JP4573231B2 - 血液浄化装置 - Google Patents

Description

本発明は、患者の血液を体外循環させつつ浄化する血液浄化装置に関するものである。

一般に、血液浄化療法、例えば透析治療においては、患者の血液を体外循環させるべく可撓性チューブから成る血液回路が使用されている。この血液回路は、患者から血液を採取する動脈側穿刺針が先端に取り付けられた動脈側血液回路と、患者に血液を戻す静脈側穿刺針が先端に取り付けられた静脈側血液回路とから主に成り、これら動脈側血液回路と静脈側血液回路との間にダイアライザを介在させ、体外循環する血液の浄化を行っている。

かかるダイアライザは、内部に複数の中空糸が配設されており、それぞれの中空糸の内部を血液が通過するとともに、その外側（中空糸の外周面と筐体の内周面との間）に透析液を流し得る構成とされている。中空糸は、その壁面に微小な孔（ポア）が形成されて血液浄化膜を成しており、中空糸内部を通過する血液の老廃物等が血液浄化膜を透過して透析液内に排出されるとともに、老廃物が排出されて浄化された血液が患者の体内に戻るようになっている。また、透析装置内には、患者の血液から水分を取り除くための除水ポンプが配設されており、透析治療時に除水が行われるように構成されている。

ところで、例えば動脈側穿刺針及び静脈側穿刺針を患者のシャント（外科手術により動脈と静脈とを連結させた部位）及びその周辺に穿刺し体外循環を行わせる際、当該静脈側穿刺針から浄化されて患者の体内に戻された血液が、患者の臓器等を経ず再び動脈側穿刺針から導入されてしまう血液再循環が生じることがある。このような血液再循環が生じると、浄化した血液を更に体外循環させることとなり、その分だけ浄化が必要な血液の体外循環量が減少するので、血液浄化効率が悪化してしまうという不具合が生じてしまう。

然るに従来より、除水ポンプを急激且つ短時間だけ駆動させることにより体外循環する血液の濃度の変化に特有のピークを付与し、これを目印として血液再循環を検出し得る透析装置が提案されている（例えば、特許文献１参照）。かかる文献で開示された透析装置によれば、血液濃度を検出するセンサ（ヘモグロビン濃度を検出するセンサ）が動脈側血液回路に配設されており、かかるセンサにて特有のピークを検出することで透析治療中における血液再循環を検知することができる。

更に従来、動脈側血液回路に配設されたセンサに加え、静脈側血液回路にも同様のセンサを具備させることにより、血液の濃度の変化に特有のピークが付与されたか否かの確認を行い得るとともに再循環血液の割合を求める際のパラメータを減少させて、確実且つ精度よく血液再循環の検出を行うことができるものが提案されている（例えば、特許文献２参照）。
特表２０００−５０２９４０号公報 特開２００６−０８７９０７号公報

しかしながら、上記従来の血液浄化装置においては、単に血液再循環の検出を行うのみであるため、当該血液再循環を考慮した血液浄化治療を行うことが依然として困難であるという問題があった。即ち、血液再循環が検出されたとしても、例えば患者の状態を示す指標である循環血液量変化率（ΔＢＶ）やダイアライザによる透析の量及び効率を示す指標であるクリアランス値等に如何なる影響があるのかを医師等医療従事者がリアルタイムに予測するのは困難であり、当該血液再循環を考慮した理想的な血液浄化治療を行うことができないのである。

本発明は、このような事情に鑑みてなされたもので、血液再循環を考慮した理想的な血液浄化治療を行わせることができる血液浄化装置を提供することにある。

請求項１記載の発明は、採取した患者の血液を体外循環させるべく動脈側血液回路及び静脈側血液回路から成る血液回路と、前記動脈側血液回路に配設された血液ポンプと、前記動脈側血液回路と静脈側血液回路との間に接続され、当該血液回路を流れる血液を浄化する血液浄化手段と、前記血液回路を体外循環する血液の濃度を示す血液指標を測定するための濃度測定手段と、前記静脈側血液回路から患者に戻された血液が再び前記動脈側血液回路に導かれて流れる再循環血液の前記動脈側血液回路を流れる血液に対する流量の割合を示す再循環率を求め得る再循環率導出手段とを具備した血液浄化装置において、前記再循環率導出手段にて求められた再循環率に基づき、患者における真の血液指標を求める真値導出手段を具備したことを特徴とする。

請求項２記載の発明は、請求項１記載の血液浄化装置において、前記濃度測定手段は、前記血液回路に配設され、当該血液回路を流れる血液のヘマトクリット値を測定するヘマトクリットセンサから成るとともに、前記真値導出手段で求められるべき真の血液指標がヘマトクリット値であることを特徴とする。

請求項３記載の発明は、請求項２記載の血液浄化装置において、前記真値導出手段で求められた真のヘマトクリット値に基づき、患者の状態を示す指標である循環血液量変化率を算出することを特徴とする。

請求項４記載の発明は、請求項１〜請求項３の何れか１つに記載の血液浄化装置において、前記濃度測定手段は、前記血液回路における動脈側血液回路及び静脈側血液回路のそれぞれに配設されたことを特徴とする。

