JP3622984B2 - 血液透析シャント内の血行動態の不侵襲測定システム - Google Patents

Description

関係出願のクロスレファレンス
本特許出願は、1996年10月23日出願のアメリカ合衆国仮特許出願第60/029587号に優先する。
発明の分野
本発明は、血液透析のアクセス部位の血行動態を不侵襲測定し、またアクセス再循環および血流を不侵襲測定するためのシステムおよび方法に関する。より詳しくは、本発明は、シャント（アクセス部位）の再循環、アクセス部位の血液流量、透析器械の血液流量、および血液透析の配管路に必要な呼び流体量を定量的に測定するための分光光度計測システムおよび方法に関する。
序論
現代の医療では、とくに透析処置を受けている患者の状態を知るために多くの方法や指標が用いられる。血液透析は、ある種の生物的老廃物を除去するために患者の腎臓の代わりに人工腎臓を使用する必要があるときに用いられる処置である。人体の腎臓が、尿素、カリウム、さらには過剰な水分などの老廃物を除去するために正しく機能しなくなった場合には、血液を血液配管路を通して患者から取り出し、人工腎臓すなわち透析器を通して濾過することが必要になる。この処置では、血液は、透析器を通って浄化された後、患者の正規の循環システムに戻される。患者の循環システムへのアクセスは、外科的に植え込まれたシャントすなわちフィステルを用いて行なわれる。この「アクセス部位」は、通常、患者の腕部、足部、または頚部である。通常、この「アクセス部位」には複数の針が配置され、透析器の「動脈側」すなわち上流側の血液を除去し浄化された血液を最初の針の位置の下流側すなわち「静脈側」に戻すことが容易に行なえるようにする。しかし、不幸なことに、時間が経過すると、このフィステルすなわちシャントが詰るすなわち「狭窄」を起こすことが多い。その結果、アクセス部位を通る血流が減少し、最終的にはシャントの管脈形成または外科的交換が必要となる。シャントが「完全に詰って」機能停止すると、透析で浄化された血液の一部が動脈側の取り出し部位に逆流し、再循環して再び透析されることになる。これを「アクセス再循環」と呼ぶ。このような純化された血液の再循環が続くと、患者の循環血液の残る部分が適切に浄化されなくなり、患者には不適切な透析量があたえられることになる。
このような、純化された血液が取り出し部位に戻る直接再循環のために起こる不適切な透析量の危険を避けるために、
１） アクセス再循環の程度すなわちパーセント、
２） シャント自身の中の実際の血液流量、および、
３） 透析器の血液流量自身
を判定するためのさまざまな技術および方法がすでに考案されている。
医療の専門家は、詰りすなわち狭窄の存在およびその程度を判定するために、これら三つのパラメーターを単に定性的にではなく定量的にも知ることをのぞんでいる。これらのパラメーターは、いつアクセスが不良になるかを予測し、また外科的にアクセスを補修する必要性を判定するために必要である。いわゆるフィッケの希釈法によって測定する血液流量Ｑは、Ａ・Ｃ・ギュイトン著「医療生理学テキストブック（A.C.Guyton,Textbook of Medical Physiology）、第６版、287ページ、1981年、に記載されているが、Ｑは、注入された希釈液を希釈液の平均濃度×血管を通る希釈液の通過時間で割った値に等しい。注入期間中の血液のあるあたえられた生理的パラメーターの変化を連続的にモニターすることによって希釈曲線が得られる。あるいは、希釈液（すなわち媒体）の濃度の時間変化を測定してもよい。
ヘステル、Ｒ・Ｌ等は、アメリカ腎臓病会報（Hester,R.L.,American Journal of Kidney）20:6、1992年、598−602ページで、透析器の血液流路を反転させると、血液の再循環が高まることを示している。クリヴィツキー（Krivitski）は、ヨーロッパ特許出願第WO960830A1で、（再循環を強制的に起こさせる）血液流路の反転によって、シャント内の実際の血流を判定することができることを示している。
アクセス血流の測定方法には、色コード化二重ソノグラフ法を用いるものがある。しかし、この方法は、高価である。この方法は、熟練した専門家を必要とし、測定は、操作員のエラーの影響を受けやすい。また、この方法には、血管の直径が異なることさらにはドップラーの流れの角度による制約があり、この方法を複雑なものにしている。
また、食塩溶液を静脈内注入し、注入点の一上流点で管路を通過する光の強度の変化を光学的に検出してそれを記録する方法もある（アメリカ合衆国特許第5312550号）。
