JP5736268B2

JP5736268B2 - Blood purification equipment

Info

Publication number: JP5736268B2
Application number: JP2011164052A
Authority: JP
Inventors: 将弘豊田
Original assignee: Nikkiso Co Ltd
Current assignee: Nikkiso Co Ltd
Priority date: 2011-07-27
Filing date: 2011-07-27
Publication date: 2015-06-17
Anticipated expiration: 2031-07-27
Also published as: JP2013027455A

Description

本発明は、動脈側血液回路に取り付けられた動脈側血液濃度センサ、及び静脈側血液回路に取り付けられた静脈側血液濃度センサを有した血液浄化装置に関するものである。 The present invention relates to a blood purification equipment having arterial arterial blood concentration sensor attached to the blood circuit, and venous blood concentration sensor attached to the venous blood circuit.

透析治療を行うための血液透析装置は、通常、患者の血液を体外循環させるための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、動脈側血液回路及び静脈側血液回路にそれぞれ接続され、体外循環する血液を浄化するための血液浄化器としてのダイアライザと、該ダイアライザを流れる血液中の余剰水分を除去して除水し得る除水ポンプとを具備しており、血液回路で体外循環する血液を除水しつつ血液浄化治療が可能とされている。 A hemodialysis apparatus for performing dialysis treatment is normally connected to a blood circuit including an arterial blood circuit and a venous blood circuit for circulating a patient's blood extracorporeally, and an arterial blood circuit and a venous blood circuit, respectively. And a dialyzer as a blood purifier for purifying blood circulating outside the body, and a water removal pump capable of removing water by removing excess water in the blood flowing through the dialyzer. Blood purification treatment is possible while removing the blood to be removed.

かかる除水時において除去すべき水分量（除水速度）は、除水ポンプの駆動を制御することにより行われるのであるが、急激或いは過度の除水を行うと、患者の循環血液量を過剰に減少させ、それによって血液低下やショック等を引き起こす虞がある一方、除水速度が遅いと、治療時間全体が延びてしまい却って患者に負担を強いる虞があった。そのため、例えば動脈側血液回路に血液濃度センサ等を配設し、治療中において体外循環している血液の濃度、特に血球の体積分率であるヘマトクリット値を逐次測定して監視することで、効率的且つ安全な治療を行うことができる。 The amount of water to be removed at the time of water removal (water removal speed) is controlled by controlling the drive of the water removal pump. However, if rapid or excessive water removal is performed, the patient's circulating blood volume will be excessive. However, if the rate of water removal is slow, the entire treatment time may be extended and the patient may be burdened. For this reason, for example, by arranging a blood concentration sensor or the like in the arterial blood circuit, the concentration of blood circulating extracorporeally during treatment, in particular, the hematocrit value, which is the volume fraction of blood cells, is measured and monitored sequentially. And safe treatment can be performed.

このような血液濃度センサとしてのヘマトクリット値を測定するためのヘマトクリットセンサが用いられている。かかるヘマトクリットセンサは、例えば特許文献１にて開示されているように、体外循環する血液に赤外線等の光を照射し、その反射光を受光する際に生じる受光電圧とヘマトクリット値との関係（直線関係）を利用するものとされている。かかるヘマトクリットセンサにおいては、通常、代表的な血液を用いて得られる受光電圧とヘマトクリット値との関係から予め検量線を求めておき、かかる検量線を利用して治療時のヘマトクリット値を測定し得るようになっている。 A hematocrit sensor for measuring a hematocrit value as such a blood concentration sensor is used. Such a hematocrit sensor, for example, as disclosed in Patent Document 1, irradiates blood such as infrared rays to blood circulating outside the body, and receives the reflected light and the relationship between the received light voltage and the hematocrit value (straight line). Relationship). In such a hematocrit sensor, a calibration curve is usually obtained in advance from the relationship between the received light voltage obtained using typical blood and the hematocrit value, and the hematocrit value at the time of treatment can be measured using such a calibration curve. It is like that.

そして、治療中において、ヘマトクリットセンサによって逐次ヘマトクリット値が測定されるとともに、その測定されたヘマトクリット値を用いて、通常、循環血液量の変化率（ΔＢＶ）を求めることで、除水速度の目安としている。なお、かかる循環血液量の変化率（ΔＢＶ）は、ΔＢＶ（％）＝（Ｈｔ_０／Ｈｔ_ｔ−１）×１００なる演算式（但し、Ｈｔ_０は治療初期のヘマトクリット値、Ｈｔ_ｔは測定時点におけるヘマトクリット値）によって求められる。 During the treatment, the hematocrit value is sequentially measured by the hematocrit sensor, and by using the measured hematocrit value, the rate of change of the circulating blood volume (ΔBV) is usually obtained as a measure of the water removal rate. Yes. The rate of change of the circulating blood volume (ΔBV) is an arithmetic expression of ΔBV (%) = (Ht ₀ / Ht _t −1) × 100 (where Ht ₀ is the hematocrit value at the initial stage of treatment, and Ht _t is the measurement time point) (Hematocrit value).

特開２００４−９７７８２号公報Japanese Patent Application Laid-Open No. 2004-97782

しかしながら、上記従来の血液濃度センサ（ヘマトクリットセンサ）においては、赤外線を照射し、赤血球中のヘモグロビンがその赤外線を吸収することを利用してヘマトクリット値を測定するものであることから、実際の測定においては、赤血球以外の何らかの阻害物質（主に散乱に影響を与える阻害物質）の影響を受けてしまい、誤差が大きくなってしまうという問題があった。 However, in the above conventional blood concentration sensor (hematocrit sensor), since infrared rays are irradiated and hemoglobin in red blood cells absorbs the infrared rays, the hematocrit value is measured. However, there is a problem that the error becomes large due to the influence of some inhibitory substance other than erythrocytes (mainly an inhibitory substance that affects scattering).

また、予め代表的な血液を用いて検量線を求めていることから、実際の治療時において上記阻害物質の影響により検量線がずれてしまい測定誤差が大きくなってしまう虞があった。しかるに、除水速度の目安となっている循環血液量の変化率（ΔＢＶ）を求める上で、測定されるヘマトクリット値自体にある程度の誤差が生じていても問題はあまり生じないものの、検量線の傾きが相違すると、誤差が著しく大きくなってしまう。 In addition, since a calibration curve is obtained in advance using representative blood, the calibration curve may be shifted due to the influence of the inhibitor during actual treatment, resulting in a large measurement error. However, in determining the rate of change in the circulating blood volume (ΔBV), which is a measure of the water removal rate, even if a certain amount of error occurs in the measured hematocrit value itself, there will be no problem, but the calibration curve If the slopes are different, the error becomes significantly large.