請求項５記載の発明は、請求項１に記載の血液浄化装置において、前記血液浄化手段は、透析膜を介して透析液を導入又は導出するダイアライザから成り、前記濃度測定手段が当該ダイアライザから導出した透析液の圧力である透析液圧から血液の濃度を示す血液指標を測定可能とされたことを特徴とする。

請求項６記載の発明は、請求項１記載の血液浄化装置において、前記濃度測定手段は、前記血液回路に配設され、当該血液回路を流れる血液のヘマトクリット値を測定するヘマトクリットセンサ、及び当該血液回路を流れる血液の溶質濃度を測定する溶質濃度測定センサから成るとともに、前記真値導出手段で求められるべき真の血液指標が溶質濃度であることを特徴とする。

請求項７記載の発明は、請求項６記載の血液浄化装置において、前記血液浄化手段は、透析膜を介して透析液を導入又は導出するダイアライザから成るとともに、前記真値導出手段で求められた真の溶質濃度に基づき、当該ダイアライザによる透析の量及び効率を示す指標であるクリアランス値を算出することを特徴とする。

請求項１の発明によれば、再循環率導出手段にて求められた再循環率に基づき、真値導出手段にて患者における真の血液指標を求めることができるので、血液再循環を考慮した理想的な血液浄化治療を行わせることができる。

請求項２の発明によれば、真値導出手段で求められるべき真の血液指標がヘマトクリット値であるので、当該ヘマトクリット値及びそのヘマトクリット値から求められる各種指標を精度よく求めることができる。

請求項３の発明によれば、真値導出手段で求められた真のヘマトクリット値に基づき、患者の状態を示す指標である循環血液量変化率を算出するので、精度のよい循環血液量変化率をリアルタイムで求めることができ、血液浄化治療中の指標として用いれば、血液再循環を考慮した理想的な血液浄化治療を行わせることができる。

請求項４の発明によれば、濃度測定手段は、血液回路における動脈側血液回路及び静脈側血液回路のそれぞれに配設されたので、動脈側血液回路又は静脈側血液回路の何れか一方のみに濃度測定手段が配設されたものに比べ、再循環血液の割合（再循環率）を求める際のパラメータを減少させて、当該再循環率を確実且つ精度よく求めることができるとともに、より迅速に真の血液指標を求めることができる。

請求項５の発明によれば、濃度測定手段がダイアライザから導出した透析液の圧力である透析液圧から血液の濃度を示す血液指標を測定可能とされたので、濃度測定手段を血液回路側に具備させる必要がない。

請求項６の発明によれば、真値導出手段で求められるべき真の血液指標が溶質濃度であるので、当該溶質濃度及びその溶質濃度から求められる各種指標を精度よく求めることができる。

請求項７の発明によれば、真値導出手段で求められた真の溶質濃度に基づき、ダイアライザによる透析の量及び効率を示す指標であるクリアランス値を算出するので、精度のよくクリアランス値をリアルタイムで求めることができ、血液浄化治療中の指標として用いれば、血液再循環を考慮した理想的な血液浄化治療を行わせることができる。

以下、本発明の実施形態について図面を参照しながら具体的に説明する。
第１の実施形態に係る血液浄化装置は、患者の血液を体外循環させつつ浄化するためのもので、透析治療で使用される透析装置に適用されたものである。かかる透析装置は、図１に示すように、血液浄化手段としてのダイアライザ２が接続された血液回路１、ダイアライザ２に透析液を供給しつつ除水する透析装置本体６から主に構成されている。血液回路１は、同図に示すように、可撓性チューブから成る動脈側血液回路１ａ及び静脈側血液回路１ｂから主に構成されており、これら動脈側血液回路１ａと静脈側血液回路１ｂの間にダイアライザ２が接続されている。

動脈側血液回路１ａには、その先端に動脈側穿刺針ａが接続されているとともに、途中にしごき型の血液ポンプ３、及び第１ヘマトクリットセンサ５ａ（濃度測定手段）が配設されている。一方、静脈側血液回路１ｂには、その先端に静脈側穿刺針ｂが接続されているとともに、途中に第２ヘマトクリットセンサ５ｂ（濃度測定手段）及び除泡用のドリップチャンバ４が接続されている。

即ち、本実施形態における濃度測定手段を構成する第１ヘマトクリットセンサ５ａ及び第２ヘマトクリットセンサ５ｂは、動脈側血液回路１ａ及び静脈側血液回路１ｂのそれぞれに配設されており、血液回路１を体外循環する血液の濃度を示す血液指標（具体的にはヘマトクリット値）をリアルタイムで測定し得るようになっている。ここで、ヘマトクリット値とは、血液の濃度を示す指標であり、具体的には、全血に占める赤血球の容積率で表されるものである。

そして、動脈側穿刺針ａ及び静脈側穿刺針ｂを患者に穿刺した状態で、血液ポンプ３を駆動させると、患者の血液は、動脈側血液回路１ａを通ってダイアライザ２に至り、該ダイアライザ２によって血液浄化が施され、ドリップチャンバ４で除泡がなされつつ静脈側血液回路１ｂを通って患者の体内に戻る。即ち、患者の血液を血液回路１にて体外循環させつつダイアライザ２にて浄化するのである。

