JP4304080B2

JP4304080B2 - ヘマトクリットおよび／または血液量を決定するための手順および機器

Info

Publication number: JP4304080B2
Application number: JP2003572620A
Authority: JP
Inventors: ヴァイツハンク、; ヘルゲブラウアー、; ライネルスピッカーマン、; カーステンミューラー、
Original assignee: Fresenius Medical Care Deutschland GmbH
Current assignee: Fresenius Medical Care Deutschland GmbH
Priority date: 2002-03-07
Filing date: 2003-01-09
Publication date: 2009-07-29
Anticipated expiration: 2023-01-09
Also published as: EP1480695A1; WO2003074109A1; CN1638825A; US20080015486A1; AU2003208321A1; US7780620B2; EP1480695B1; ES2298499T3; JP2005518876A; US20050202397A1; DE10210009B3; DE50309315D1; ATE387921T1; CN100441244C

Description

本発明は、体外血液回路による体外での血液処理中にヘマトクリットおよび／または血液量を決定するための方法と、体外血液回路により体外で血液処理するための装置と、ヘマトクリットおよび／または血液量を決定するための機器に関する。

急性または慢性の腎不全では、通常なら尿によって排出される物質を除去するために、また流体を引き出すために、機械支援により血液を清浄化しまたは血液を処理するための様々な方法が使用されている。血液透析(ＨＤ)の場合には拡散物質輸送が広く行われているが、血液濾過(ＨＦ)の場合には膜を介した対流物質輸送が行われる。血液透析濾過(ＨＤＦ)は、これら２つの方法を組み合わせたものである。

血液透析中の流体の引出しが過度に高速または急速であると、血液量に急な増加が生じる可能性があり、その結果、患者の血圧がしばしば急に低下する可能性がある(低血圧)。

低血圧は、血液処理における主な合併症の１つである。この問題に対しては様々な解決法がある。一方では、血圧の変化を連続的にモニタし、血圧の変化に応じて限外濾過を調節する血圧モニタが知られている。他方では、透析処理中の相対的な血液量を測定し、その相対的血液量に応じて限外濾過を調節する血液量のモニタが知られている。

DE-C-19746377は、患者の心臓収縮によって発生し、さらに患者の動脈血管系を介して伝搬する脈波の伝搬速度の検出に基づいて、血圧を測定するための機器について記述している。この機器は、血圧を連続的にかつ非侵襲的に測定することが可能であるが、脈波伝搬時間がヘマトクリット(ＨＫＴ)に左右されるという欠点がある。

DE-A-4024434は、相対的血液量を決定するために体外回路内の圧力を測定する、限外濾過を調節するための機器について記述している。測定した圧力値を経時的な順序で記憶し、処理開始時の値と比較した圧力値の変化から血液量の変化を推定する。静脈還流または動脈吸引圧力センサを圧力センサとして使用することができる。この文献では、動脈カニューレでの圧力低下が血流および血液粘度の関数であり、同時にカニューレの直径および長さの関数でもあることが指摘されている。さらに、血液量と圧力変化との関係は、良好な近似において線形であると仮定される。

本発明の根本にある課題は、特に高い精度でしかし比較的少ない費用で、ヘマトクリットおよび／または血液量を決定することが可能な方法を提供することである。さらに、比較的簡単な構造ではあるが高い精度で、ヘマトクリットおよび／または血液量を決定するための機器を用いて体外血液処理を行うための装置を提供することも、本発明の課題である。

この課題に対する解決策は、請求項１および９の特徴を持つ本発明により実施される。実施形態の有利な形は、従属項の主題にある。

安全のため、既知の透析機器では、体外血液回路内の動脈圧Ｐ_art(t)および静脈圧Ｐ_ven(t)を測定しモニタする。さらに、血液ポンプの速度ＢＰＲ(t)も血液処理中に測定し、すなわちこれを対照値と呼ぶ。本発明による方法および本発明による装置は、既に利用可能な圧力測定を使用し、したがって設備にかかる費用は比較的少ない。