また、動脈系および静脈系の透析器配管路の中に食塩のボーラスを注入して、超音波の速度の変化を測定する方法もある（アメリカ合衆国特許第5453576号）。この方法は、血液濃度を変化させる温度、プラズマ蛋白質レベル、および他の内在的ファクターの変化に敏感である。しかし、この場合により重要なことは、超音波の絶対速度が、血液の内在的ファクターによるばかりでなく、配管路自身の未知の機械的性質によって影響されることである。これらの内在的および外在的な物理的問題を補償するために、一般的には、動脈系または静脈系いずれかの対向する配管路で食塩を追加的に校正注入し、それによって食塩のボーラスによる希釈度の相対的変化をつくり出すことが必要となる。このようにすれば、配管路の未知の超音波特性および他の物理的および寸法的特性の影響を最小限に抑えることができる。
この標準的なアクセス再循環測定法は、透析中の患者から三つの血中尿素窒素のサンプル採取を必要とする。しかし、尿素窒素測定を正しく行なうためには、患者から血液サンプルを採取することに加えて、実際のサンプル採取作業中の患者の看護、実験に要する費用、および適当な血液流量を維持することが必要となる。
したがって、患者のアクセス部位における血流の血行動態および血液再循環パラメーターを不侵襲的かつ定量的に判定するためのシステムおよび方法に対するニーズは、いぜん存在する。
発明の目的
したがって、本発明の一つの目的は、看護時間を最小限に抑えかつ直接的な血液サンプルの採取を必要としないアクセスの不侵襲血行動態モニター・システムおよび方法を提供することである。
本発明の他の一つの目的は、食塩希釈によるアクセスの血行動態データに関する即時かつ連続的視覚情報を表示するためのシステムおよび方法を提供することである。
本発明のさらに他の一つの目的は、異なる限界濾過量、患者の姿勢、配管の種類および寸法、およびさらには異なる透析器膜および透析送り出しシステムを含む各種の条件のもとでアクセスの血流の血行動態を非侵襲判定するための反復可能で信頼性のあるシステムおよび方法を提供することである。
本発明の他の一つの目的は、実際に透析器を通過する血液の流量Ｑを定量的に判定するための手段および方法を提供することである。
本発明の他の一つの目的は、視覚的なリアルタイム表示手段で操作員に希釈濃度−時間曲線を提示することである。
本発明のさらに他の一つの目的は、透析器の回路に実際に必要な呼び流体の量を即時に判定することのできるシステムおよび方法を提供することである。
また、本発明の他の一つの目的は、食塩の注入を必要としないアクセス血流およびアクセス再循環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。これは、例えば、限界濾過量（UFR）または透析器の血液の流量を変えることによって行なわれる。本発明の他の一つの目的は、透析器の血流のパラメーターを測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。
本発明のこれらの目的および他の目的並びに効果は、以下の説明および請求の範囲からより明かとなろうし、また、本発明を実施することによって理解されよう。
発明の概要
本発明の一つの側面にあっては、シャントのアクセス再循環は、食塩溶液などの標準溶液をシャントの一上流点で患者の血液の流れの中に注入する方法によって定量的に判定される。アクセス路内のある点では、ヘマトクリット値の経時変化（ΔＨ）の光度測定が行なわれる。電子回路が、検出器からの信号を受け取り、アクセスを通って流れる初期の標準溶液と再循環溶液の経時変化ΔＨの積分面積と比較して、アクセス再循環量をほぼ即時に表示する。
本発明の他の一側面にあっては、アクセス再循環および／またはアクセス血流は、血液の流れの中に溶液を注入することなく定量的に判定される。この側面では、アクセス再循環および／またはアクセス血流の程度が、透析器の血液の流量または限界濾過量（UFR）を変化させて血液の一成分の濃度のそれに対応する変化を測定する方法によって定量的に判定される。この方法では、血液の一成分の濃度が、透析器の血液の流量またはUFRの関数として測定され、電子回路がこれらの測定値を変換してアクセス再循環および／またはアクセス血流を定量的に判定し、それをほぼ即時に表示する。測定される血液の成分の好ましい一実施形態としては赤血球を挙げることができる。
【図面の簡単な説明】
第１図は、代表的な透析配管接続回路を示す。
第２図は、シャントのある上流位置で血液の流れの中に10mlの食塩溶液を注入した後のヘマトクリット値の経時変化％Δ（または血液量（BV）の経時変化％Δ）をプロットしたグラフである。
第３図は、アクセス再循環が存在するときの一回の注入希釈曲線を示すグラフである。比較的大きい第一の面積（曲線１）の後の第二の面積（曲線２）に注意されたい。