ダイアライザ２は、その筐体部に、血液導入ポート２ａ、血液導出ポート２ｂ、透析液導入ポート２ｃ及び透析液導出ポート２ｄが形成されており、このうち血液導入ポート２ａには動脈側血液回路１ａの基端が、血液導出ポート２ｂには静脈側血液回路１ｂの基端がそれぞれ接続されている。また、透析液導入ポート２ｃ及び透析液導出ポート２ｄは、透析装置本体６から延設された透析液導入ラインＬ１及び透析液排出ラインＬ２とそれぞれ接続されている。

ダイアライザ２内には、複数の中空糸が収容されており、該中空糸内部が血液の流路とされるとともに、中空糸外周面と筐体部の内周面との間が透析液の流路とされている。中空糸には、その外周面と内周面とを貫通した微少な孔（ポア）が多数形成されて中空糸膜を形成しており、該膜を介して血液中の不純物等が透析液内に透過し得るよう構成されている。

一方、透析装置本体６は、図２に示すように、透析液導入ラインＬ１及び透析液排出ラインＬ２に跨って形成された複式ポンプＰと、透析液排出ラインＬ２において複式ポンプＰを迂回して接続されたバイパスラインＬ３と、該バイパスラインＬ３に接続された除水ポンプ８とから主に構成されている。そして、透析液導入ラインＬ１の一端がダイアライザ２（透析液導入ポート２ｃ）に接続されるとともに、他端が所定濃度の透析液を調製する透析液供給装置７に接続されている。

また、透析液排出ラインＬ２の一端は、ダイアライザ２（透析液導出ポート２ｄ）に接続されるとともに、他端が図示しない排液手段と接続されており、透析液供給装置７から供給された透析液が透析液導入ラインＬ１を通ってダイアライザ２に至った後、透析液排出ラインＬ２及びバイパスラインＬ３を通って排液手段に送られるようになっている。尚、同図中符号９及び１０は、透析液導入ラインＬ１に接続された加温器及び脱気手段を示している。

除水ポンプ８は、ダイアライザ２中を流れる患者の血液から水分を除去するためのものである。即ち、かかる除水ポンプ８を駆動させると、複式ポンプＰが定量型であるため、透析液導入ラインＬ１から導入される透析液量よりも透析液排出ラインＬ２から排出される液体の容量が多くなり、その多い容量分だけ血液中から水分が除去されるのである。尚、かかる除水ポンプ８以外の手段（例えば所謂バランシングチャンバ等を利用するもの）にて患者の血液から水分を除去するようにしてもよい。

然るに、本実施形態の除水ポンプ８は、透析治療に必要な除水を行う他、急激で且つ短時間の除水が行い得るようになっている。即ち、透析治療中に行われる一定速度の除水を一旦中止し（但し、体外循環は行われている）、測定したヘマトクリット値が安定したところで、除水ポンプ８を急激且つ短時間駆動して除水を行わせしめることにより、その間の血液濃度（ヘマトクリット値）の変化に特有のピークを付与し得るよう構成されているのである。ここで、本発明における「急激且つ短時間」とは、回路を経た後において付与したパルスが確認できる程度の大きさ及び時間のことをいい、「特有」とは、ポンプの変動や患者の体動による他の要因による変動パターンと区別できるものをいう。

より具体的には、図３に示すように、時間ｔ１で一定速度の除水（通常の除水）を停止し、その後測定しているヘマトクリットの値が安定した時間ｔ２になった際に除水ポンプ８を通常より高速で時間ｔ３まで駆動させる。かかる時間ｔ２からｔ３までは微小時間とされている。これにより、通常の除水に比べて、急激で且つ短時間の除水を行うことができ、例えば図４で示すような、ヘマトクリット値において特有のピークを付与することができる。

第１ヘマトクリットセンサ５ａ及び第２ヘマトクリットセンサ５ｂは、既述のように、動脈側血液回路１ａ及び静脈側血液回路１ｂにそれぞれ配設されて、これら回路を流れる血液の濃度（具体的にはヘマトクリット値）を検出するものであり、例えばＬＥＤ等の発光素子及びフォトダイオード等の受光素子を備え、発光素子から血液に光を照射するとともに、その透過した光或いは反射した光を受光素子にて受光することにより、患者の血液濃度を示すヘマトクリット値を検出するものである。

具体的には、受光素子から出力された電気信号に基づき、血液の濃度を示すヘマトクリット値を求める。即ち、血液を構成する赤血球や血漿などの各成分は、それぞれ固有の吸光特性を持っており、この性質を利用してヘマトクリット値を測定するのに必要な赤血球を電子光学的に定量化することにより当該ヘマトクリット値を求めることができるのである。より具体的には、発光素子から照射された近赤外線は、血液に入射して吸収と錯乱の影響を受け、受光素子にて受光される。その受光した光の強弱から光の吸収散乱率を解析し、ヘマトクリット値を算出するのである。

上記の如く構成された第１ヘマトクリットセンサ５ａは、動脈側血液回路１ａに配設されているので、透析治療中における動脈側穿刺針ａを介して患者から採取した血液のヘマトクリット値を検出するとともに、第２ヘマトクリットセンサ５ｂは、静脈側血液回路１ｂに配設されているので、ダイアライザ２にて浄化され、患者に戻される血液のヘマトクリット値を検出することとなる。即ち、除水ポンプ８にて付与された特有のピークは、まず第２ヘマトクリットセンサ５ｂで検出（図４参照）され、その後、その血液が再び動脈側血液回路１ａに至って再循環があった場合、当該再循環血液に残存した特有のピークを第１ヘマトクリットセンサ５ａが検出（図５参照）し得るようになっている。