なお、このような不具合は、血液に対して反射した光を受光して得られる受光電圧に基づき血液濃度を測定する血液濃度センサに限らず、血液に対して透過した光を受光して得られる受光電圧に基づき血液濃度を測定するもの或いは赤外線とは異なる他の光を利用したもの等でも同様に生じてしまう。 Such a defect is not limited to a blood concentration sensor that measures blood concentration based on a light reception voltage obtained by receiving light reflected from blood, but is obtained by receiving light transmitted through blood. This also occurs in the case of measuring blood concentration based on the received light voltage or using light other than infrared light.

本発明は、このような事情に鑑みてなされたもので、少なくとも血液濃度センサの検量線の傾きを校正することができ、測定誤差を抑制することができる血液浄化装置を提供することにある。 The present invention has such has been made in view of the circumstances, is to provide at least the gradient of the calibration curve of the blood concentration sensor can be calibrated, blood purification equipment which can suppress a measurement error .

請求項１記載の発明は、患者の血液を体外循環させるための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及び静脈側血液回路にそれぞれ接続され、体外循環する血液を浄化するための血液浄化器と、該血液浄化器を流れる血液中の水分を除去して除水し得る除水手段と、前記動脈側血液回路に取り付けられ、当該動脈側血液回路を流れる血液に対して透過又は反射した光を受光して得られる受光電圧に基づき血液濃度を測定し得るとともに、受光電圧と血液濃度との関係から予め求められた検量線を有した動脈側血液濃度センサと、前記静脈側血液回路に取り付けられ、当該静脈側血液回路を流れる血液に対して透過又は反射した光を受光して得られる受光電圧に基づき血液濃度を測定し得るとともに、受光電圧と血液濃度との関係から予め求められた検量線を有した静脈側血液濃度センサとを具備した血液浄化装置であって、前記動脈側血液濃度センサ及び静脈側血液濃度センサの検量線を校正する校正手段を具備するとともに、当該校正手段は、前記除水手段による除水を行わない状態で前記血液回路にて血液を体外循環させるとともに、前記動脈側血液濃度センサ及び静脈側血液濃度センサによりそれぞれ受光電圧を検出し、その検出されたそれぞれの受光電圧と対応するそれぞれの検量線に基づき血液濃度を得る第１工程と、前記除水手段による除水を行った状態で前記血液回路にて血液を体外循環させるとともに、前記静脈側血液濃度センサにより受光電圧を検出し、且つ、前記第１工程で前記静脈側濃度センサの検出により得られた血液濃度をパラメータとする演算により理論上の血液濃度を算出する第２工程と、前記第１工程にて得られた前記静脈側血液濃度センサの受光電圧及び血液濃度と、前記第２工程にて得られた前記静脈側血液濃度センサの受光電圧及び理論上の血液濃度とに基づき、当該静脈側血液濃度センサの受光電圧と血液濃度との関係を得るとともに、当該関係に基づいて前記静脈側血液濃度センサの検量線を校正する第３工程と、該第３工程により校正された静脈側血液濃度センサの検量線と校正前の静脈側血液濃度センサの検量線との関係に基づき、前記動脈側血液濃度センサの検量線を校正する第４工程とが行われることを特徴とする。 The invention according to claim 1 is connected to the blood circuit composed of an arterial blood circuit and a venous blood circuit for circulating the patient's blood extracorporeally, and is connected to the arterial blood circuit and the venous blood circuit, respectively. A blood purifier for purifying blood, a water removal means capable of removing water by removing water in the blood flowing through the blood purifier, and attached to the arterial blood circuit and flowing through the arterial blood circuit An arterial blood concentration sensor that can measure a blood concentration based on a light reception voltage obtained by receiving light transmitted or reflected to blood and has a calibration curve obtained in advance from the relationship between the light reception voltage and the blood concentration And a blood concentration can be measured based on a light reception voltage obtained by receiving light transmitted through or reflected from the blood flowing through the vein blood circuit and attached to the vein blood circuit. A blood purification apparatus comprising a venous blood concentration sensor having a calibration curve obtained in advance from the relationship between pressure and blood concentration, wherein the calibration curves of the arterial blood concentration sensor and the venous blood concentration sensor are calibrated The calibration means for circulating the blood extracorporeally in the blood circuit in a state where water removal by the water removal means is not performed, and the arterial blood concentration sensor and the vein blood concentration sensor. A first step of detecting a light reception voltage and obtaining a blood concentration based on a respective calibration curve corresponding to the detected light reception voltage, and in the blood circuit in a state of water removal by the water removal means Blood obtained by extracorporeal circulation, detection of received light voltage by the venous blood concentration sensor, and detection by the venous concentration sensor in the first step A second step of calculating a theoretical blood concentration by calculation using the concentration as a parameter; a light reception voltage and a blood concentration of the venous blood concentration sensor obtained in the first step; Based on the received light-receiving voltage of the vein-side blood concentration sensor and the theoretical blood concentration, the relationship between the light-receiving voltage of the vein-side blood concentration sensor and the blood concentration is obtained, and based on the relationship, the vein-side blood concentration Based on the third step of calibrating the calibration curve of the sensor, and the relationship between the calibration curve of the venous blood concentration sensor calibrated in the third step and the calibration curve of the venous blood concentration sensor before calibration, the arterial blood The fourth step of calibrating the calibration curve of the concentration sensor is performed.

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、前記動脈側血液濃度センサ及び静脈側血液濃度センサは、血液濃度を示すヘマトクリット値を測定可能な動脈側ヘマトクリットセンサ及び静脈側ヘマトクリットセンサから成ることを特徴とする。 According to a second aspect of the present invention, in the blood purification apparatus according to the first aspect, the arterial blood concentration sensor and the venous blood concentration sensor are capable of measuring a hematocrit value indicating a blood concentration, and an arterial hematocrit sensor and a venous hematocrit. It consists of a sensor.

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、前記第２工程は、Ｈｔ_ｔｒｕｅ＝Ｑｂ／（Ｑｂ−Ｑｕｆ）×Ｈｔ_Ｖ０（但し、Ｈｔ_ｔｒｕｅは理論上のヘマトクリット値、Ｑｂは血液の体外循環流量、Ｑｕｆは除水速度、Ｈｔ_Ｖ０は第１工程で得られたヘマトクリット値）なる演算式により前記演算が行われることを特徴とする。 According to a third aspect of the present invention, in the blood purification apparatus according to the second aspect, the second step includes: Ht _true = Qb / (Qb−Quf) × Ht _V0 (where Ht _true is a theoretical hematocrit value, Qb The above calculation is performed by the following equation: is the extracorporeal circulation flow rate of blood, Quf is the water removal rate, and Ht _V0 is the hematocrit value obtained in the first step.