第４図は、動脈系および静脈器配管路を反転させて強制的に（反転した）再循環を起こさせたときの一回の注入希釈曲線を示すグラフである。
第５図は、動脈系および静脈系の正常な管路の向きでのマスフローに関する透析回路を示す線図である。
第６図は、動脈系および静脈系の管路の向きを反転させた場合のマスフローに関する透析回路を示す線図である。
発明の詳細な説明
好ましい一実施形態にあっては、測定は、アメリカ合衆国特許第5456253号および第5372136号に記載の装置を用いて行なわれる。これらの特許文書は、その全文が本出願に添付されている。これらの特許は、いずれも、本発明の開示の一部を形成するものである。
すなわち、好ましい一実施形態にあっては、ヘマトクリット値は、アクセス管路に配置されるキュベットを通る流れの血液で測定される。好ましい一実施形態にあっては、ヘマトクリット値を測定するために、アメリカ合衆国特許第5372136号に記載の装置および信号操作が用いられる。参照番号を付した構成要素は、アメリカ合衆国特許第5456253号の第１図のそれと同じである。
血液透析にあっては、血液は、採取カテーテル手段によって患者200から取り出される。第１図には、その一例が入力カテーテル122として示されている。入力カテーテル122は、部位180で患者200の静脈内に挿入され、血液を濾過して不純物を除去するために用いられる血液フィルターの上流の血液の通路を画定するために用いられる。血液フィルターは、透析器130とも呼ばれる。汚れた血液は、患者200内の動脈からポンプ手段例えばポンプ140へ流れる。血液は、さらにポンプ140から透析器130へ流れる。透析器130は、入口230および出口240を有する。ポンプ140は、汚れた血液を患者200から入口230の中へ、さらに透析器130を通って出口240で透析器130から外へ移動させる機能を果たす。
具体的には、入力カテーテル122内の汚れた血液は、透析器130の入口230へ送られる。透析器130を通過して浄化された後、血液は、血液透析に関連する構成要素300内でヘパリン点滴など他の処置を受ける場合もある。透析処置後のきれいになった血液は、出力カテーテル手段例えば出力カテーテル124によって患者200へ戻される。出力カテーテル124は、やはり部位180で患者200の静脈内に挿入されており、透析器130から下流の血液の通路を画定し、透析器130から出た血液を患者200へ戻す機能を果たす。
上に述べたように、血液透析法には、患者200の血液を浄化するために血液フィルターすなわち透析器130が用いられる。血液は、透析器130を通過するとき、汚れた血液の膜通路として機能する透析器130内の麦わら状の管（図示せず）内を移動する。この麦わら状の管は、拡散によって有毒物および過剰な流体を除去する。汚れた血液中の過剰な流体の例としては、水が挙げられ、汚れた血液中の有毒物の例としては、血中尿素窒素（BUN）およびカリウムが挙げられる。
限界濾過法では、過剰な流体および有毒物は、薬物と水の溶液であるきれいな透析液によって除去される。きれいな透析液は、制御装置とタンクを組み合わせたもの170から入力管210で透析器130に入る。透析液は、透析器130を通って流れるとき、麦わら状の管を取り囲んで流れる。このきれいな透析液が、麦わら状の管を通過する過剰な流体および有毒物を拡散によって抜き取り、この過剰な流体と有毒物を透析液とともに出力管220を介して透析器130の外に運び出し、血液を浄化する。
出力管220をでる透析液は、血液の浄化後に廃棄される。
汚れた血液が、患者200内の動脈からポンプ140へそしてさらに透析器130へ流れるものもある。この場合には、汚れた血液は、入力カテーテル122から透析器130内に流れ込み、きれいな血液が、透析器130から出力カテーテル124を介して患者200へ戻る。透析器130の両端には、血液の流路を画定し、流路内の血液の中に放射線を発射し、血液および流路双方を通過する放射線を検出するための分光光度計測手段が設置されている。この分光光度計測手段は、血液流路を画定するためのキュベット手段、および検出用放射線を発射するためのエミッター／デテクター手段を含む。エミッター／デテクター手段内には、放射線の方向をきめて発射するための発射手段と放射線を検出するための検出手段がともに配置されている。
第１図に示す先行技術の実施形態には、エミッター／デテクター手段の例がエミッター／デテクター装置100として描かれている。発射手段の例としては、光エミッター102が示されている。エミッター／デテクター装置100は、検出手段も有するが、その例としては光デテクター104が描かれている。第１図では、キュベット手段の例としてはキュベット10が描かれている。