従って、第２ヘマトクリットセンサ５ｂにより除水ポンプ８による特有のピークの付与があったか否かの確認を行うことができるとともに、第１ヘマトクリットセンサ５ａにより再循環血液の有無を検出することができる。即ち、除水ポンプ８により特有のピークが付与されたか否かの確認を行い得るので、動脈側血液回路１ａのみにヘマトクリットセンサが配設されたものに比べ、確実且つ精度よく血液再循環の検出を行うことができるのである。

更に、上記第１ヘマトクリットセンサ５ａ及び第２ヘマトクリットセンサ５ｂは、図６に示すように、透析装置本体６に配設された演算手段１１と電気的に接続されており、該演算手段１１は、真値導出手段１２及び循環血液量変化率算出手段１３を介して、液晶画面などの表示手段１４と電気的に接続されている。演算手段１１は、例えばマイコン等で構成されたものであり、第１ヘマトクリットセンサ５ａ及び第２ヘマトクリットセンサ５ｂで検出されたヘマトクリット値（特有のピーク）を比較し、動脈側血液回路１ａを流れる血液中の再循環血液が占める割合（即ち、静脈側血液回路１ｂから患者に戻された血液が再び動脈側血液回路１ａに導かれて流れる再循環血液の動脈側血液回路１ａを流れる血液に対する流量の割合であって、以下これを再循環率という。）を演算可能なものである。

具体的には、血液再循環がある場合に、除水ポンプ８により特有のピークを付与してから、その血液が第２ヘマトクリットセンサ５ｂに至るまでの時間（図４における時間ｔ５）及び再循環して第１ヘマトクリットセンサ５ａに至るまでの時間（図５におけるｔ７）を予測しておき、除水ポンプ８による特有のピークの付与後、時間ｔ５経過した際に第２ヘマトクリットセンサ５ｂによって検出されたヘマトクリット値と、時間ｔ７経過した際に第１ヘマトクリットセンサ５ａによって検出されたヘマトクリット値とを演算手段１１が比較する。

このように、血液が第２ヘマトクリットセンサ５ｂに至るまでの時間ｔ５、及び再循環して第１ヘマトクリットセンサ５ａに至るまでの時間ｔ７を予測することで、心肺再循環（浄化された血液が心臓や肺のみを通り、他の組織や臓器等を通らずに体外に引き出されてしまう現象）と、計測対象である再循環とを判別することができる。尚、かかる方法に代えて、第１ヘマトクリットセンサ５ａ及び第２ヘマトクリットセンサ５ｂで検出されるヘマトクリット値が所定の数値を超えたことを演算手段１１にて認識させ、当該数値を超えたヘマトクリット値同士を比較するようにしてもよい。

そして、図４及び図５で示すような時間−ヘマトクリット値のグラフに基づき、第１ヘマトクリットセンサ５ａ及び第２ヘマトクリットセンサ５ｂのヘマトクリット値の変化を求め、上記の如き比較されるべき時間の部分（変化部分）の面積を積分法など数学的手法にて演算する。例えば、第２ヘマトクリットセンサ５ｂによる変化部分（図４におけるｔ５からｔ６までの部分）の面積をＳｖ、第１ヘマトクリットセンサ５ａによる変化部分（図５におけるｔ７からｔ８までの部分）の面積をＳａとおくと、再循環率ＡＲは、以下の如き演算式にて求められる。

ＡＲ（％）＝Ｓａ／Ｓｖ×１００

ここで、第１ヘマトクリットセンサ５ａによる変化部分の時間（ｔ７からｔ８までの時間間隔）は、特有のピークが付与された血液が第２ヘマトクリットセンサ５ｂから第１ヘマトクリットセンサ５ａまで流れる過程において拡散することを考慮し、第２ヘマトクリットセンサ５ｂによる変化部分の時間（ｔ５からｔ６までの時間間隔）より大きく設定されている。

しかして、特有のピークを付与し得る除水ポンプ８と演算手段１１とは、本実施形態における再循環率導出手段を構成しており、これらにより再循環率が求められるようになっている。演算手段１１で求められた再循環率は、例えばマイコン等で構成された真値導出手段１２に送られて、患者における真のヘマトクリット値（血液指標）が求められるよう構成されている。

即ち、第１ヘマトクリットセンサ５ａは、ダイアライザ２による浄化処理が施されない血液のヘマトクリット値を測定する故、血液再循環がなければ、当該第１ヘマトクリットセンサ５ａによる測定値が患者のヘマトクリット値となるべきであるが、血液再循環があると、その影響により第１ヘマトクリットセンサ５ａによる測定値が必ずしも患者の真のヘマトクリット値と合致しないことを考慮し、真値導出手段１２にて真のヘマトクリット値を求め得るよう構成されているのである。

具体的には、図７に示すように、シャント（人体側の血管の短絡部等）の流量（シャント流量）をＱａ、血液ポンプ３の作用による血液回路１を流れる血液の流量（血液ポンプ流量）をＱｂ、再循環血液の流量（再循環流量）をＱｒとし、第１ヘマトクリットセンサ５ａにより測定されたヘマトクリット値をＨｔ１、第２ヘマトクリットセンサ５ｂにより測定されたヘマトクリット値をＨｔ２とするとともに、浄化処理前のシャントのヘマトクリット値（真のヘマトクリット値）をＨｔａとした場合、これらは、以下の関係式で表される。