請求項４記載の発明は、請求項１〜３の何れか１つに記載の血液浄化装置において、前記第４工程は、校正された前記静脈側血液濃度センサの検量線の傾きと校正前の静脈側血液濃度センサの検量線の傾きとの比を求めるとともに、当該比に基づいて当該動脈側血液濃度センサの検量線を校正することを特徴とする。 According to a fourth aspect of the present invention, in the blood purification apparatus according to any one of the first to third aspects, the fourth step includes the calibration curve slope of the calibrated vein-side blood concentration sensor and the calibration before calibration. A ratio with the slope of the calibration curve of the venous blood concentration sensor is obtained, and the calibration curve of the arterial blood concentration sensor is calibrated based on the ratio.

請求項５記載の発明は、請求項１〜４の何れか１つに記載の血液浄化装置において、急激で且つ短時間の血液の濃縮又は希釈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し得るピーク付与手段を具備するとともに、前記動脈側血液濃度センサ及び静脈側血液濃度センサは、当該ピーク付与手段で付与された特有のピークを検出し得るものとされ、当該動脈側血液濃度センサ及び静脈側血液濃度センサで検出された特有のピークに基づき、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を検出可能とされたことを特徴とする。 The invention according to claim 5 is the blood purification apparatus according to any one of claims 1 to 4, wherein a peak peculiar to a change in blood concentration is obtained by performing rapid and short-time concentration or dilution of blood. A blood pressure sensor that can be applied, and the arterial blood concentration sensor and the venous blood concentration sensor are capable of detecting a specific peak applied by the peak applying device. Based on the specific peak detected by the venous blood concentration sensor, the blood returned to the patient from the venous blood circuit is again guided to the arterial blood circuit and the recirculated blood flowing can be detected. It is characterized by.

請求項１の発明によれば、第１工程乃至第４工程を経て実際の患者の血液に基づいて検量線を校正することにより、少なくとも動脈側血液濃度センサ及び静脈側血液濃度センサの検量線の傾きを校正することができ、測定誤差を抑制することができる。 According to the first aspect of the present invention, the calibration curve of at least the arterial blood concentration sensor and the venous blood concentration sensor is calibrated by calibrating the calibration curve based on the actual blood of the patient through the first to fourth steps. The inclination can be calibrated and measurement errors can be suppressed.

請求項２の発明によれば、動脈側血液濃度センサ及び静脈側血液濃度センサは、血液濃度を示すヘマトクリット値を測定可能な動脈側ヘマトクリットセンサ及び静脈側ヘマトクリットセンサから成るので、除水速度の目安となる循環血液量の変化率（ΔＢＶ）を容易且つ精度よく求めることができる。 According to the invention of claim 2 , the arterial blood concentration sensor and the venous blood concentration sensor are composed of an arterial hematocrit sensor and a venous hematocrit sensor capable of measuring a hematocrit value indicating the blood concentration. The rate of change in circulating blood volume (ΔBV) can be determined easily and accurately.

請求項３の発明によれば、第２工程は、Ｈｔ_ｔｒｕｅ＝Ｑｂ／（Ｑｂ−Ｑｕｆ）×Ｈｔ_Ｖ０（但し、Ｈｔ_ｔｒｕｅは理論上のヘマトクリット値、Ｑｂは血液の体外循環流量、Ｑｕｆは除水速度、Ｈｔ_Ｖ０は第１工程で得られたヘマトクリット値）なる演算式により演算が行われるので、より精度よく検量線の校正を行わせることができる。 According to the invention of claim 3 , the second step is Ht _true = Qb / (Qb−Quf) × Ht _V0 (where Ht _true is the theoretical hematocrit value, Qb is the extracorporeal blood flow rate of blood, and Quf is the division. Since the water velocity and Ht _V0 are calculated by the calculation formula (hematocrit value obtained in the first step), the calibration curve can be calibrated more accurately.

請求項４の発明によれば、第４工程は、校正された静脈側血液濃度センサの検量線の傾きと校正前の静脈側血液濃度センサの検量線の傾きとの比を求めるとともに、当該比に基づいて当該動脈側血液濃度センサの検量線を校正するので、より簡易な演算により動脈側血液濃度センサの検量線を校正することができる。 According to the invention of claim 4 , the fourth step obtains a ratio between the slope of the calibration curve of the calibrated vein-side blood concentration sensor and the slope of the calibration curve of the vein-side blood concentration sensor before calibration, Since the calibration curve of the arterial blood concentration sensor is calibrated based on the above, the calibration curve of the arterial blood concentration sensor can be calibrated by simpler calculation.

請求項５の発明によれば、動脈側血液濃度センサ及び静脈側血液濃度センサで検出された特有のピークに基づき、静脈側血液回路から患者に戻された血液が再び動脈側血液回路に導かれて流れる再循環血液を検出可能とされたので、動脈側血液濃度センサ及び静脈側血液濃度センサの検量線の校正に加え、再循環血液の検出も行わせることができる。 According to the invention of claim 5 , based on the specific peak detected by the arterial blood concentration sensor and the venous blood concentration sensor, the blood returned to the patient from the venous blood circuit is again guided to the arterial blood circuit. Therefore, the recirculated blood can be detected in addition to calibration of the calibration curves of the arterial blood concentration sensor and the venous blood concentration sensor.

本発明の実施形態に係る血液浄化装置を示す全体模式図1 is an overall schematic view showing a blood purification apparatus according to an embodiment of the present invention. 同血液浄化装置における透析装置本体の内部構成を示す模式図Schematic diagram showing the internal configuration of the dialyzer body in the blood purification apparatus 同血液浄化装置におけるヘマトクリットセンサを示す外観図であって（ａ）平面図（ｂ）正面図It is an external view which shows the hematocrit sensor in the blood purification apparatus, (a) Top view (b) Front view 図３におけるＩＶ−ＩＶ線断面図IV-IV line sectional view in FIG. 同血液浄化装置におけるヘマトクリットセンサ（動脈側ヘマトクリットセンサ及び静脈側ヘマトクリットセンサ）の検量線を示すグラフA graph showing a calibration curve of hematocrit sensors (arterial hematocrit sensor and venous hematocrit sensor) in the blood purification apparatus 同血液浄化装置における第１工程にてヘマトクリットセンサ（動脈側ヘマトクリットセンサ及び静脈側ヘマトクリットセンサ）で測定された受光電圧を検量線上にプロットした状態を示すグラフThe graph which shows the state which plotted the received light voltage measured with the hematocrit sensor (arterial side hematocrit sensor and venous side hematocrit sensor) on the calibration curve in the 1st process in the blood purification apparatus. 同血液浄化装置における第２工程にてヘマトクリットセンサ（動脈側ヘマトクリットセンサ及び静脈側ヘマトクリットセンサ）で測定された受光電圧及び演算された理論上のヘマトクリット値をプロットしたグラフA graph plotting the received light voltage measured by the hematocrit sensor (arterial hematocrit sensor and venous hematocrit sensor) and the calculated theoretical hematocrit value in the second step of the blood purification apparatus. 同血液浄化装置における第２工程にてヘマトクリットセンサ（動脈側ヘマトクリットセンサ及び静脈側ヘマトクリットセンサ）で測定された受光電圧及び演算された理論上のヘマトクリット値に基づき校正された検量線を併せて示すグラフA graph showing the received light voltage measured by the hematocrit sensor (arterial hematocrit sensor and venous hematocrit sensor) and the calibration curve calibrated based on the calculated theoretical hematocrit value in the second step of the blood purification apparatus. 同血液浄化装置における血液濃度の特有のピークを示すグラフGraph showing the specific peak of blood concentration in the blood purification device 同血液浄化装置における静脈側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The graph which shows the change of the hematocrit value detected with the venous hematocrit sensor in the blood purification apparatus 同血液浄化装置における静脈側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The graph which shows the change of the hematocrit value detected with the venous hematocrit sensor in the blood purification apparatus 本発明の他の実施形態に係る血液浄化装置における透析装置本体の内部構成を示す模式図The schematic diagram which shows the internal structure of the dialyzer main body in the blood purification apparatus which concerns on other embodiment of this invention.