圧力測定によってヘマトクリットおよび血液量をモニタするという基本的な考え方は、以下の事項に基づいている。限外濾過の結果、血液処理中に相対的な血液量が減少する場合、血液中のヘマトクリットは必ず増加するが、これは透析膜が血液細胞、すなわち赤血球(7.5μｍ)、白血球(1.5〜20μｍ)、および血小板(2.5μｍ)に対して透過性がないからである。さらにその粘度は、増加するヘマトクリットに対して過度な割合で増大する。流動抵抗は、粘度と共に明らかな線形として増大するので、血液量の減少によって引き起こされるヘマトクリットのそれぞれの増加によって血液ポンプにかかる負荷が増大することが示され、その結果、血液ポンプが同じ速度で動作する範囲で動脈圧が低下し(負)、静脈圧が上昇する(正)。

しかし、血液量またはヘマトクリットと体外血液回路の圧力との関係は、血流だけではなく、圧力低下を決定する体外システムの構成要素とみなされるカニューレの寸法によっても左右されることが示されている。本発明者等は、体外回路内の圧力に対し、カニューレの長さはいかなる影響も及ぼさないことを認めた。カニューレの直径は、それだけで上記影響を左右することがわかった。

精度を高めるため、本発明による方法および装置の場合、ヘマトクリットまたは血液量と圧力との間のそれぞれの関係を、カニューレの種々の直径および血流の種々の値に関して記憶させる。したがってそれぞれのデータは、透析処理前に既に利用可能である。次いでそれぞれのカニューレの直径および血流の値に応じて、ヘマトクリットまたは血液量と圧力とのそれぞれの関係を選択し、ヘマトクリットおよび／または血液量を、選択された関係を考慮して決定する。これらのデータは、例えば曲線の集まりという形で記憶することができ、これらは特に、離散的な測定値として表すことができる。

高い精度は、処理中の血流だけではなく使用されるカニューレを考慮することによって得られる。

ヘマトクリットおよび血液量について話す場合、絶対値ならびに相対値の両方があることを理解すべきであり、それによって、所定の初期値、例えば血液処理の開始時に対する血液量の相対的な変化が示される。

臨床データの評価では、実際に血液ポンプ上流の動脈血ラインで測定される動脈圧が、静脈血ライン内の静脈圧よりもさらに良好に相対的血液量に相関していることを示している。これは、静脈圧が動脈圧よりも非常に干渉されやすいことに起因する可能性がある。バランス・チャンバ(balancing chamber)を利用する透析機の場合、静脈圧センサが、限外濾過によってだけではなくバランス・チャンバの切換えによっても引き起こされる圧力の変動を検出する。空気の体積、より正確には静脈点滴チャンバ内のレベルも、静脈圧信号の特性に大きな影響を与える。これとは対照的に、動脈圧はそのような圧力変動と無関係である。動脈圧信号は血液ポンピング速度の影響を受けることは事実であるが、この場合、その影響とは、動脈圧に対するその影響を補償することができる明らかな干渉源に関係するものである。

カニューレの直径は、体外血液回路内の圧力変化を評価することによって明確に決定できることが示されている。カニューレの直径を決定するために、血流の変化によって生じる圧力変化を決定し、その圧力変化からカニューレの直径を推論する。このため圧力は、その都度、血流の少なくとも２つの異なる値で測定し、その圧力間の差を計算することが好ましい。カニューレの直径を決定するために、その圧力の差を、個々のカニューレの直径を表す所定の記憶された値の範囲と比較する。個々の値の範囲は、異なるカニューレの直径に明らかに割り当てることができる。カニューレの直径と値の範囲との割当ては、基本的に、いくつかの測定によって再度確認することができる。

さらに、ヘマトクリットまたは血液量と、カニューレの種々の直径に関する圧力と、血流の種々の値との関係は、非線形関数により、例えば２次多項式により、十分な近似で表すことができることが示されている。血流は血液ポンプの速度と相関するので、血流を決定するには、血液処理機器を制御することによって事前に設定されたポンピング速度を使用することが好ましい。

ヘマトクリットが決まると、血液量を計算することができる。血液量は、血液処理中の指定された時間で、その前の時間でのヘマトクリットと血液量との積を、指定された時間でのヘマトクリットで割ることによって、計算される。

本発明による、体外血液処理装置のヘマトクリットおよび／または血液量を決定するための機器は、メモリおよび評価ユニットを有し、そこには、種々のカニューレ直径および血流でのヘマトクリットと血液量のそれぞれの関係が記憶される。そのようなメモリおよび評価ユニットは、既知の血液処理装置内に既に存在しているコンピュータ制御器の一部でよい。圧力の測定は、やはり既に存在している圧力センサで行うことが好ましい。

圧力測定に基づいてカニューレの直径を決定することは、本質的に創意工夫に富む重要なことである。カニューレの影響に関する知識は、DE-C-19746377から理解される血圧測定方法と共に、有利な方法で使用することができ、すなわち脈波伝搬時間に対する血液密度の影響は、血圧測定がより高い精度で行われるように補償されまたは補正されるのである。

ヘマトクリットおよび／または血液量を決定するための機器を備えた体外血液処理装置の実施形態の例、ならびに本発明による方法の実施形態の例を、図を用いてさらに詳細に以下に説明する。

図は、以下の事項を示す。

図１は、種々の直径および種々の長さの様々なカニューレに関し、動脈圧(Ｐ_art(mmHg))の関数としてのヘマトクリット(ＨＫＴ(％))を示す。

図２は、様々なカニューレに関する動脈圧(Ｐ_art(mmHg))の関数としてのヘマトクリット(ＨＫＴ(％))を示す。

図３は、第１のカニューレによる血流の様々な値に関し、動脈圧(Ｐ_art(mmHg))の関数としてのヘマトクリット(ＨＫＴ(％))を示す。

図４は、第２のカニューレによる血流の様々な値に関し、動脈圧(Ｐ_art(mmHg))の関数としてのヘマトクリット(ＨＫＴ(％))を示す。

図５は、第３のカニューレによる血流の様々な値に関し、動脈圧(Ｐ_art(mmHg))の関数としてのヘマトクリット(ＨＫＴ(％))を示す。

図６は、ヘマトクリットおよび／または血液量を決定するための機器を備えた体外血液処理装置の実施形態の例を、簡略図で示す。

図１は、直径および長さが互いに異なる７本の種々の透析カニューレにおいて、血液のヘマトクリット(ＨＫＴ(％))と、血液ポンピング速度ＢＰＲが250ml／分で一定である体外回路の動脈ラインの圧力との関係を示している。例えば、V-711で示されるカニューレは、直径1.5mm、長さ15mmである。その他のカニューレについても同様に図１に示す。図１では、ヘマトクリットと動脈圧との関係が線形ではないことがわかる。しかしこれは、２次多項式によって良好な近似で表すことができる。さらに、ヘマトクリットと圧力との関係は、カニューレの直径に著しく左右されることがわかる。一方、カニューレの長さの影響は比較的小さい。したがってこの影響を無視し、良好に近似することができる。このため上記関係は、カニューレの直径、すなわち1.5、1.6、および1.8mmに基づいて明確にグループ分けされている。上記関係はカニューレの直径に著しく依存しているので、カニューレの直径に関する知識を持たずにヘマトクリットまたは血液量を決定するための圧力を測定すると、不正確な結果が得られる。

図２は、血流速度ＢＰＲが250ml／分である第２の測定群の、ヘマトクリットと動脈圧との関係を示す。この場合も、カニューレの直径に基づいたグループ分けがはっきりと示されている。

図３は、100ml／分から550ml／分までの多数の血流ＢＰＲに関し、直径1.8mmおよび長さ20mmの針の場合のヘマトクリット(ＨＫＴ(％))と動脈圧(Ｐ_art(mmHg))との関係を示す。この場合も、上記関係は線形ではない。しかし、やはり２次多項式によって良好な近似で表すことができる。160〜400ml／分の血流範囲では、種々の血流に関する曲線が類似した勾配を示している。血流、すなわち血液ポンピング速度の依存性は、本質的に、曲線がｘ軸に対して平行に変位していること、およびその変位が針の直径に依存していることにより表されるので、針の直径を明確に決定することができる。透析患者のヘマトクリットは30％〜40％の範囲内に在ることを前提として、カニューレの直径を、ヘマトクリットの知識なしで検出することができる。この検出は、２つの異なる血流、すなわち２つの異なる血液ポンピング速度、すなわちその典型的な値が130ml／分〜310ml／分の間に在る速度での、圧力の差を測定することによって行われる。

図４および５は、直径1.6mmおよび長さ20mmの針の曲線群と、直径1.5mmおよび長さ15mmの針の曲線群をそれぞれ示す。

図３〜５の曲線群を用いたカニューレの直径の決定について、以下にさらに詳細に説明する。この決定のため、少なくとも２つの所定の血液ポンピング速度ＢＲＰ１およびＢＲＰ２で、動脈圧Ｐ_art1およびＰ_art2を測定する。次いで差ΔＰ_art＝ΔＰ_art1−Ｐ_art2を計算し、これを水平のバーとして図３〜５に表す。個々のカニューレの直径に明確に割り当てることができるΔＰ_artの値は、ＨＫＴが約30〜40％の範囲である場合に得られる。これらの値の範囲を事前に決定して記憶し、圧力変化を測定した後に適切な割当てを実施する。

以下の表は、ヘマトクリットＨＫＴが30％および40％のときの、種々の直径(1.8、1.6、および1.5mm)の３本のカニューレに関する差圧ΔＰ_art(mmHg)を示す。測定値の大きさは、カニューレ直径1.8mmの場合の70〜90mmHg、カニューレ直径1.6mmの場合の100〜120mmHg、カニューレ直径1.5mmの場合の130〜150mmHgの値の範囲にグループ分けすることができる。差圧ΔＰ_artを測定した後、カニューレがどの直径を有するかを明確に決めることができる。この結果、ヘマトクリットは、30〜40％という生理学的範囲内に在る場合、針の直径を明確に決定することにいかなる影響も及ぼさないことがわかる。

図６は、体外血液処理装置の必要不可欠な構成要素をヘマトクリットおよび／または血液量を決定するための機器と共に、簡略図で示す。

血液処理機器として、透析装置は、半透膜２によって血液チャンバ３と透析液チャンバ４とに分割されたダイアライザ１を有する。動脈血ライン５が血液チャンバ３の入口に繋がり、蠕動血液ポンプ６が前記動脈血ラインに接続されている。静脈血ライン７が血液チャンバ３から延び、点滴チャンバ８が前記静脈ラインに接続されている。動脈血ラインおよび静脈血ライン５、７の終わりには、カニューレ５a、７aが接続されており、これらが患者に差し込まれている。動脈血ラインおよび静脈血ラインは、使い捨て可能になるよう設計された軟質チューブラインシステムの構成要素である。

新鮮な透析液は、透析液源９内で調製する。透析液供給ライン10は、透析液源９からダイアライザの透析液チャンバ４の入口へと繋がっており、一方、透析液排出ライン11は、透析液チャンバの出口からドレイン12へと繋がっている。透析装置は、別の構成要素、例えばバランス器や限外濾過器も有しているが、これらについてはより良く明確にするために図示していない。さらに、透析装置の構成要素である中央制御装置も表していない。