Ｈｔ１×Ｑｂ＝Ｈｔａ×Ｑａ＋Ｈｔ２×Ｑｒ … （式１）
（但し、Ｑａ≦Ｑｂ、Ｑｂ＝Ｑａ＋Ｑｒ）

ここで、Ｑｂ＝Ｑａ＋Ｑｒであることから、Ｑａ＝Ｑｂ−Ｑｒで表すことができるとともに、再循環率をＡＲとすると、再循環率（ＡＲ）＝Ｑｒ／Ｑｂであることから、Ｑｒ＝ＡＲ×Ｑｂで表すことができ、これらを上記式１に代入すると以下の式となる。
Ｈｔ１×Ｑｂ＝Ｈｔａ×Ｑｂ×（１−ＡＲ）＋Ｈｔ２×Ｑｂ×ＡＲ … （式２）

上記式２より、真のヘマトクリット値Ｈｔａを求める式は、以下の如きである。
Ｈｔａ＝（Ｈｔ１−Ｈｔ２×ＡＲ）／（１−ＡＲ） … （式３）
即ち、第１ヘマトクリットセンサ５ａの測定値であるＨｔ１、第２ヘマトクリットセンサ５ｂの測定値であるＨｔ２、及び演算手段１１で求められるＡＲは、既知のパラメータであるため、上記式３により、真のヘマトクリット値Ｈｔａを求めることができるのである。

本実施形態によれば、演算手段１１（再循環率導出手段）にて求められた再循環率に基づき、真値導出手段１２にて患者における真の血液指標（ヘマトクリット値）を求めることができるので、血液再循環を考慮した理想的な血液浄化治療を行わせることができる。また、真値導出手段１２で求められるべき真の血液指標がヘマトクリット値であるので、当該ヘマトクリット値及びそのヘマトクリット値から求められる各種指標を精度よく求めることができる。

更に、上記の如く求められた真のヘマトクリット値は、例えばマイコン等で構成された循環血液量変化率算出手段１３に送られて、当該真のヘマトクリット値に基づき、患者の状態を示す指標である循環血液量変化率（ΔＢＶ）を算出し得るよう構成されている。この循環血液量変化率（ΔＢＶ）は、（透析開始時のヘマトクリット値（Ｈｔ（０））−測定時のヘマトクリット値（Ｈｔ（ｔ）））／測定時のヘマトクリット値（Ｈｔ（ｔ））×１００なる演算式にて求めることができるので、かかる式に真のヘマトクリット値（Ｈｔ（０）及びＨｔ（ｔ））を代入すれば、循環血液量変化率（ΔＢＶ）を算出することができる。

従って、本実施形態によれば、真値導出手段１２で求められた真のヘマトクリット値に基づき、循環血液量変化率算出手段１３にて循環血液量変化率（ΔＢＶ）を算出するので、精度のよい循環血液量変化率（ΔＢＶ）をリアルタイムで求めることができ、血液浄化治療中の指標として用いれば、血液再循環を考慮した理想的な血液浄化治療を行わせることができる。尚、循環血液量変化率算出手段１３で算出された循環血液量変化率（ΔＢＶ）は、表示手段１４にリアルタイムに表示される。

また、本実施形態によれば、濃度測定手段としての第１ヘマトクリットセンサ５ａ及び第２ヘマトクリットセンサ５ｂは、血液回路１における動脈側血液回路１ａ及び静脈側血液回路１ｂのそれぞれに配設されているので、動脈側血液回路１ａ又は静脈側血液回路１ｂの何れか一方のみに濃度測定手段としてのヘマトクリットセンサが配設されたものに比べ、再循環率を求める際のパラメータを減少させて、当該再循環率を確実且つ精度よく求めることができるとともに、より迅速に真の血液指標を求めることができる

然るに、本実施形態においては、上記の如く濃度測定手段としての第１ヘマトクリットセンサ５ａ及び第２ヘマトクリットセンサ５ｂが動脈側血液回路１ａ及び静脈側血液回路１ｂのそれぞれに配設されているが、これに代えて動脈側血液回路１ｂのみに配設されたものであってもよい。この場合、除水ポンプ８による除水量Ｑｕｆ（既知のパラメータ）とすれば、以下の式にて真のヘマトクリット値Ｈｔａを求めることができる。
Ｈｔａ＝｛Ｈｔ１−（Ｈｔ１×ＡＲ×Ｑｂ）／（Ｑｂ−Ｑｕｆ）｝／（１−ＡＲ）

また更に、本実施形態においては、濃度測定手段としての第１ヘマトクリットセンサ５ａ及び第２ヘマトクリットセンサ５ｂが血液回路１側に配設されているが、これに代えて濃度測定手段が、ダイアライザ２から導出した透析液の圧力である透析液圧から血液の濃度を示す血液指標（ヘマトクリット値やヘモグロビン濃度等）を測定するものとしてもよい。

具体的には、静脈圧と透析液圧との差により、ダイアライザ２内の血液の流路と透析液の流路との間の圧力差（ダイアライザ２の中空糸膜（透析膜）における膜間圧力差）が把握される一方、当該膜間圧力差が体外循環する患者の血液の濃度により変化することから、当該膜間圧力差を体外循環する血液の濃度を示す血液指標とすることができるのである。この場合、濃度測定手段を血液回路１側に具備させる必要がない。