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。
本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、血液浄化器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。 Hereinafter, embodiments of the present invention will be specifically described with reference to the drawings.
The blood purification apparatus according to the present embodiment is for purifying a patient's blood while circulating it extracorporeally, and is applied to a dialysis apparatus used in dialysis treatment. As shown in FIG. 1, the dialysis apparatus mainly includes a blood circuit 1 to which a dialyzer 2 as a blood purifier is connected, and a dialysis apparatus main body 6 that removes water while supplying dialysate to the dialyzer 2. . As shown in the figure, the blood circuit 1 is mainly composed of an arterial blood circuit 1a and a venous blood circuit 1b made of a flexible tube. The arterial blood circuit 1a and the venous blood circuit 1b A dialyzer 2 is connected between them.

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及び動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ（動脈側血液濃度センサ）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、途中に静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂ（静脈側血液濃度センサ）及び除泡用のエアトラップチャンバ４が接続されている。 An arterial puncture needle a is connected to the tip of the arterial blood circuit 1a, and an iron-type blood pump 3 and an arterial hematocrit sensor 5a (arterial blood concentration sensor) are disposed in the middle. . On the other hand, a venous puncture needle b is connected to the distal end of the venous blood circuit 1b, and a venous hematocrit sensor 5b (venous blood concentration sensor) and a defoaming air trap chamber 4 are connected to the venous blood circuit 1b. Has been.

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、動脈側穿刺針ａから採取された患者の血液は、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、エアトラップチャンバ４で除泡がなされつつ静脈側血液回路１ｂを通り、静脈側穿刺針ｂを介して患者の体内に戻る。すなわち、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。 When the blood pump 3 is driven with the patient punctured with the arterial puncture needle a and the vein puncture needle b, the blood of the patient collected from the arterial puncture needle a passes through the arterial blood circuit 1a. Then, the blood is purified by the dialyzer 2, defoamed in the air trap chamber 4, passes through the venous blood circuit 1 b, and returns to the patient's body through the venous puncture needle b. That is, the blood of the patient is purified by the dialyzer 2 while circulating outside the body by the blood circuit 1.

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。 The dialyzer 2 is formed with a blood introduction port 2a, a blood outlet port 2b, a dialysate inlet port 2c, and a dialysate outlet port 2d in the casing. Among these, the blood inlet port 2a has an arterial blood circuit 1a. The base end of the venous blood circuit 1b is connected to the blood outlet port 2b. The dialysate introduction port 2c and the dialysate lead-out port 2d are connected to a dialysate introduction line L1 and a dialysate discharge line L2 extending from the dialyzer body 6, respectively.

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。 A plurality of hollow fibers are accommodated in the dialyzer 2, the inside of the hollow fibers is used as a blood flow path, and the flow of dialysate is between the hollow fiber outer peripheral surface and the inner peripheral surface of the housing. It is considered a road. A hollow fiber membrane is formed in the hollow fiber by forming a large number of minute holes (pores) penetrating the outer circumferential surface and the inner circumferential surface, and impurities in the blood are passed through the membrane in the dialysate. It is comprised so that it can permeate | transmit.

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（ピーク付与手段）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。 On the other hand, as shown in FIG. 2, the dialysis machine main body 6 bypasses the dual pump P formed across the dialysate introduction line L1 and the dialysate discharge line L2 and the dual pump P in the dialysate discharge line L2. It is mainly comprised from the connected bypass line L3 and the water removal pump 8 (peak provision means) connected to this bypass line L3. One end of the dialysate introduction line L1 is connected to the dialyzer 2 (dialyte introduction port 2c), and the other end is connected to a dialysate supply device 7 for preparing a dialysate having a predetermined concentration.

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、他端が図示しない廃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を通って廃液手段に送られるようになっている。なお、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。 One end of the dialysate discharge line L2 is connected to the dialyzer 2 (dialysate outlet port 2d), and the other end is connected to a waste fluid means (not shown). The dialysate supplied from the dialysate supply device 7 After reaching the dialyzer 2 through the dialysate introduction line L1, it is sent to the waste fluid means through the dialysate discharge line L2 and the bypass line L3. In addition, the code | symbol 9 and 10 in the figure has shown the warmer and deaeration means connected to the dialysate introduction line L1.

除水ポンプ８（除水手段）（ピーク付与手段）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して除水するためのものである。すなわち、かかる除水ポンプ８を駆動させると、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。なお、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。 The water removal pump 8 (water removal means) (peak giving means) is for removing water by removing water from the blood of the patient flowing in the dialyzer 2. That is, when the dewatering pump 8 is driven, the volume of the liquid discharged from the dialysate discharge line L2 becomes larger than the amount of dialysate introduced from the dialysate introduction line L1, and the larger volume is extracted from the blood. Moisture is removed. In addition, you may make it remove a water | moisture content from a patient's blood by means other than this water removal pump 8 (for example, what utilizes what is called a balancing chamber etc.).

一方、本実施形態に係る動脈側ヘマトクリットセンサ５ａは、動脈側血液回路１ａに取り付けられ、当該動脈側血液回路１ａを流れる血液に対して反射した光を受光して得られる受光電圧に基づき血液濃度を測定し得るとともに、受光電圧と血液濃度（ヘマトクリット値）との関係から予め求められた検量線を有したものである。かかる検量線は、予め代表的な血液を用いて得られたもので、当該代表的な血液を測定して得られた受光電圧とヘマトクリット値との直線関係（図５中符号β参照）から成る。 On the other hand, the arterial hematocrit sensor 5a according to the present embodiment is attached to the arterial blood circuit 1a and is based on a light reception voltage obtained by receiving light reflected from the blood flowing through the arterial blood circuit 1a. And a calibration curve obtained in advance from the relationship between the received light voltage and the blood concentration (hematocrit value). Such a calibration curve is obtained in advance using typical blood, and consists of a linear relationship (see symbol β in FIG. 5) between the light reception voltage obtained by measuring the representative blood and the hematocrit value. .