エミッター／デテクター装置100では、光エミッター102によってキュベット10に向けられて内部の血液およびキュベット10の両方を通る放射線の部分が光デテクター104によって検出される。
第１図に示すように、透析器130の両端にはキュベット10が設置されている。各キュベット10は、その上に光エミッター102および光デテクター104を有する。このシステムの好ましい実施形態にあっては、光エミッター102および光デテクター104は、エミッター／デテクター光装置100内のスプリングで負荷されたＣ型クランプでともに保持されている。
該エミッター／デテクター手段は、計算手段に電気的に接続されている。このシステムの好ましい一実施形態にあっては、計算手段の例として、第１図にはエミッター／デテクター装置100上の光エミッター102および光デテクター104とケーブル120または128によって電気的にコンピュータ150が描かれている。
採取カテーテル122は、透析器130の入力口230の前に配置されるキュベット10へ血液を採取する。透析器130の入力口230にあるエミッター／デテクター装置100は、その中の血液に分光光度計測による分析のために電磁放射の波長の放射線をあたえ、のぞむ生物的成分の濃度を求める。透析器130の入力口230および出力口240の両方にある光デテクター104は、各々が、検出した放射線をケーブル120または128を介してコンピュータ150へ伝える。
コンピュータ150は、求めるあるいはのぞむ生物的成分の（ケーブル120を介して得た）透析前および（ケーブル128を介して得た）透析後の濃度をそれぞれ計算する。コンピュータ150は、次に、得られた生物的成分の濃度を、それぞれ第一の表示装置152および第二の表示装置154でアナログ方式またはデジタル方式で表示する。ここではコンピュータ150として例示されている計算手段は、リアルタイムでの計算と問題となるいくつかの血液のパラメーターを表示する多重機能を有するものであることが好ましい。
1. 一回注入希釈法
第一の側面では、約10mlの食塩水が動脈路内に約５秒間で注入される。（動脈路内の）注入点15のすぐ下流には、使捨て式の測定用血液チャンバー10が配置されている。第１図参照。食塩水による全血の希釈のために、ただちにヘマトクリット値（AH）の変化が起こる。次に、この希釈曲線の下の面積を適当に計測計算して、第２図参照、（フィッケの原理）、下の式によって透析器の血流（Qi）、アクセス再循環（AR）、およびアクセス血流（Qa）を求める。
Qi＝V/K∫（％ΔＨ）dt （１）
ただし、
Qi＝透析器の血液流量（ml/分）。
Ｋ＝変換係数。ヘマトクリット値の変化率を面積および分単位に変換するために経験的に求めたもの。
∫（％ΔＨ）dt＝第３図のヘマトクリット値希釈曲線（１）の下の面積。
Ｖ＝注入した食塩水の量（通常10ml）。
アクセス再循環（AR）が存在する場合には、第３図が得られる。ARを求めるためには、下の式が用いられる。
AR＝（∫（％ΔＨ）₂dt/∫（％ΔＨ）₁dt）・100 （２）
ただし、
AR＝限界濾過がオフの場合のアクセス再循環％。
∫（％ΔＨ）₂dt＝曲線２の下の面積、「測定面積」。
∫（％ΔＨ）₁dt＝曲線１の下の面積、「校正面積」。
希釈曲線１の下の面積、「校正面積」は、チャンバーを通過して光デテクターの通路内の血液を希釈する10ml食塩のボーラスの100％をあらわす。希釈曲線２の下の面積、「測定面積」は、静脈路からシャント（すなわちアクセス）内に流れ込み、光デテクターを二度通って動脈路へ「戻る」再循環をした食塩水の量をあらわす。
希釈曲線の下の面積は、次のようにして特定の時間中に測定される。第３図において、食塩溶液の注入は、時間０秒に行なわれる。その結果得られる線51は、時間19秒までほぼ平坦に推移するが、この時点で線51の傾斜が劇的に大きくなる。この時点で、システムは、曲線の下の面積の測定を開始する。システムは、線51の傾斜が負の傾斜から傾斜ゼロまたは正の傾斜へ変化するまで曲線１の下の面積の測定を継続する。図では、この変化は、約時間41秒で起こる。この時点で、曲線１の面積の測定が停止し、曲線２の面積の測定が開始される。曲線２の測定は、線51の傾斜が負からゼロへ変化する時点まで継続する。第３図では、この変化は、約時間78秒で起こる。この時点で、曲線２の面積の測定が停止する。
Qi（ml/分単位）および第３図の希釈曲線１と２間の時間（Ｔ）がわかれば、下の式で、透析器の回路に必要な呼び流体の量を計算することができる。
PDCV＝QiT（1/60） （３）
最後に、アクセス血流を計算するために、動脈路を、静脈路と反転させてシャントの静脈路の「下流」に配置する。ここで、10mlの食塩のボーラスを（５秒間かけて）通常通りに動脈路内に注入し、第４図に示すような希釈曲線を得る。アクセス再循環の判定の場合と同様に、反転させたアクセスの再循環（RAR）を下の式で計算する。
RAR＝∫（％ΔＨ）₂dt/∫（％ΔＨ）₁dt （４）
また、上の式２と同様に、限界瀘過の処理は、オフにされている。
RARが求められれば、アクセス血流Qaは、下の式で計算される。
Qa＝Qi（RAR^-1−１） （５）
したがって、使捨ての測定用血液チャンバーのすぐ上流で動脈路内に食塩水を一回注入した場合の校正面積（曲線１）および測定面積（曲線２）が求められる。第３および４図参照。基準の面積、すなわち校正面積は、一回注入された食塩のボーラスの中にすでに組み込まれており、センサーを二つ使用する必要はない。あるいは、慣習的に用いられている第二の食塩水の注入を行なってもよい。その場合には、最初の注入が基準値の測定となり、第二回目の注入が測定用の注入となる。
単一のデテクターを用いた一回注入法は、大きな改良であり、多くの効果をもたらすものである。例えば、他の方法では、通常、二つのデテクターを正確に同じに「同調させる」ことが必要になる。二回注入法では、二回の注入を、毎回正確に同じ量だけしかも所与の同じ速度で行なわなければならない。さもなければ、校正面積と測定面積が異なって、誤った結果を生じることになる。
上に述べた式では、ヘマトクリット値希釈曲線、∫（％ΔＨ）dtの下の面積を正確に測定することが必要である。この測定の最も一般的な誤りは、食塩のボーラスの注入速度（通常、５秒間で10ml）が変化することから生じる。食塩水の注入の実際の速度は、動脈注入における基本的なパラメーターから計算することができる。これらの注入で誘起されたトランジエントによって生じる変化（摂動）、Qiは、（式１から得られる）式5aおよび5bのように補償される。
Qi（補償後）＝V/［Ｋ（Area_m−Area_p）］ （5a）
ただし、
Area_m＝ヘマトクリット値希釈曲線の下の測定面積。
Area_p＝食塩水注入の押し出し速度の面積。
Area_p＝［（−0.018）Qi（生）＋1.22］
・［2013/span−Qi（生）（0.3661）］ （5b）
ただし、
Qi（生）＝Area_mに基づく生の血液流量。
span＝食塩水注入の始めから注入の終わりまでの時間（秒）。
注入速度によって誘起されたトランジエントをこのように補償することによって、より正確な血流、アクセス再循環、およびアクセス血流の測定を行なうことができる。
2. 第二の側面、Δヘマトクリット値法
第５図を参照して、下記の数学計算によって、Δヘマトクリット値法によるアクセス再循環を求め、以下のようにして質量（ｍ）と血液流量（Ｑ）を釣り合わせることができる。
ma＋mr＝mi （６）
および、
Qa＋Qr＝Qi （７）
したがって、
QaHa＋QrHo＝QiHi （８）
（ただし、Qo＝Qi−UFR）
なぜなら、
QiHi＝QoHo
＝（Qi−UFR）Ho （９）
また
Ho＝（Qi/（Qi−UFR））Hi （10）
しかし、Ｒ＝Qr/Qi、式８をQiで割れば、下の式が得られる。
Hi/Ha＝（１−Ｒ）［１−Ｒ（Qi/Qi−UFR）］^-1 （11）
したがって、Δヘマトクリット値法によってアクセス再循環（AR）を求めるための下の式が得られる。
AR＝100（Hi−Ha）［Qi/Qi−UFR））Hi−Ha］^-1 （12）
式12から、透析器の血液流量、Qiを変化させるか、または限界濾過量（UFR）を変化させることによってヘマトクリット値に変化を生じ、したがって、アクセス再循環の直接測定が行なわれることがわかる。
Δヘマトクリット値法によってアクセス血流Qaを求める場合を、動脈路と静脈路を反転させた第６図を参照して説明する。配管／透析器回路の周囲では、ヘマトクリット値が釣り合っていなければならないから、下記の式が成立する。
QaHa＋QoHo＝Hi（Qa＋Qo） （13）
しかし、QiHi＝QoHo、また（Qo＝Qi−UFR） （14）
したがって、QaHa＋QiHi＝Hi（Qa＋Qi−UFR） （15）
また、Hi/Ha＝Qa（Qa−UFR） （16）
したがって、Qa＝Hi（UFR）／（Hi−Ha） （17）
式17から、Δヘマトクリット値法によって得られるQaは、透析器の血液流量Qiに依存しないことがわかる。したがって、単に限界濾過量（UFR）を変えるだけで、アクセス血流を直接計算することができる。
例として、Qaの値は、次のようにして求めることができる。UFR＝０ミリリットル／分、すなわちml/分と仮定する。式（17）によって、Qaは、0ml/分となる。また、UFR＝0ml/分であるから、アクセスのヘマトクリット値Haは、30.0となる。これが、Haの基本値となる。UFRが、例えば30ml/分まで上昇すると、短時間（３または４分間）の後に測定した動脈路のヘマトクリット値、Hiは、約31.0である。したがって、式17によって、Qa＝31（30）／（31−30）＝930ml/分となる。
瞬間的なヘマトクリット値のモニターを利用して、上のΔヘマトクリット値法では、ARおよびQaを即時に直接測定することができる。Δヘマトクリット値法を血液量モニター（ヘマトクリット値の相対的測定）とともに用いてARおよびQaを測定すれば、即時に直接結果を得ることができる。ただし、ヘマトクリット値を相対的に測定するため、結果は、あまり正確ではない。
アメリカ合衆国特許第5372136号が絶対的なヘマトクリット値の測定法を示していることを再び強調しておかなければならない。本発明の第二の側面で説明したこの方法は、BV測定の光学的、電気伝導的、または超音波的単一波長測定法とともにヘマトクリット値の相対的測定を組み込むことを意図したものである。したがって、ARを測定するために単にQiまたはUFRを変化させる方法あるいはQaを測定するために単にUFRを変化させる方法は、きわめて重要で、新しく、しかもユニークな概念である。
アメリカ合衆国特許第5372136号は、ヘマトクリット値を瞬間的にしかも連続して測定でき、上に述べた使捨ての血液チャンバーとともに使用することができる操作手段を明確に述べたものである。
上に述べた説明は、アクセスの血流の血行動態に関する情報の不侵襲分析に関するものであるが、上に述べた回路およびアルゴリズムは、他の流動体のパラメーターの分析にも適用できることは理解されよう。
本発明は、その意図および基本的特性から逸脱することなく他の具体的な形態で実施することも可能である。上に述べた実施形態は、すべての点で説明のためだけのものであり、本発明を限定するものではない。

Claims (25)

1. 反転させた動脈及び静脈の配管路を有する透析システムにおけるアクセス血液流量Q_aを測定するための装置であって、該装置は、
   選択された第１の限界濾過量UFRにおける透析前のヘマトクリット値H_aを測定する手段10、100と、
   前記第１の限界濾過量UFRと異なった第２の限界濾過量UFRにおける透析前のヘマトクリット値H_iを測定する手段10、100と、さらに、
   式Q₃＝H_i（UFR）／（H_i−H_a）を演算する手段150と
   を備えたことを特徴とするアクセス血液流量Q_aを判定するための装置。
2. 動脈及び静脈の配管路を有する透析システムにおけるアクセス再循環ARのパーセント値を測定するための装置であって、該装置が、
   透析器の第１の血液流量Q_iを測定するための手段10、100と、
   選択された第１の限界濾過量UFR又は前記透析器の第１の血液流量Q_iにおけるアクセスヘマトクリット値H_aを測定するための手段150と、
   第２の限界濾過量UFR又は前記透析器の第１の血液流量Q_iと異なった第２の血液流量における動脈ヘマトクリット値H_iを測定するための手段10、100と、
   限界濾過量UFR又は透析器血液流量の変化の関数としてアクセス再循環のパーセント値を演算する手段150と
   を有することを特徴とするアクセス再循環の割合を判定するための装置。
3. 前記透析器の第１の血液流量Q_iを測定するための手段10、100が、
   第１の期間にわたるヘマトクリット値の変化のパーセント値を測定するための手段10,100と、
   導入された食塩水の量を、第１の期間のヘマトクリット値の変化の測定値とあらかじめ定めた変換係数の積と比較して、前記透析器の血液流量を示す信号を生成する手段150とを有することを特徴とする請求項２に記載のアクセス再循環のパーセント値を測定するための装置。
4. 前記アクセス再循環のパーセント値を演算する手段150が、次式
   AR＝100（H_i−H_a）［（Q_i/（Q_i−UFR））H_i−H_a］^-1
   を演算する手段150を有することを特徴とする請求項２に記載のアクセス再循環の割合を判定するための装置。
5. 動脈及び静脈の配管路を有し限界濾過の処理が止まっている透析システムのアクセス再循環量を測定する装置であって、該装置は、
   第１の期間にわたる動脈配管路内の血液パラメータの変化に続く第２の期間にわたるヘマトクリット値の変化のパーセント値を測定する手段10、100と、
   前記第２の期間の後の第３の期間におけるヘマトクリット値の変化のパーセント値を測定する手段10、100と、
   前記第３の期間におけるヘマトクリット値の変化の測定値を前記第２の期間におけるヘマトクリット値の変化の測定値と比較して、アクセス再循環量又は反転させたアクセス再循環量RARに正比例する信号を生成する手段150とを有することを特徴とする透析システムのアクセス再循環量を測定する装置。
6. 請求項５に記載の透析システムのアクセス再循環量を測定する装置が、さらに、
   アクセス再循環量RARの逆数から１を引き、得られた値に透析器の血液流量を掛けて、アクセス血液流量を示す信号を生成する手段150を有することを特徴とする透析システムのアクセス再循環量を測定する装置。
7. 請求項５に記載の透析システムのアクセス再循環量を測定する装置が、さらに、
   前記信号にあらかじめ定めた係数を掛けて、アクセス再循環の変化のパーセント値を得る手段150を有することを特徴とする透析システムのアクセス再循環量を測定する装置。
8. 前記係数が、100であることを特徴とする請求項７に記載の透析システムのアクセス再循環量を測定する装置。
9. 血液パラメータの変化が、動脈配管路内の注入部位への食塩水の導入に起因することを特徴とする請求項５に記載の透析システムのアクセス再循環量を測定する装置。
10. 動脈及び静脈の配管路を有する透析システムにおけるアクセス血液流量を測定するための装置であって、該装置が、
    第１の限界濾過量UFRにおけるアクセスヘマトクリット値を決定する手段と、
    第１の限界濾過量UFRとは異なった第２の限界濾過量UFRにおける動脈ヘマトクリット値を測定する手段10、100と、
    動脈ヘマトクリット値に第２の限界濾過量UFRを掛けて、得られた値を動脈ヘマトクリット値からアクセスヘマトクリット値を引いた値で割ってアクセス血液流量を演算する手段150と
    を有することを特徴とするアクセス血液流量を測定するための装置。
11. 請求項９に記載の透析システムのアクセス再循環量を測定する装置が、さらに、
    前記第１及び第２の期間にわたるヘマトクリット値の変化のパーセント値を示す曲線の下の面積Area_mを測定する手段10、100と、
    未補正の血液流量Qi（生）を測定する手段150と、
    前記血液流量Qi（生）及び食塩水の注入の始まりからの注入の終わりまでの秒単位での時間幅の関数として、食塩水注入の押し出し速度の面積Area_pを求める手段150と、
    注入された食塩水の量を測定する手段10、100と、
    注入された食塩溶液の量を（Area_m−Area_p）×変換係数で割って、補正された血液流量を示す結果を得る手段150と
    を有することを特徴とする透析システムのアクセス再循環量を測定する装置。
12. 前記前記血液流量Qi（生）が、前記面積Area_mから求められることを特徴とする請求項11に記載の透析システムのアクセス再循環量を測定する装置。
13. 前記面積Area_pを求める手段150が、次式
    Area_p＝［（−0.018）Qi（生）＋1.22］
    ［−（2013/span）−Qi（生）（0.3661）］
    を演算する手段150を有することを特徴とする請求項11に記載の透析システムのアクセス再循環量を測定する装置。
14. 請求項10に記載のアクセス血液流量を判定するための装置が、さらに、
    前記信号にあらかじめ定められた係数を掛けて、アクセス再循環の変化のパーセント値を得る装置150を有することを特徴とするアクセス血液流量を測定するための装置。
15. 前記係数が、100であることを特徴とする請求項14に記載のアクセス血液流量を判定するための装置。
16. 前記第１の期間にわたるヘマトクリットの変化のパーセント値を測定する手段と前記第２の期間にわたるヘマトクリットの変化のパーセント値を測定する手段の各々が、動脈配管路内への食塩水の導入点から下流の動脈配管路にある血液チャンバーを通る血液のヘマトクリット値を光度測定によって測定する手段10,100を有することを特徴とする請求項10に記載のアクセス血液流量を判定するための装置。
17. 動脈及び静脈の配管路を有する透析システム内の透析回路の呼び溶液量を測定する装置であって、該装置が、
    第１の期間にわたる動脈配管路内の血液パラメータの変化に続く第２の期間にわたるヘマトクリット値の変化のパーセント値を測定する手段10、100と、
    前記第１の期間にわたる動脈配管路内の血液パラメータの変化に続く第３の期間にわたるヘマトクリット値の変化のパーセント値を測定する手段10、100と、
    前記動脈配管路内の血液パラメータを、前記第１の期間にわたるヘマトクリット値の変化の測定値とあらかじめ定められた変換係数と比較して、透析器血液流量を示す信号を生成する手段150と、
    前記透析器血液流量と前記第１、第２、第３の期間の和を掛け、得られた値を60で割って、透析回路の呼び溶液量を示す信号を生成する手段150と
    を有することを特徴とする透析回路の呼び溶液量を測定する装置。
18. 前記血液パラメータの変化が、動脈配管路内の注入部位への食塩水の導入に起因することを特徴とする請求項17に記載の透析回路の呼び溶液量を測定する装置。
19. 動脈及び静脈の配管路を有する透析システムのアクセス血液流量を測定する装置であって、該装置が、
    透析器の血液流量を測定する手段と、
    第１の期間にわたる静脈配管路の血液パラメータの変化に続く第２の期間にわたるヘマトクリット値の変化のパーセント値を測定する手段10,150と、
    第１の期間にわたる静脈配管路の血液パラメータの変化に続く第３の期間にわたるヘマトクリット値の変化のパーセント値を測定する手段10,150と、
    第３の期間にわたるヘマトクリット値の測定された変化を第２の期間にわたるヘマトクリット値の測定された変化と比較し、反転させたアクセス再循環量RARに正比例する信号を生成する手段150と、
    前記アクセス再循環量RARの逆数から１を引き、得られた値に透析器の血液流量を掛けて、アクセス血液流量を示す信号を生成する手段150と
    を有することを特徴とする透析システムのアクセス血液流量を測定する装置。
20. 前記血液パラメータの変化が、静脈配管路内の注入部位への食塩水の導入に起因することを特徴とする請求項19に記載の透析システムのアクセス血液流量を測定する装置。
21. 動脈及び静脈の配管路を有する透析システムのアクセス血液流量を測定する装置であって、該装置が、
    所定の期間にわたり動脈配管路にあらかじめ定めた量の食塩水を導入した後の第１の期間にわたるヘマトクリット値の変化のパーセント値を測定する手段10,100と、
    導入されたら食塩水の量を、第１の期間にわたるヘマトクリット値の変化の測定値とあらかじめ定めた変換係数の積と比較して、透析器の血液流量を示す信号を生成する手段150と
    を有することを特徴とする透析システムのアクセス血液流量を測定する装置。
22. 限界濾過の処理が止まっている状態で動脈又は静脈の配管路に溶液を注入するとき、注入によって誘起されるトランジェントを除去するための装置であって、該装置は、
    あらかじめ定めた期間にわたり動脈及び静脈の管路のうちの少なくとも一方にあらかじめ定めた量の溶液を導入することに続く期間にわたるヘマトクリット値の変化のパーセント値を示す曲線の下の面積Area_mを測定する手段10,100と、
    未補正の血液流量Qi（生）を求める手段150と、
    血液流量Qi（生）及び溶液の注入の始まりから終わりまでの秒単位での時間幅の関数として、溶液注入の押し出し速度の面積Area_pを求める手段150と、
    注入された溶液の量を測定する手段10,100と、
    注入された溶液の量を（Area_m−Area_p）×変換係数で割って、補正された血液流量を示す結果を得る手段150と
    を有することを特徴とする注入によって誘起されるトランジェントを除去するための装置。
23. 前記未補正の血液流量Qi（生）が、前記面積Area_mから求められることを特徴とする請求項22に記載の注入によって誘起されるトランジェントを除去するための装置。
24. 前記面積Area_pを求める手段150が、次式
    Area_p＝［（−0.018）Qi（生）＋1.22］
    ［−（2013/span）−Qi（生）（0.3661）］
    を演算する手段150を有することを特徴とする請求項22に記載の注入によって誘起されるトランジェントを除去するための装置。
25. 動脈及び静脈の配管路を有する血液透析システムにおけるアクセス血液流量を決定するための装置であって、該装置が、
    あらかじめ定めた量の食塩水をあらかじめ定めた期間にわたり静脈管路に注入することに続く選択された第１の限界濾過量UFRにおけるアクセスヘマトクリット値を測定する手段150と、
    第１の限界濾過量UFRと異なった第２の限界濾過量UFRにおける静脈ヘマトクリット値を測定する手段10,100と、
    静脈ヘマトクリット値に第２の限界濾過量UFRを掛けて、得られた値を動脈ヘマトクリット値からアクセスヘマトクリット値を引いた値で割ってアクセス血液流量を演算する手段150と
    を有することを特徴とするアクセス血液流量を判定するための血液透析システムにおけるアクセス血液流量を決定するための装置。

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