次に、本発明の第２の実施形態について説明する。
本血液浄化装置は、第１の実施形態と同様、患者の血液を体外循環させつつ浄化するためのもので、血液浄化手段としてのダイアライザ２が接続された血液回路１、ダイアライザ２に透析液を供給しつつ除水する透析装置本体６から主に構成されて、透析治療で使用される透析装置に適用されたものである。尚、第１の実施形態と同様の構成要素には、同一の符号を付し、それらの詳細な説明を省略する。

また、本実施形態における動脈側血液回路１ａ及び静脈側血液回路１ｂには、図８に示すように、これら血液回路を流れる血液のヘマトクリット値を測定するヘマトクリットセンサ５ａ、５ｂに加え、第１溶質濃度測定センサ１５ａ、第２溶質濃度測定センサ１５ｂがそれぞれ配設されている。これら第１溶質濃度測定センサ１５ａ、第２溶質濃度測定センサ１５ｂは、動脈側血液回路１ａ及び静脈側血液回路１ｂのそれぞれを流れる血液の溶質濃度（尿素濃度等）を測定するものである。

更に、第１溶質濃度測定センサ１５ａ及び第２溶質濃度測定センサ１５ｂは、図９に示すように、演算手段１１’と電気的に接続されており、該演算手段１１’は真値導出手段１２’を介してクリアランス値算出手段１６と電気的に接続されている。演算手段１１’は、第１の実施形態と同様、特有のピークを付与し得る除水ポンプ８と共に再循環率導出手段を構成しており、これらにより再循環率（ＡＲ）が求められるようになっている。尚、再循環率（ＡＲ）の導出方法については、先の実施形態と同様である。

演算手段１１’で求められた再循環率は、例えばマイコン等で構成された真値導出手段１２’に送られて、患者における真の溶質濃度（血液指標）が求められるよう構成されている。具体的には、図８に示すように、シャント（人体側の血管の短絡部等）の流量（シャント流量）をＱａ、血液ポンプ３の作用による血液回路１を流れる血液の流量（血液ポンプ流量）をＱｂ、再循環血液の流量（再循環流量）をＱｒとし、第１溶質濃度測定センサ１５ａにより測定された溶質濃度をＣｉｎ、第２溶質濃度測定センサ１５ｂにより測定された溶質濃度をＣｏｕｔとするとともに、浄化処理前のシャントの溶質濃度（真の溶質濃度）をＣａとした場合、これらは、物質収支の式より以下の関係式で表される。

Ｃｉｎ×Ｑｂ＝Ｃａ×Ｑａ＋Ｃｏｕｔ×Ｑｒ … （式４）
（但し、Ｑａ≦Ｑｂ、Ｑｂ＝Ｑａ＋Ｑｒ）

ここで、Ｑｂ＝Ｑａ＋Ｑｒであることから、Ｑａ＝Ｑｂ−Ｑｒで表すことができるとともに、再循環率をＡＲとすると、再循環率（ＡＲ）＝Ｑｒ／Ｑｂであることから、Ｑｒ＝ＡＲ×Ｑｂで表すことができ、これらを上記式４に代入すると以下の式となる。
Ｃｉｎ＝Ｃａ×（１−ＡＲ）＋Ｃｏｕｔ×ＡＲ … （式５）

上記式５により、真の溶質濃度Ｃａを求める式は、以下の如きである。
Ｃａ＝（Ｃｉｎ＋Ｃｏｕｔ×ＡＲ）／（１−ＡＲ） … （式６）
即ち、第１溶質濃度センサ１５ａの測定値であるＣｉｎ、第２溶質濃度センサ１５ｂの測定値であるＣｏｕｔ、及び演算手段１１’で求められるＡＲは、既知のパラメータであるため、上記式６により、真の溶質濃度Ｃａを求めることができるのである。

本実施形態によれば、第１実施形態と同様、演算手段１１’（再循環率導出手段）にて求められた再循環率に基づき、真値導出手段１２’にて患者における真の血液指標（溶質濃度）を求めることができるので、血液再循環を考慮した理想的な血液浄化治療を行わせることができる。また、真値導出手段１２’で求められるべき真の血液指標が溶質濃度であるので、当該溶質濃度及びその溶質濃度から求められる各種指標を精度よく求めることができる。

更に、上記の如く求められた真の溶質濃度は、例えばマイコン等で構成されたクリアランス値算出手段１６に送られて、当該真の溶質濃度に基づき、ダイアライザ２による透析の量及び効率を示す指標であるクリアランス値Ｋを算出し得るよう構成されている。このクリアランス値Ｋは、主にダイアライザ２の物質除去性能を示すパラメータであり、ダイアライザ２を通過した血液が１分あたり何ｍＬ浄化されたのかを表すものである。

しかして、かかるクリアランス値は、使用されるダイアライザの膜面積、血流量（体外循環する血液量）或いは膜の性状などに依存するもので、そのダイアライザ固有の値（固有値）として予め把握されるべきパラメータである。除水がない場合のクリアランス値Ｋを数式で一般化すると、以下の如きである。
Ｋ＝（Ｃｉｎ−Ｃｏｕｔ）／Ｃｉｎ×Ｑｂ … （式７）

上記式７において、再循環血液がない場合はＣｉｎ（第１溶質濃度測定センサ１５ａにより測定された溶質濃度）とＣａ（真の溶質濃度）とは等しいが、再循環血液が生じている場合は、ＣｉｎとＣａとは等しくないため、上記一般式で把握されるクリアランス値には誤差が生じることとなってしまう。従って、本実施形態においては、真値導出手段１２’で求められた真の溶質濃度に基づき、クリアランス値算出手段１６７にてダイアライザ２による透析の量及び効率を示す指標であるクリアランス値Ｋ０（真のクリアランス値）を算出するよう構成されている。

再循環血液が生じているときは、溶質（尿素）除去量（Ｃａ×Ｋ）は、以下の式にて求められる。
Ｃａ×Ｋ＝Ｃｉｎ×（Ｃａ／Ｃｉｎ）×Ｋ … （式８）
上記式８から、Ｃａ／Ｃｉｎが真のクリアランス値Ｋ０を求める際の補正係数と考えることができる。

一方、上記式５を変形すると、以下の関係式が成り立つ。
Ｃａ／Ｃｉｎ＝｛１−（Ｃｏｕｔ／Ｃｉｎ）×ＡＲ｝／（１−ＡＲ） … （式９）
即ち、上記式９により真のクリアランス値Ｋ０を求める際の補正係数を求めることができるので、ダイアライザ２の固有のクリアランス値Ｋに当該補正係数を乗じれば、真のクリアランス値Ｋ０を求めることができる。よって、精度のよくクリアランス値をリアルタイムで求めることができ、血液浄化治療中の指標として用いれば、血液再循環を考慮した理想的な血液浄化治療を行わせることができる。

然るに、本実施形態においては、上記の如く濃度測定手段としての第１溶質濃度測定センサ１５ａ及び第２溶質濃度測定センサ１５ｂが動脈側血液回路１ａ及び静脈側血液回路１ｂのそれぞれに配設されているが、これに代えて動脈側血液回路１ｂのみに配設されたものであってもよい。この場合、除水ポンプ８による除水量Ｑｕｆ（既知のパラメータ）とすれば、以下の如く真の溶質濃度Ｃａを求めることができる。

クリアランス値Ｋの定義式により以下の式が求められる。
Ｋ＝｛Ｃｉｎ×Ｑｂ−Ｃｏｕｔ×（Ｑｂ−Ｑｕｆ）｝／Ｃｉｎ … （式１０）
上記式１０より、上記式６は以下のようになり、真の溶質濃度Ｃａを求めることができる。
Ｃａ＝[｛Ｑｂ−Ｑｕｆ｝＋（Ｑｂ−Ｋ）×ＡＲ／｛１−ＡＲ×（Ｑｂ−Ｑｕｆ）｝]×Ｃｉｎ … （式１１）

以上、本実施形態について説明したが、本発明はこれらに限定されるものではなく、例えば再循環率導出手段を他の形態のもの（例えば、生理食塩水等を静脈側血液回路に注入することにより特有のピークを付与し、当該ピークを動脈側血液回路にて検出することにより再循環率を導出するもの等）としてもよい。

また、本実施形態においては、求められるべき真の血液指標がヘマトクリット値や溶質濃度とされているが、例えば他の血液指標（例えばヘモグロビン濃度やタンパク質等の濃度など）における真の血液指標を求めるものとしてもよい。当該真の血液指標から算出されるパラメータは、上記実施形態の如き循環血液量変化率（ΔＢＶ）又はクリアランス値に代えて他のパラメータとしてもよい。

例えば、患者に対する除水による体重変化（減少）が血液濃度に対してどの程度影響するかの指標であるＰＷＩ（プラズマ・ウォーター・インデックス）を真の血液指標から算出することができる。このＰＷＩは、循環血漿量変化率（ΔＣＰＶ％）を患者の体重変化率（ΔＢＷ％）で除する演算式（ＰＷＩ＝ΔＣＰＶ％／ΔＢＷ％）にて算出されるもので、推定ドライウェイトがドライウェイトに近似していたときには、その数値が適正範囲内となることが検証の結果明らかとされている。

然るに、ＰＷＩが大きいと除水による体重減少に対する血液濃縮率が大きいことを示し、除水により血液中から水分を奪っている割に血管外からの間質液の補充がなされていないことが認識できる一方、ＰＷＩが小さいと、血液から水分を奪っても間質液の補充に余裕があることが認識できる。

また更に、真の血液指標（溶質濃度）に基づき算出されるべき透析効率を示す他の指標として、Ｋｔ／Ｖなる指標を用いることができる。かかる指標は、以下の式にて求められる。但し、Ｋは、クリアランス値、ｔは時刻、Ｖは分布容積を示している。
Ｋｔ／Ｖ＝ｌｎ（Ｃ（０）／Ｃ（ｔ）） … （式１２）
上記式１２におけるＣ（０）に透析開始前の溶質濃度、Ｃ（ｔ）に真値導出手段にて求められた真の溶質濃度を代入すれば、血液再循環を考慮したＫｔ／Ｖを求めることができる。

更に、本実施形態においては、急激で且つ短時間の除水を行うことにより血液濃度の変化に特有のピークを付与する血液濃縮手段として除水ポンプを適用しているが、除水ポンプ以外にて血液を濃縮し得るものであれば他のものであってもよい。また更に、再循環血液の割合が所定の数値を超えた際に警報等を鳴らして、医療従事者の注意を促すようにしてもよい。尚、本実施形態においては、透析装置本体６が透析液供給機構が内蔵されない透析監視装置から成るものであるが、透析液供給機構が内蔵された個人用透析装置に適用するようにしてもよい。

再循環率導出手段にて求められた再循環率に基づき、患者における真の血液指標を求める真値導出手段を具備した血液浄化装置であれば、体外循環させつつ血液浄化を行う他の治療（血液濾過療法や血液濾過透析療法、血漿交換療法など）で使用されるもの或いは他の機能が付加されたものにも適用することができる。

本発明の第１の実施形態に係る血液浄化装置を示す全体模式図 同血液浄化装置における透析装置本体を示す模式図 同血液浄化装置における除水ポンプの制御を示すグラフであって、除水を急激で且つ短時間に行うことを示すグラフ 同血液浄化装置における第２ヘマトクリットセンサで検出されるヘマトクリット値の変化を示すグラフ 同血液浄化装置における第１ヘマトクリットセンサで検出されるヘマトクリット値の変化（再循環がある場合）を示すグラフ 同血液浄化装置における第１ヘマトクリットセンサ、第２ヘマトクリットセンサ、演算手段、真値導出手段、循環血液量変化率算出手段及び表示手段の接続関係を示すブロック図 同血液浄化装置における再循環血液が生じている場合を模式的に示す説明図 本発明の第２の実施形態に係る血液浄化装置における再循環が生じている場合を模式的に示す説明図 同血液浄化装置における第１溶質濃度測定センサ、第２溶質濃度測定センサ、演算手段、真値導出手段、クリアランス値算出手段の接続関係を示すブロック図

符号の説明

１…血液回路
１ａ…動脈側血液回路
１ｂ…静脈側血液回路
２…ダイアライザ（血液浄化手段）
３…血液ポンプ
４…ドリップチャンバ
５ａ…第１ヘマトクリットセンサ（濃度測定手段）
５ｂ…第２ヘマトクリットセンサ（濃度測定手段）
６…透析装置本体
７…透析液供給装置
８…除水ポンプ（再循環率導出手段）
９…加温器
１０…脱気手段
１１、１１’…演算手段（再循環率導出手段）
１２、１２’…真値導出手段
１３…循環血液量変化率算出手段
１４…表示手段
１５ａ…第１溶質濃度測定センサ（濃度測定手段）
１５ｂ…第２溶質濃度測定センサ（濃度測定手段）
１６…クリアランス値算出手段

Claims (7)

1. 採取した患者の血液を体外循環させるべく動脈側血液回路及び静脈側血液回路から成る血液回路と、
   前記動脈側血液回路に配設された血液ポンプと、
   前記動脈側血液回路と静脈側血液回路との間に接続され、当該血液回路を流れる血液を浄化する血液浄化手段と、
   前記血液回路を体外循環する血液の濃度を示す血液指標を測定するための濃度測定手段と、
   前記静脈側血液回路から患者に戻された血液が再び前記動脈側血液回路に導かれて流れる再循環血液の前記動脈側血液回路を流れる血液に対する流量の割合を示す再循環率を求め得る再循環率導出手段と、
   を具備した血液浄化装置において、
   前記再循環率導出手段にて求められた再循環率に基づき、患者における真の血液指標を求める真値導出手段を具備したことを特徴とする血液浄化装置。
2. 前記濃度測定手段は、前記血液回路に配設され、当該血液回路を流れる血液のヘマトクリット値を測定するヘマトクリットセンサから成るとともに、前記真値導出手段で求められるべき真の血液指標がヘマトクリット値であることを特徴とする請求項１記載の血液浄化装置。
3. 前記真値導出手段で求められた真のヘマトクリット値に基づき、患者の状態を示す指標である循環血液量変化率を算出することを特徴とする請求項２記載の血液浄化装置。
4. 前記濃度測定手段は、前記血液回路における動脈側血液回路及び静脈側血液回路のそれぞれに配設されたことを特徴とする請求項１〜請求項３の何れか１つに記載の血液浄化装置。
5. 前記血液浄化手段は、透析膜を介して透析液を導入又は導出するダイアライザから成り、前記濃度測定手段が当該ダイアライザから導出した透析液の圧力である透析液圧から血液の濃度を示す血液指標を測定可能とされたことを特徴とする請求項１に記載の血液浄化装置。
6. 前記濃度測定手段は、前記血液回路に配設され、当該血液回路を流れる血液のヘマトクリット値を測定するヘマトクリットセンサ、及び当該血液回路を流れる血液の溶質濃度を測定する溶質濃度測定センサから成るとともに、前記真値導出手段で求められるべき真の血液指標が溶質濃度であることを特徴とする請求項１記載の血液浄化装置。
7. 前記血液浄化手段は、透析膜を介して透析液を導入又は導出するダイアライザから成るとともに、前記真値導出手段で求められた真の溶質濃度に基づき、当該ダイアライザによる透析の量及び効率を示す指標であるクリアランス値を算出することを特徴とする請求項６記載の血液浄化装置。

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