また、本実施形態に係る静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂは、静脈側血液回路１ｂに取り付けられ、当該静脈側血液回路１ｂを流れる血液に対して反射した光を受光して得られる受光電圧に基づき血液濃度を測定し得るとともに、受光電圧と血液濃度（ヘマトクリット値）との関係から予め求められた検量線を有したものである。かかる検量線は、予め代表的な血液を用いて得られたもので、当該代表的な血液を測定して得られた受光電圧とヘマトクリット値との直線関係（図５中符号α参照）から成る。 Further, the venous hematocrit sensor 5b according to the present embodiment is attached to the venous blood circuit 1b and is based on a light reception voltage obtained by receiving light reflected from the blood flowing through the venous blood circuit 1b. And a calibration curve obtained in advance from the relationship between the received light voltage and the blood concentration (hematocrit value). Such a calibration curve is obtained in advance using typical blood, and consists of a linear relationship (see symbol α in FIG. 5) between the received light voltage obtained by measuring the representative blood and the hematocrit value. .

これら動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂは、図３、４に示すように、筐体部１４と、一対の発光素子１５及び受光素子１６と、スリット１７とから主に構成されている。筐体部１４は、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの本体を構成する樹脂成形品から成るもので、その表面における長手方向に溝１４ａが形成されている。この溝１４ａは、動脈側血液回路１ａ又は静脈側血液回路１ｂを構成する可撓性チューブＣの一部を嵌合し得るものである。なお、図中符号１９は、酸素飽和度等を測定するための発光素子（ＬＥＤ）を示している。 As shown in FIGS. 3 and 4, the arterial hematocrit sensor 5 a and the venous hematocrit sensor 5 b mainly include a housing portion 14, a pair of light emitting elements 15 and light receiving elements 16, and a slit 17. . The casing 14 is formed of a resin molded product that constitutes the main body of the arterial hematocrit sensor 5a and the venous hematocrit sensor 5b, and has a groove 14a formed in the longitudinal direction on the surface thereof. The groove 14a can be fitted with a part of the flexible tube C constituting the arterial blood circuit 1a or the venous blood circuit 1b. In addition, the code | symbol 19 in the figure has shown the light emitting element (LED) for measuring oxygen saturation etc. FIG.

スリット１７は、溝１４ａの底面を切り欠いて形成されたもので、当該溝１４ａの延設方向に所定寸法に亘って形成されている。また、筐体部１４におけるスリット１７より内部側には、発光素子１５及び受光素子１６を収容するための収容空間Ｓ（図４参照）が形成されており、該収容空間Ｓと溝１４ａとがスリット１７により連通されている。また、筐体部１４には、その表面（溝１４ａ及びスリット１７が形成された面）を覆う蓋部Ｆが取り付けられており、当該蓋部Ｆにて筐体部１４の表面を覆いつつ可撓性チューブＣを嵌合した状態にてヘマトクリット値の測定が行われるようになっている。なお、筐体部１４の所定部位には棒状の被係止部１４ｂが形成されているとともに、蓋部Ｆには、当該被係止部１４ｂと係止し得る爪状の係止部Ｆａが形成されており、筐体部１４を覆った状態の蓋部Ｆを保持させ得るよう構成されている。 The slit 17 is formed by cutting out the bottom surface of the groove 14a, and is formed over a predetermined dimension in the extending direction of the groove 14a. Further, a housing space S (see FIG. 4) for housing the light emitting element 15 and the light receiving element 16 is formed on the inner side of the housing portion 14 from the slit 17, and the housing space S and the groove 14a are formed. The slits 17 communicate with each other. In addition, a lid F that covers the surface (the surface on which the grooves 14 a and the slits 17 are formed) is attached to the casing 14, and can be used while covering the surface of the casing 14 with the lid F. The hematocrit value is measured in a state where the flexible tube C is fitted. A rod-like locked portion 14b is formed at a predetermined portion of the housing portion 14, and a claw-shaped locking portion Fa that can be locked with the locked portion 14b is formed on the lid portion F. The lid portion F that is formed and covers the housing portion 14 can be held.

発光素子１５は、例えば近赤外線を照射し得るＬＥＤ（近赤外線ＬＥＤ）から成り、受光素子１６は、フォトダイオードから成るものである。これら発光素子１５及び受光素子１６は、１つの基板１８上に所定寸法離間して形成されており、収容空間Ｓに組み込まれた際に、何れもスリット１７から外部（即ち、溝１４ａに嵌合された可撓性チューブＣ）を臨み得るようになっている。 The light emitting element 15 is composed of, for example, an LED that can irradiate near infrared rays (near infrared LED), and the light receiving element 16 is composed of a photodiode. The light-emitting element 15 and the light-receiving element 16 are formed on a single substrate 18 with a predetermined distance from each other. The flexible tube C) can be faced.

また、基板１８には、受光素子１６からの信号を増幅するための増幅回路が形成されている。これにより、受光素子１６が受光し、その照度に応じた電気信号を出力する際、増幅回路にて増幅することができる。そして、発光素子１５から照射された光は、スリット１７を介して溝１４ａに嵌合された可撓性チューブＣに至り、その内部を流れる血液に反射して受光素子１６で受光されるよう構成（所謂反射型センサの構成）されている。 An amplification circuit for amplifying a signal from the light receiving element 16 is formed on the substrate 18. Thereby, when the light receiving element 16 receives light and outputs an electric signal corresponding to the illuminance, the light can be amplified by the amplifier circuit. The light emitted from the light emitting element 15 reaches the flexible tube C fitted into the groove 14a through the slit 17, and is reflected by the blood flowing through the flexible tube C to be received by the light receiving element 16. (A so-called reflective sensor configuration).

そして、受光素子１６で生じた受光電圧に基づき、血液の濃度を示すヘマトクリット値を求める。すなわち、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。具体的には、発光素子１５から照射された近赤外線は、血液に反射する際に、吸収と散乱の影響を受け、受光素子１６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（血液濃度）を算出するのである。 Then, based on the received light voltage generated by the light receiving element 16, a hematocrit value indicating the blood concentration is obtained. That is, each component of blood such as red blood cells and plasma has its own light absorption characteristics, and this property is used to quantify the red blood cells necessary for measuring the hematocrit value electro-optically. Thus, the hematocrit value can be obtained. Specifically, near-infrared rays irradiated from the light emitting element 15 are influenced by absorption and scattering when reflected on blood, and are received by the light receiving element 16. The light absorption / scattering rate is analyzed from the intensity of the received light, and the hematocrit value (blood concentration) is calculated.

なお、本実施形態においては、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂが上記の如き所謂反射型センサにて構成されているが、発光素子１５にて光を照射するとともに、血液に対して透過した光を受光素子１６にて受光して得られる受光電圧に基づきヘマトクリット値（血液濃度）を測定し得るものとしてもよい。すなわち、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂは、動脈側血液回路１ａ又は静脈側血液回路１ｂを流れる血液に対して透過又は反射した光を受光して得られる受光電圧に基づきヘマトクリット値（血液濃度）を測定し得るもの（所謂光学式センサ）であれば足りるのである。 In the present embodiment, the arterial hematocrit sensor 5a and the venous hematocrit sensor 5b are configured by the so-called reflective sensors as described above. The hematocrit value (blood concentration) may be measured based on the received light voltage obtained by receiving the transmitted light with the light receiving element 16. That is, the arterial hematocrit sensor 5a and the venous hematocrit sensor 5b are configured to receive a hematocrit value (based on a light reception voltage obtained by receiving light transmitted or reflected from the blood flowing through the arterial blood circuit 1a or the venous blood circuit 1b. Any device capable of measuring (blood concentration) (so-called optical sensor) is sufficient.

ここで、本実施形態に係る動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂは、透析装置本体６内の制御手段１１とそれぞれ電気的に接続されている。この制御手段１１は、例えばマイコン等から成るもので、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ（動脈側血液濃度センサ）及び静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂ（静脈側血液濃度センサ）の検量線を校正する校正手段１２と、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を検出する再循環血液検出手段１３とが形成されている。 Here, the arterial hematocrit sensor 5a and the venous hematocrit sensor 5b according to this embodiment are electrically connected to the control means 11 in the dialyzer body 6, respectively. The control means 11 is composed of, for example, a microcomputer, and a calibration means 12 for calibrating calibration curves of the arterial hematocrit sensor 5a (arterial blood concentration sensor) and the venous hematocrit sensor 5b (venous blood concentration sensor); Recirculated blood detection means 13 is formed for detecting the recirculated blood that is returned from the venous blood circuit 1b to the patient and then flows to the arterial blood circuit 1a.

校正手段１２は、第１工程、第２工程、第３工程及び第４工程を順次行うことで、静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの検量線αを構成して検量線α’（図８参照）を得るとともに、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａの検量線βを校正して検量線β’（図８参照）を得るためのものである。第１工程は、除水ポンプ８による除水を行わない状態で血液ポンプ３を駆動させて血液回路１にて血液を体外循環させるとともに、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂによりそれぞれ受光電圧を検出し、その検出されたそれぞれの受光電圧と対応するそれぞれの検量線に基づき血液濃度を得る工程である。 The calibration unit 12 sequentially performs the first step, the second step, the third step, and the fourth step, thereby configuring the calibration curve α of the venous hematocrit sensor 5b to obtain the calibration curve α ′ (see FIG. 8). At the same time, the calibration curve β of the arterial hematocrit sensor 5a is calibrated to obtain a calibration curve β ′ (see FIG. 8). In the first step, the blood pump 3 is driven in a state where water removal by the water removal pump 8 is not performed to circulate blood extracorporeally in the blood circuit 1, and light is received by the arterial hematocrit sensor 5a and the venous hematocrit sensor 5b, respectively. In this step, a voltage is detected, and a blood concentration is obtained based on each calibration curve corresponding to each detected light reception voltage.

この第１工程においては、除水ポンプ８（除水手段）が停止した状態とされており、除水速度は０とされている。一方、第１工程において、複式ポンプＰは動作していてもよいが、精度向上のためには停止しているのが好ましい。なお、説明上、図５に示すように、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａにおける校正前の検量線を符号βの直線（傾きａ_ａ０）で示し、静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂにおける校正前の検量線を符号αの直線（傾ａ_ｖ０）きで示している。 In this first step, the water removal pump 8 (water removal means) is in a stopped state, and the water removal speed is 0. On the other hand, in the first step, the dual pump P may be operating, but it is preferably stopped to improve accuracy. For the sake of explanation, as shown in FIG. 5, the calibration curve before calibration in the arterial hematocrit sensor 5a is indicated by a straight line β (inclination a _a0 ), and the calibration curve before calibration in the venous hematocrit sensor 5b is denoted by α The straight line (tilt a _v0 ) is shown.

そして、第１工程において、図６に示すように、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａで得られた受光電圧をＶ_Ａ０、検量線βにより換算されたヘマトクリット値をＨｔ_Ａ０とするとともに、静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂで得られた受光電圧をＶ_Ｖ０、検量線αにより換算されたヘマトクリット値をＨｔ_Ｖ０とする。なお、第１工程においては、血液に対する除水等が行われていないことから、ヘマトクリット値Ｈｔ_Ａ０とヘマトクリット値Ｈｔ_Ｖ０とは同一である筈であるが、誤差により異なっていてもよい。） In the first step, as shown in FIG. 6, the received light voltage obtained by the arterial hematocrit sensor 5a is V _A0 , the hematocrit value converted by the calibration curve β is Ht _A0, and the venous hematocrit sensor 5b. The photoreception voltage obtained in step V is V _V0 , and the hematocrit value converted by the calibration curve α is Ht _V0 . In the first step, since the blood is not dehydrated, the hematocrit value Ht _A0 and the hematocrit value Ht _V0 should be the same, but may differ depending on the error. )

第１工程が終了すると、第２工程が行われる。かかる第２工程は、除水ポンプ８（除水手段）による除水を行った状態で血液ポンプ３を駆動させて血液回路１にて血液を体外循環させるとともに、静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂにより受光電圧Ｖ_Ｖ１を検出し、且つ、第１工程で静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの検出により得られたヘマトクリット値Ｖ_Ｖ０をパラメータとする演算により理論上のヘマトクリット値Ｈｔ_ｔｒｕｅを算出する工程である。なお、第２工程においては、複式ポンプＰは動作していてもよいが、精度向上のためには停止しているのが好ましい。 When the first step is completed, the second step is performed. In the second step, the blood pump 3 is driven in a state where water removal is performed by the water removal pump 8 (water removal means) to circulate blood extracorporeally in the blood circuit 1, and the received light voltage is received by the venous hematocrit sensor 5b. This is a step of detecting V _V1 and calculating a theoretical hematocrit value Ht _true by calculation using the hematocrit value V _V0 obtained by the detection of the venous hematocrit sensor 5b in the first step as a parameter. In the second step, the dual pump P may be operating, but is preferably stopped to improve accuracy.

すなわち、第２工程においては、患者の血液がダイアライザ２にて除水されつつ体外循環するため、当該ダイアライザ２を通過する過程で血液が濃縮されることことから、ダイアライザ２より上流側に位置する動脈側ヘマトクリットセンサ５ａにより測定されるヘマトクリット値は変化することがない。一方、ダイアライザ２より下流側に位置する静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂには、除水速度分だけ濃縮された血液が至るので、当該静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂにて得られる受光電圧はＶ_Ｖ０からＶ_Ｖ１に変化することとなる。 That is, in the second step, since the patient's blood is circulated extracorporeally while being dehydrated by the dialyzer 2, the blood is concentrated in the process of passing through the dialyzer 2, so that it is located upstream from the dialyzer 2. The hematocrit value measured by the arterial hematocrit sensor 5a does not change. On the other hand, since blood concentrated by the water removal rate reaches the venous hematocrit sensor 5b located downstream of the dialyzer 2, the light reception voltage obtained by the venous hematocrit sensor 5b changes from V _V0 to V _V1 . Will change.

したがって、第２工程における演算は、Ｈｔ_ｔｒｕｅ＝Ｑｂ／（Ｑｂ−Ｑｕｆ）×Ｈｔ_Ｖ０（但し、Ｈｔ_ｔｒｕｅは理論上のヘマトクリット値、Ｑｂは血液の体外循環流量、Ｑｕｆは除水速度、Ｈｔ_Ｖ０は第１工程で得られたヘマトクリット値）なる演算式により行われる。なお、このようにして得られた理論上のヘマトクリット値Ｈｔ_ｔｒｕｅを検量線α、βが表示されたグラフ上にプロットすると、図７の如きとなる。 Therefore, the calculation in the second step is Ht _true = Qb / (Qb−Quf) × Ht _V0 (where Ht _true is the theoretical hematocrit value, Qb is the extracorporeal blood flow rate of the blood, Quf is the water removal rate, and Ht _V0. Is performed by an arithmetic expression (hematocrit value obtained in the first step). When the theoretical hematocrit value Ht _true thus obtained is plotted on the graph displaying the calibration curves α and β, it is as shown in FIG.

第２工程が終了すると、第３工程が行われる。かかる第３工程は、第１工程にて得られた静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの受光電圧Ｖ_Ｖ０及びヘマトクリット値Ｈｔ_Ｖ０と、第２工程にて得られた静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの受光電圧Ｖ_Ｖ１及び理論上のヘマトクリット値Ｈｔ_ｔｒｕｅとに基づき、当該静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの受光電圧と血液濃度との関係を得るとともに、当該関係に基づいて静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの検量線を校正する工程である。 When the second step is completed, the third step is performed. In the third step, the received light voltage V _V0 and the hematocrit value Ht _{V0 of} the venous hematocrit sensor 5b obtained in the first step, the received light voltage V _{V1 of} the venous hematocrit sensor 5b obtained in the second step, and This is a step of obtaining the relationship between the received light voltage of the venous hematocrit sensor 5b and the blood concentration based on the theoretical hematocrit value Ht _true and calibrating the calibration curve of the venous hematocrit sensor 5b based on the relationship.

具体的には、かかる第３工程において得られる静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの受光電圧とヘマトクリット値との関係とは、図８における直線α’に示すように、傾きａ_{Ｖｔｒｕｅ}＝（Ｈｔ_ｔｒｕｅ−Ｈｔ_Ｖ０）／（Ｖ_Ｖ１−Ｖ_Ｖ０）の直線関係を指している。これにより、静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの検量線αを検量線α’に校正することができるのである。しかして、静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂにおける校正前の検量線αと校正された検量線α’を得ることができる。 Specifically, the relationship between the received light voltage of the venous hematocrit sensor 5b and the hematocrit value obtained in the third step is the slope a _Vtrue = (Ht _true −Ht _{V0 as} shown by the straight line α ′ in FIG. ) / (V _V1 −V _V0 ). As a result, the calibration curve α of the venous hematocrit sensor 5b can be calibrated to the calibration curve α ′. Thus, it is possible to obtain the calibration curve α before calibration and the calibrated calibration curve α ′ in the venous hematocrit sensor 5b.

第３工程が終了すると、第４工程が行われる。かかる第４工程は、第３工程により校正された静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの検量線α’と校正前の静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの検量線との関係に基づき、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａの検量線βを校正する工程である。具体的には、校正された静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの検量線α’の傾きａ_{Ｖｔｒｕｅ}＝（Ｈｔ_ｔｒｕｅ−Ｈｔ_Ｖ０）／（Ｖ_Ｖ１−Ｖ_Ｖ０）と校正前の静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの検量線αの傾きａ_ｖ０との比を求めるとともに、当該比に基づいて当該動脈側ヘマトクリットセンサ５ａの検量線βを校正して検量線β’（図８参照）を得るものとされる。 When the third step is finished, the fourth step is performed. In the fourth step, the calibration curve β of the arterial hematocrit sensor 5a is based on the relationship between the calibration curve α ′ of the venous hematocrit sensor 5b calibrated in the third step and the calibration curve of the venous hematocrit sensor 5b before calibration. Is a process of calibrating. Specifically, the calibration curve α ′ of the calibrated venous hematocrit sensor 5b has a slope a _Vtrue = (Ht _true −Ht _V0 ) / (V _V1 −V _V0 ) and the calibration curve of the venous hematocrit sensor 5b before calibration. The ratio of α to the slope a _v0 is obtained, and the calibration curve β of the arterial hematocrit sensor 5a is calibrated based on the ratio to obtain a calibration curve β ′ (see FIG. 8).

すなわち、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａにおいても静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの如き校正前の検量線αの傾きと校正後の検量線α’の傾きとの相違と同様の傾きの相違があると考えられるため、例えば静脈側ヘマトリックセンサ５ｂの校正前後の検量線（α、α’）の傾きの比を動脈側ヘマトクリットセンサ５ａの検量線βに乗じる演算を行って補正することで、実液校正することができるのである。 That is, in the arterial hematocrit sensor 5a, it is considered that there is a difference in inclination similar to the difference between the inclination of the calibration curve α before calibration and the inclination of the calibration curve α ′ after calibration as in the vein side hematocrit sensor 5b. For example, the calibration of the actual solution can be performed by correcting the slope ratio of the calibration curve (α, α ′) before and after calibration of the vein-side hematocritical sensor 5b by multiplying the calibration curve β of the arterial-side hematocrit sensor 5a. It can be done.

以上で動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの検量線の校正が終了することとなり、校正後の検量線α’、β’を用いて治療中のヘマトクリット値が検出されることとなる。そして、この検出されたヘマトクリット値を用いて、ΔＢＶ（％）＝（Ｈｔ_０／Ｈｔ_ｔ−１）×１００なる演算式（但し、Ｈｔ_０は治療初期のヘマトクリット値、Ｈｔ_ｔは測定時点におけるヘマトクリット値）によって循環血液量の変化率（ΔＢＶ）を求めるものとされ、当該循環血液量の変化率（ΔＢＶ）が除水速度の目安とされる。 The calibration of the calibration curves of the arterial hematocrit sensor 5a and the venous hematocrit sensor 5b is thus completed, and the hematocrit value being treated is detected using the calibration curves α ′ and β ′ after calibration. Then, using this detected hematocrit value, ΔBV (%) = (Ht ₀ / Ht _t −1) × 100 (where Ht ₀ is the initial hematocrit value and Ht _t is the hematocrit at the time of measurement) The rate of change in circulating blood volume (ΔBV) is determined by the value), and the rate of change in circulating blood volume (ΔBV) is used as a measure of the water removal rate.

