| WO2016031267A1 (ja) | 2014-08-29 | 2016-03-03 | 国立大学法人東北大学 | 光学的濃度測定方法 |
-
2020
- 2020-05-28 JP JP2020093112A patent/JP7443934B2/ja active Active
-
2021
- 2021-05-26 CN CN202180029367.4A patent/CN115427090A/zh active Pending
- 2021-05-26 WO PCT/JP2021/020046 patent/WO2021241647A1/ja active Application Filing
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP7408868B1 (ja) | 2023-04-12 | 2024-01-05 | 日機装株式会社 | 血液浄化装置 |
| JP7408869B1 (ja) | 2023-04-12 | 2024-01-05 | 日機装株式会社 | 血液浄化装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| CN115427090A (zh) | 2022-12-02 |
| JP7443934B2 (ja) | 2024-03-06 |
| WO2021241647A1 (ja) | 2021-12-02 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| TWI352604B (en) | Blood purification device | |
| US8518247B2 (en) | Error correction for a liquid concentration detector of a blood purification apparatus | |
| JP4889297B2 (ja) | 血液透析装置 | |
| WO2021241647A1 (ja) | 血液成分測定装置及び血液浄化装置 | |
| JP6027720B2 (ja) | 血液浄化装置 | |
| JP4925159B2 (ja) | 血液浄化装置 | |
| AU2013320645B2 (en) | Device and method for detecting recirculation during an extracorporeal blood treatment | |
| JP5833574B2 (ja) | 体外血液処理のためのバスキュラーアクセスを監視する装置及び方法 | |
| JP5491844B2 (ja) | 血液浄化装置 | |
| JP4573231B2 (ja) | 血液浄化装置 | |
| JP2007143815A (ja) | 血液浄化装置及び血液浄化方法 | |
| CN1968721A (zh) | 血液净化装置 | |
| JP2010136746A (ja) | 血液透析装置 | |
| JP5222706B2 (ja) | 血液浄化装置及びその血液流量演算方法 | |
| JP2023005175A (ja) | 血液浄化装置 | |
| WO2021059817A1 (ja) | 血液浄化装置 | |
| JP2023007641A (ja) | 液体濃度測定装置及び体外循環装置 | |
| JP2023007642A (ja) | 体外循環装置 | |
| JP2022185796A (ja) | 血液浄化装置 | |
| CN111225693A (zh) | 血液净化装置 | |
| CN112312940A (zh) | 血液净化装置和血液净化装置的血浆流量获得方法 | |
| JP2010068927A (ja) | 血液浄化装置 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20230406 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20240123 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20240205 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Ref document number: 7443934 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |