JP4309343B2 - 体外の血液処理中の血液量を決定するための方法及び装置 - Google Patents

Description

本発明は、体外血液回路に血液治療機器を備えた体外血液治療中に血液量を決定するための方法、および、体外血液治療中に血液量を決定するための装置に関する。本発明は体外の血液処理中の血液量を決定するための方法及び装置に関する。

通常は尿で排除される物質を除去するため且つ流体を回収するために、急性または慢性の腎臓疾患における機械補助での血液浄化、または血液治療のために、様々な方法が使用されている。血液透析（ＨＤ）の場合には、拡散性物質の運搬が優勢であるが、血液濾過（ＨＦ）の場合には、膜を経由する対流性物質の運搬が行われる。血液透析濾過（ＨＤＦ）は、２つの方法の組み合わせである。
体外血液治療中に、患者の血液は、チューブラインシステムの動脈支流を経由して血液治療機器、たとえば、血液透析器または血液濾過器内に流れ、血液治療機器からラインシステムの静脈支流を経由して患者へ流れ戻る。血液は、血液ポンプ、特にローラーポンプによって運搬されるが、これは、ラインシステムの動脈支流に配列されている。流体は、体外治療中に患者から回収することができる（限外濾過）。

体外血液治療に伴う主な合併症の１つは、血圧の急性の低下（低圧）であり、これは、非常に高いかまたは急激な流体の回収によって引き起こされる可能性がある。
この問題には様々な解決法がある。一方では、血圧の変化を絶えずモニタし血圧の変化に基づいて限外濾過を規制する血圧モニタが公知である。他方では、透析治療中に相対血液量を測定し相対血液量に基づいて限外濾過の規制を実行する血液量モニタが公知である。
特許文献１には、血圧を測定するための装置が記載されており、これは、患者の動脈血管系を経由して伝播されている脈波の伝播速度の検出または経過時間に基づいており、上記脈波は患者の心収縮によって生成される。
特許文献２の記載から、限外濾過を規制するための装置が公知であり、相対血液量を決定するために体外回路の圧力がモニタされる。血液量の変化は、治療の開始時の圧力に比較して血液治療の課程における圧力の変化から推論される。
特許文献３から、体外血液治療中の脈波経過時間に基づいて患者の血圧を非侵襲的に測定する方法が公知である。

独国特許第１９７４６３７７号公報 独国特許第４０２４４３４号公報 独国特許出願公開第１００５１９４３号公報

本発明の基礎をなす課題は、機器に大きな出費をせずに、体外血液治療中に血液量を決定することができる方法を提供することである。本発明のさらなる課題は、機器に大きな出費をせずに、体外血液治療中に血液量を決定することを可能にする装置を提供することである。

血液量は、脈波の伝播速度または経過時間から決定することができるが、それは、一定の血液成分、たとえば、ヘモグロビン、タンパク質等は体外血液回路にとどまるが、血漿水は除去されるからである。したがって、血液成分の濃度の変化を使用して、血液量の変化を測定することができる。
下記で血液量に言及する場合、これは、相対血液量を意味するものと理解される。時間ｔにおける相対血液量は、

によって規定され、ただし、Ｖ（０）は時間ｔ＝０すなわち透析治療の開始時における血液量であり、Ｖ（ｔ）は時間ｔすなわち治療の課程中における血液量である。
本発明による方法および装置は、いずれにせよ公知の透析機械に存在する圧力測定を使用するため、機器にかかる費用は比較的少ない。機械のマイクロプロセッサ制御用のソフトウェアの適切な拡張は、血液量を決定するために必要なだけである。
実施の好適な形態において、圧脈波の伝播速度または経過時間は体外回路で測定され、上記圧脈波は、公知の血液透析機械の体外回路に配列される血液ポンプによって発生させられる。公知の透析機械の血液ポンプは、一般にローラーポンプであり、これは、ポンプロータの各回転で圧脈を生成する。

血液ポンプによって生成された脈波は、圧力センサによって検出されることが好ましく、これは公知の透析機械を備えた体外回路に配列される。
正確度を増すために、気柱なしで、血液チューブ、或いは血液ラインが通るところの前段に設けられた圧力測定チャンバに配列される圧力センサで、利点が出るように圧力測定が実施させられ得る。

実施の特に好適な形態において、血液ポンプは血液治療機器の上流で血液ラインの動脈支流に配列され、脈波を検出するための圧力センサは、血液ラインの静脈支流で血液治療機器の下流に配列される。したがって、経過時間が測定されるべきセクションは、血液ポンプと圧力センサとの間にある血液ラインの部分である。
脈波が血液ポンプによって生成される時間が知られていない場合には、血液ポンプによって生成された脈波は、血液ラインの動脈支流にある血液治療機器の上流に配列される第２の圧力センサで検出することができる。しかし、時間は、ポンプロータの位置から導き出すこともでき、これは、たとえば、ホール（Ｈａｌｌ）センサによって検出される。ホールセンサは、ロータとともに回転する磁石を有することができ、その磁場は、ステータに位置するホールプローブを周期的に貫通し、適切な電圧信号は上記ホールプローブで獲得することができる。

実施のさらなる形態は、血液治療の２つの異なる時間における、特に治療の開始時および過程中における、脈波の伝播速度または経過時間の比率から相対血液量を決定することを提供する。
相対血液量を決定するための装置を備えた透析機械の実施形態の例は、図面の補助で下記により詳細に説明される。

以下、本発明の実施の形態を、添付図面を参照して説明する。
血液透析機器はダイアライザ１を有し、これは、半透膜２によって血液チャンバ３と透析流体チャンバ４とに分割される。血液チャンバの入口は動脈血液供給ライン５の一端に接続され、ライン中に動脈血液ポンプ６が組み込まれる。一方、血液チャンバ３の出口は、静脈血液排出ライン７の一端に接続され、ライン中にドリップチャンバ８が組み込まれている。血液供給ラインおよび血液排出ライン５、７は、従来のチューブラインであり、これらは、それぞれ体外回路Ｉの動脈支流および静脈支流を形成する。

血液ポンプ６は、従来のローラーポンプであり、各回転で２つの脈圧を生成し、これは、血液供給ライン５、血液チャンバ３および血液排出ライン７を経由して体外血液回路Ｉに伝播する。ローラーポンプ６のロータが一定の位置を占有するときには必ず圧力波が生成される。ポンプロータの位置をモニタするために、ローラーポンプ６はホールセンサ３３を有する。血液透析機械の透析流体システムＩＩは、透析流体を準備するための装置１２を具備し、それは、透析流体供給ラインの第１のセクション１３によってバランス装置１５の第１チャンバ半体１４ａの入口に接続される。透析流体供給ラインの第２のセクション１６は、第１バランスチャンバ半体１４ａの出口を透析流体チャンバ４の入口に接続する。透析流体チャンバ４の出口は、透析流体排出ラインの第１のセクション１７ａを経由して第２のバランスチャンバ半体１４ｂの入口に接続される。透析流体ポンプ１８は、透析流体排出ラインの第１のセクション１７ａに組み込まれる。第２のバランスチャンバ半体１４ｂの出口は、透析流体排出ラインの第２のセクション１７ｂを経由して排出１９へ接続される。限外濾過ライン２０ａｂは、これもまた排出１９に通じており、透析流体ポンプ１８の上流で透析流体排出ライン１７ａから支流する。限外濾過ポンプ２１は、限外濾過ライン２０内に組み込まれる。
通常存在する第２のバランスチャンバは、実質的に一定の流れを保証するために第１のバランスチャンバに対して平行に且つ位相シフトして操作されるが、簡略化のために図１では図示されない。

血液透析機械は、中央制御ユニット２２をさらに具備し、これは、制御ライン２３から２５を経由して、血液ポンプ６、透析流体ポンプ１８および限外濾過ポンプ２１に接続される。
血液透析治療中に、患者の血液は血液チャンバを通って流れ、透析流体はダイアライザの透析流体チャンバを通って流れる。バランス装置１５は透析流体路内に組み込まれるため、透析流体が透析流体排出ラインを経由して流れることができる量だけ透析流体は透析流体供給ラインを経由して流れることができる。流体は、限外濾過ポンプ２１で患者から回収することができる。

血液透析機械は、透析治療中に、相対血液量を非侵襲的に決定するための装置も有する。この装置は、血液透析機械の様々な構成要素を使用する。したがって、透析機械の一部である。相対血液量を決定するための装置は、下記に詳細に説明される。
相対血液量を決定するための装置は、ダイアライザ１の血液ポンプ６の下流および血液チャンバ３の上流で血液供給ライン５の圧力を測定するための圧力センサ２６と、ダイアライザの血液チャンバ３の下流で血液排出ライン７の圧力を測定するための圧力センサ２７とを有する。双方の圧力センサ２６、２７は、信号ライン２８、２９を経由して分析ユニット３０に接続され、その中でセンサの信号が処理される。この分析ユニットは、血液透析機械のマイクロプロセッサ制御の構成要素である。測定された圧力値から、分析ユニットは相対血液量を決定し、これは、データライン３２を経由して分析ユニットに接続されるディスプレイユニット３１に表示される。

相対血液量ＲＢＶを決定するための装置の機能は、下記に説明される。相対血液量の決定は、血液ポンプ６によって生成され体外血液回路Ｉに伝播される脈波の経過時間の測定に基づいている。測定セクションＬは、血液ラインの一部と、動脈および静脈の圧力センサ２６、２７の間の血液チャンバとから構成される。このセクションＬは、図１では、ａ’、ｂ’およびｃ’によって示される。
脈波経過時間とＲＢＶとの間の理論的関係は、下記のように導き出される。断面積Ａを備えた弾性のある円筒形チューブに存在する非圧縮流体において、長手方向圧縮波の伝播速度ｃは、下記のように与えられる。

ただし、ｃ：脈波速度、ρ：流体の密度、ｄｐ：圧力の変化、ｄＡ：面積の変化、である。
透析治療中に、好ましくは血液ポンプの下流に直接配列された動脈圧力センサかまたはより正確には血液ポンプと静脈圧力センサとの間に総長さＬを備えた血液チューブシステム（測定セクション）の部分にわたる経過時間ＰＴＴ（「脈経過時間」）は、

である。式（３）から、

が得られ、ただし、ＰＴＴ（ｔ_０） 時間ｔ_０における経過時間、ＰＴＴ（ｔ） 時間ｔにおける経過時間、である。
式（４）および（５）から、

が得られる。ここで、Ｋ（Ｐ）は、時間ｔおよび時間ｔ_０におけるチューブの膨張サイズの比率を示す。血液の質量密度は、下記による、血液中のタンパク質および水の質量分率の、総血液量に対する比率によって規定され、

ただし、ρ（ｔ_０）：時間ｔ_０における血液の質量密度、ρ（ｔ）：時間ｔにおける血液の質量密度、Ｖ（ｔ_０）：時間ｔ_０における血液量、Ｖ（ｔ） 時間ｔにおける血液量、ｍ_{ｐｒｏｔｅｉｎ}（ｔ_０）：時間ｔ０におけるＶ（ｔ_０）のタンパク質の質量、ｍ_{ｐｒｏｔｅｉｎ}（ｔ）：時間ｔにおけるＶ（ｔ_０）のタンパク質の質量、ｍ_{ｗａｔｅｒ}（ｔ_０） 時間ｔ_０におけるＶ（ｔ_０）の水の質量、ｍ_{ｗａｔｅｒ}（ｔ）：時間ｔにおけるＶ（ｔ_０）の水の質量

ダイアライザの膜は、血液中タンパク質の大半で透過ではないため、血液透析中の血液中タンパク質含有量はおよそ一定であり、すなわち、ｍ_{ｐｒｏｔｅｉｎ}（ｔ）＝ｍ_{ｐｒｏｔｅｉｎ}（ｔ_０）である。式（９）、（１０）および（１）から、

が得られる。
ｍ_{ｗａｔｅｒ}（ｔ_０）−ｍ_{ｗａｔｅｒ}（ｔ）＝Ｖ（ｔ_０）［１−ＲＢＶ（ｔ）］ρｗであるため、式（１１）は

の形式で書くことができ、ただし、ρｗは水の質量密度を示す。
式（７）および（１２）で、

が得られる。
この式の解法は下記のように読み取れる。

チューブシステムが弾性があり、治療中に比例範囲（弾性範囲）内にあるならば、フックの法則により、Ｋ（Ｐ）＝１である。これから、

が得られる。
式（１５）は、相対血液量ＲＢＶ（ｔ）が時間ｔ_０における経過時間と血液密度との比率の関数であることを示す。透析治療前の血液密度が全患者でほぼ同一であると仮定すると、ＲＢＶ（ｔ）は経過時間の比率のみに依存する。
しかし、チューブの弾性がチューブの圧力に依存する場合、特に弾性と圧力との間に非直線関係がある場合には、Ｋ（Ｐ）用の特性曲線を使用することができる。
透析治療の開始時に、分析ユニット３０は時間ｔ_０における経過時間ＰＴＴ（ｔ_０）を決定する。この値は、メモリに格納される。透析治療の開始時における水の質量密度ρｗの値および血液の質量密度ρ（ｔ_０）の値もまた、このメモリに入力される。これらの値は、定数として取られる。それらは、外部から入力することができるか、または、常に前もってセットされる。
経過時間ＰＴＴ（ｔ_０）を決定するために、脈波が動脈圧力センサ２６から静脈圧力センサ２７へ移動するために必要な時間が測定される。

図１の測定セクションａ’＋ｂ’＋ｃ’によって長い測定時間が可能であるときでさえ、異なる弾性を備えた要素がこのセクションに沿って存在することを考慮に入れる必要がある。したがって、たとえば、ダイアライザと血液チューブとは、弾性に対して異なる特性を有する。それゆえ、攪乱影響を回避するために、ダイアライザの上流または下流にある血液チューブに沿った測定セクションにわたる測定のみを行うことができる。次いで、ポンプと動脈圧力センサとの間の経過時間を測定するために動脈圧力センサを血液ポンプの下流に設けなければならないか、または、２つの静脈センサの間の経過時間を測定するために２つの静脈圧力センサを設けなければならないか、のいずれかである。

図２は、圧力センサ２６、２７の圧力信号の一時的課程を示す。脈波はまず動脈圧力センサに到達し、次いで静脈圧力センサに到達するのを明らかに見ることができる。動脈圧力センサと静脈圧力センサとの間の測定セクションＬにわたる経過時間は、図２ではＰＴＴ_１によって示される。特に長い測定セクションを有するために、動脈圧力センサ２６は血液ポンプ６のすぐ下流に配列されなければならず、静脈圧力センサ２７は血液ラインの血液チャンバ３のできる限り下流に配列されなければならない。

透析治療中に、分析ユニット３０は、脈波の経過時間ＰＴＴ（ｔ）を絶えず決定し、式（１５）による相対血液量ＲＢＶ（ｔ）を絶えず計算する。
弾性と圧力との間の非直ライン関係を前提にして、Ｋ（Ｐ）用の特性曲ラインがメモリに格納される。次いで、相対血液量の計算が、式（１４）にしたがって行われる。
実施の代替形態は、血液排出ライン７に１つのみの静脈圧力センサ２７を提供する。血液供給ライン５の動脈圧力センサ２６は、原則として必要ない。動脈圧力センサの代わりに、圧力波の発生は、血液ポンプのホールセンサ３３で検出することができる。
図２は、センサ３３のホール信号を示す。ホール信号と圧力信号との負のフランクが一致するのを明らかに見ることができる。血液ポンプと静脈圧力センサとの間のセクションにわたる経過時間は、図２ではＰＴＴ_２によって示される。血液ポンプのロータの磁石は１回転につき１つのみの信号へ通じロータは２つの閉塞ローラーを有するため、ホール信号は、圧力信号に比較して周波数の２分の１のみで発生する。

本発明の体外血液処理中の血液量を決定するための方法及び装置は、産業上の利用が可能である。

相対血液量を決定するための装置を備えた透析機械の必須構成要素を非常に簡略化された図面で示す。 血液ラインの動脈支流および静脈支流の圧力を決定するための動脈圧力センサおよび静脈圧力センサの信号、および、ポンプロータの位置を決定するためのホールセンサの信号、の一時的なコースを示す。

Claims (7)

1. 体外血液治療中の体外血液回路（Ｉ）での相対血液量を決定するための装置であって、血液治療機器（１）へ通じる血液ライン（５、７）の動脈支流（５）と、前記血液治療機器（１）から離れて導く血液ライン（５、７）の静脈支流（７）と、を有し、
   前記体外血液回路に伝播されている脈波の伝播速度または経過時間を測定するための手段（２６、２７、３０）を備え、
   前記体外血液回路（Ｉ）に脈波を生成する手段（６）を含み、且つ
   前記測定手段（２６、２７、３０）に、前記血液量を決定するための手段（３０）であって、前記血液量を前記脈波の前記測定された経過時間または伝播速度から決定することができるように設計される手段（３０）を含むこと、
   を特徴とする装置。
2. 前記体外血液回路（Ｉ）に脈波を生成する手段（６）が血液ポンプであり、前記血液ポンプ（６）が前記体外回路（Ｉ）に配列され、それによって、前記脈波の伝播速度または経過時間を測定するための前記手段（２６、２７、３０）は、前記血液ポンプ（６）によって前記体外回路に生成された脈波の伝播速度または経過時間が測定されるように設計されることを特徴とする請求項１に記載の装置。
3. 前記体外血液回路（Ｉ）に脈波を生成する手段（６）が血液ポンプであり、前記体外血液回路に伝播されている脈波の伝播速度または経過時間を測定するための手段が圧力センサ（２７）を含み、前記血液ポンプ（６）によって生成された脈波を検出するための圧力センサ（２７）は、前記体外回路（Ｉ）に配列されることを特徴とする請求項１または２に記載の装置。
4. 前記血液ポンプ（６）は、前記血液治療機器（１）の上流で前記血液ライン（５、７）の前記動脈支流（５）に配列され、前記脈波を検出するための前記圧力センサ（２７）は、前記血液ライン（５、７）の前記静脈支流（７）で前記血液治療機器の下流に配列されることを特徴とする請求項３に記載の装置。
5. 前記体外血液回路に伝播されている脈波の伝播速度または経過時間を測定するための手段が前記脈波を検出するための第２の圧力センサ（２６）を含み、該第２の圧力センサ（２６）が、前記血液ライン（５、７）の前記動脈支流（５）で前記血液治療機器（１）の上流に配列されることを特徴とする請求項４に記載の装置。
6. 前記血液量を決定するための手段（３０）は、前記相対血液量ＲＢＶ（ｔ）が、血液治療の２つの異なる時間ｔ、ｔ_０における前記脈波の前記経過時間または伝播速度の比率から決定することができるように設計されることを特徴とする請求項１乃至５のいずれか１項に記載の装置。
7. 前記血液量を決定するための手段（３０）は、前記相対血液量ＲＢＶ（ｔ）が、下記式にしたがって前記脈波の前記経過時間の一時的な変化から計算されるように設計され、
   

   

   ただし、ＰＴＴ（ｔ）およびＰＴＴ（ｔ_０）は、時間ｔおよびｔ_０における所定の長さＬを備えた前記体外血液回路のセグメントにわたる前記脈波の経過時間であり、ρｗは水の質量密度であり、ρ（ｔ_０）は血液治療の開始時における血液の質量密度であることを特徴とする請求項６に記載の装置。

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