安全のため、動脈血ライン５の動脈圧を血液ポンプ６の上流でモニタし、静脈血ラインの静脈圧を、透析装置の点滴チャンバ８の下流でモニタする。このため、動脈圧センサ13を動脈血ライン５に設け、静脈圧センサ14を静脈血ライン７に設ける。ヘマトクリットおよび／または血液量を決定するための機器は、透析装置内で既に利用可能な動脈圧センサ13、ならびにメモリおよび評価ユニット15を有する。メモリおよび評価ユニット15は、データライン16を介して動脈圧センサ13の圧力信号を受信する。あるいは、メモリおよび評価ユニットは、データライン17を介して静脈圧センサ14の圧力信号を受信することができる。データライン17は、図６において破線で示される。さらに、メモリおよび評価ユニット15は、データライン18を介して血液ポンプ６に接続されている。血液ポンピング速度に比例する血液ポンプ信号は、データライン18を介して伝送される。ヘマトクリットと動脈圧との関係を表す図３〜５に示される曲線群は、このメモリおよび評価ユニットに記憶される。メモリおよび評価ユニットは、以下のように動作する。

血液ポンピング速度が様々であるカニューレの直径を、透析処理中の初期測定で最初に決定するが、その場合、動脈圧Ｐ_art1およびＰ_art2を、２つの所定の血液ポンピング速度ＢＰＲ、例えば310及び130mmで測定する(図３)。メモリ及び評価ユニットは、測定された値から差圧ΔPA＝Ｐ_art1−Ｐ_art2の量を計算するが、本実施例では、ヘマトクリット40％で89mmHgになる。しかし原則として、測定は、ヘマトクリットが患者の生理学的範囲内に在る限り、したがって30〜40％に在る限り、その他のヘマトクリット値に関しても実施することができる。曲線群の他、メモリおよび評価ユニットには、上述のカニューレ直径に特有の70〜90、100〜120、および130〜150mmHgの範囲の値が記憶される。メモリおよび評価ユニットは、測定された差圧ΔＰ_artと記憶された値の範囲との割当てを実行する。この測定差圧ΔＰ_artは70〜90mmHgの間の値の範囲内に在るので、メモリおよび評価ユニットは、カニューレの直径が1.8mmであると想定する(図３)。

カニューレの直径を初期測定で確認した後、メモリおよび評価ユニットは、それぞれの針の直径に関するヘマトクリットと動脈圧との関係をそれぞれ示している種々の曲線群(図３〜５)の間で、選択を実行する。ここでメモリおよび評価ユニットは、図３による曲線群、すなわち直径が1.8mmを示している曲線群を選択する。

適切な曲線群を選択した後、メモリおよび評価ユニットは、使用されるカニューレの直径をマニュアルで入力することを必要とせずに、使用されるカニューレの直径を考慮しつつ血液ポンピング速度ＢＰＲ(t)に基づいて、適切なヘマトクリットを高い精度で適切な曲線群から決定する。例えば、動脈圧センサで動脈圧100mmHgを測定した場合、ヘマトクリットは、血液ポンピング速度310mmで約33％になる(図３)。血液ポンピング速度が低下するにつれ、ヘマトクリットは曲線群に従い増加する。

血液量の決定は、ヘマトクリットを確認した後に行う。血液処理中の指定時間での血液量ＲＢＶ(t)は、下記の方程式に従ってヘマトクリットＨＫＴから計算し、
ＲＢＶ(t)＝ＨＫＴ(t₀)ＲＢＶ(t₀)／ＨＫＴ(t)
ただしＲＢＶ(t)は時間ｔでの血液量であり、ＨＫＴ(t)は時間tでのヘマトクリットであり、ＲＢＶ(t₀)およびＨＫＴ(t₀)はそれぞれ、時間tの前に在る任意の時間t₀での血液量およびヘマトクリットである。

透析処理の開始時ではＲＢＶ(t₀)＝１であるので、メモリおよび評価ユニットは、この時間に対してＲＢＶ(t)を決定することができる。一方、上記方程式は、t₀が処理の開始時と一致しない場合、したがってＲＢＶ(t₀)が必ずしも１であるとは限らない場合、２つの任意の時間t₀およびtに関しても使用することができる。しかしＲＢＶ(t₀)がわかっていない場合、メモリおよび評価ユニットは、ＲＢＶ(t ₀ )の値が１である場合と比較した上記方程式に従うＲＢＶの相対的な変化を決定することができる。

種々の直径および種々の長さの様々なカニューレに関し、動脈圧(Ｐ_art(mmHg))の関数としてのヘマトクリット(ＨＫＴ(％))を示す。様々なカニューレに関する動脈圧(Ｐ_art(mmHg))の関数としてのヘマトクリット(ＨＫＴ(％))を示す。第１のカニューレによる血流の様々な値に関し、動脈圧(Ｐ_art(mmHg))の関数としてのヘマトクリット(ＨＫＴ(％))を示す。第２のカニューレによる血流の様々な値に関し、動脈圧(Ｐ_art(mmHg))の関数としてのヘマトクリット(ＨＫＴ(％))を示す。第３のカニューレによる血流の様々な値に関し、動脈圧(Ｐ_art(mmHg))の関数としてのヘマトクリット(ＨＫＴ(％))を示す。ヘマトクリットおよび／または血液量を決定するための機器を備えた体外血液処理装置の実施形態の例を、簡略図で示す。

Claims

体外回路内の圧力を測定するための圧力センサ(13、14)と、ヘマトクリットまたは血液量の変化を圧力変化から導き出すように設計されたメモリおよび評価ユニット(15)とを有するヘマトクリットおよび／または血液量を決定するための機器と共に、血液ポンプ(６)と、血液を吸引するための動脈カニューレ(５a)および動脈軟質チューブライン(５)と、血液を元に戻すための静脈カニューレ(７a)および静脈軟質チューブライン(７)とを有する体外血液回路による体外血液処理装置であって、様々なカニューレ直径および様々な血流値に関するヘマトクリットＨＫＴまたは血液量ＲＢＶと体外回路内の圧力Ｐとの関係がそれぞれ当該メモリおよび評価ユニット(15)に記憶され、当該メモリおよび評価ユニット(15)は、それぞれのカニューレ直径および血流に関して適切な関係が選択されかつ選択された関係を考慮してヘマトクリットおよび／または血液量が決定されるように設計されていることを特徴とする装置。
前記圧力センサ(13)が、前記血液ポンプ(６)の上流の動脈血ライン(５)に配置されていることを特徴とする、請求項１に記載の装置。
前記メモリおよび評価ユニット(15)が、カニューレ直径を決定するために、血流の変化から得られる動脈圧の変化を決定しかつ当該カニューレ直径を当該動脈圧の変化から導き出すように設計されていることを特徴とする、請求項１または２に記載の装置。
前記メモリおよび評価ユニット(15)が、少なくとも２つの異なる血流値で圧力Ｐ_art1およびＰ_art2をその都度測定し、当該圧力Ｐ_art1およびＰ_art2から差ΔＰ_art＝Ｐ_art1−Ｐ_art2を計算し、カニューレ直径を決定するために、当該差ΔＰ_artを、個々のカニューレ直径を表す所定値範囲と比較するように設計されていることを特徴とする、請求項３に記載の装置。
前記メモリおよび評価ユニット(15)が、様々なカニューレ直径および様々な血流値に関するヘマトクリットＨＫＴまたは血液量ＲＢＶと圧力との関係を、非線形関数により記述するように設計されていることを特徴とする、請求項１〜４のいずれか一項に記載の装置。
前記メモリおよび評価ユニット(15)が、血流を決定するために、前記血液ポンプ(６)のポンピング速度ＢＰＲを決定するよう設計されていることを特徴とする、請求項１〜５のいずれか一項に記載の装置。
前記メモリおよび評価ユニット(15)が、血液量ＲＢＶをヘマトクリットＨＫＴから決定するように設計されていることを特徴とする、請求項１〜６のいずれか一項に記載の装置。
前記メモリおよび評価ユニット(15)が、血液処理の指定された時間tで、当該時間tよりも前の時間t₀でのヘマトクリットＨＫＴ(t₀)と当該時間tよりも前の時間t₀での血液量ＲＢＶ(t₀)との積ＨＫＴ(t₀)ＲＢＶ(t₀)を、指定時間ｔでのヘマトクリットＨＫＴ(t)で割ることにより、血液量ＲＢＶを計算するように設計されていることを特徴とする請求項７に記載の装置。