本実施形態によれば、第１工程乃至第４工程を経て実際の患者の血液に基づいて検量線α、βを校正することにより、少なくとも動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの検量線（α、β）の傾きを校正することができ、測定誤差を抑制することができる。また、動脈側血液濃度センサ及び静脈側血液濃度センサとして、血液濃度を示すヘマトクリット値を測定可能な動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂを用いているので、除水速度の目安となる循環血液量の変化率（ΔＢＶ）を容易且つ精度よく求めることができる。 According to the present embodiment, the calibration curves α and β are calibrated based on the actual blood of the patient through the first to fourth steps, so that the calibration curves of at least the arterial hematocrit sensor 5a and the venous hematocrit sensor 5b are obtained. The inclination of (α, β) can be calibrated, and measurement errors can be suppressed. Further, as the arterial blood concentration sensor and the venous blood concentration sensor, the arterial hematocrit sensor 5a and the venous hematocrit sensor 5b capable of measuring the hematocrit value indicating the blood concentration are used. The rate of change in blood volume (ΔBV) can be determined easily and accurately.

さらに、第２工程は、Ｈｔ_ｔｒｕｅ＝Ｑｂ／（Ｑｂ−Ｑｕｆ）×Ｈｔ_Ｖ０（但し、Ｈｔ_ｔｒｕｅは理論上のヘマトクリット値、Ｑｂは血液の体外循環流量、Ｑｕｆは除水速度、Ｈｔ_Ｖ０は第１工程で得られたヘマトクリット値）なる演算式により演算が行われるので、より精度よく検量線の校正を行わせることができる。またさらに、第４工程は、校正された静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの検量線α’の傾きと校正前の静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの検量線αの傾きとの比を求めるとともに、当該比に基づいて当該動脈側ヘマトクリットセンサ５ａの検量線βを校正するので、より簡易な演算により動脈側ヘマトクリットセンサ５ａの検量線βを校正することができる。 Further, the second step is Ht _true = Qb / (Qb−Quf) × Ht _V0 (where Ht _true is the theoretical hematocrit value, Qb is the extracorporeal blood flow rate of the blood, Quf is the water removal rate, and Ht _V0 is the first rate. Since the calculation is performed using the calculation formula (hematocrit value obtained in one step), the calibration curve can be calibrated more accurately. Furthermore, the fourth step obtains a ratio between the slope of the calibration curve α ′ of the calibrated vein-side hematocrit sensor 5b and the slope of the calibration curve α of the vein-side hematocrit sensor 5b before the calibration, and based on the ratio. Since the calibration curve β of the arterial hematocrit sensor 5a is calibrated, the calibration curve β of the arterial hematocrit sensor 5a can be calibrated by a simpler calculation.

一方、本実施形態においては、急激で且つ短時間の血液の濃縮又は希釈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し得るピーク付与手段を具備するとともに、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂは、当該ピーク付与手段で付与された特有のピークを検出し得るものとされている。本実施形態に係るピーク付与手段は、除水ポンプ８により構成されており、当該除水ポンプ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を行って血液の濃縮を行い得るようになっている。なお、ピーク付与手段は、除水ポンプ８に限らず、急激で且つ短時間の血液の濃縮又は希釈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し得るものであれば他の形態のものであってもよい。 On the other hand, in the present embodiment, there is provided a peak applying means capable of applying a peak peculiar to a change in blood concentration by concentrating or diluting blood rapidly and for a short time, and the arterial hematocrit sensor 5a and vein The side hematocrit sensor 5b is capable of detecting a specific peak imparted by the peak imparting means. The peak imparting means according to the present embodiment is constituted by a water removal pump 8. The water removal pump 8 performs water removal abruptly and in a short time in addition to water removal necessary for dialysis treatment. Can be concentrated. The peak applying means is not limited to the dewatering pump 8, and any other form may be used as long as it can give a peak specific to changes in blood concentration by performing rapid or short-time blood concentration or dilution. It may be a thing.

例えば、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。 For example, water removal at a constant rate performed during dialysis treatment is temporarily stopped (extracorporeal circulation is being performed), and when the measured hematocrit value is stabilized, the water removal pump 8 is driven rapidly and for a short time. By performing water removal, it is configured so that a peculiar peak can be given to a change in blood concentration (hematocrit value) during that time. Here, the term “abrupt and short time” in the present invention means a size and time enough to confirm the pulse applied after passing through the circuit, and “specific” means fluctuations in the pump and the body of the patient. It can be distinguished from fluctuation patterns due to other factors caused by movement.

より具体的には、図９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１０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。 More specifically, as shown in FIG. 9, at a time t1, water removal at a constant rate (normal water removal) is stopped, and thereafter, when the measured hematocrit value reaches a stable time t2. The water pump 8 is driven at a higher speed than usual until time t3. The time t2 to t3 is a minute time. Thereby, compared with normal water removal, water removal can be performed rapidly and in a short time, and for example, a specific peak can be given in the hematocrit value as shown in FIG.

しかるに、動脈側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、静脈側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。すなわち、付与された特有のピークは、まず静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂで検出（図１０参照）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動脈側ヘマトクリットセンサ５ａが検出（図１１参照）し得るようになっている。 However, since the arterial hematocrit sensor 5a is disposed in the arterial blood circuit 1a, it detects the hematocrit value of the blood collected from the patient via the arterial puncture needle a during dialysis treatment, and the venous hematocrit. Since the sensor 5b is disposed in the venous blood circuit 1b, it detects the hematocrit value of the blood purified by the dialyzer 2 and returned to the patient. That is, the given peculiar peak is first detected by the venous hematocrit sensor 5b (see FIG. 10), and then when the blood reaches the arterial blood circuit 1a again and is recirculated, The remaining characteristic peak can be detected (see FIG. 11) by the arterial hematocrit sensor 5a.

本実施形態においては、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂが再循環血液検出手段１３と電気的に接続されており、上記の如き静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂにより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、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａによる再循環血液の有無の検出を行うことができるようになっている。 In the present embodiment, the arterial hematocrit sensor 5a and the venous hematocrit sensor 5b are electrically connected to the recirculating blood detection means 13, and whether or not a specific peak is given by the venous hematocrit sensor 5b as described above. This can be confirmed, and the presence or absence of recirculated blood can be detected by the arterial hematocrit sensor 5a.

さらに、再循環血液検出手段１３は、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側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を演算可能なものとされている。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、その血液が静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂに至るまでの時間（図１０における時間ｔ５）及び再循環して動脈側ヘマトクリットセンサ５ａに至るまでの時間（図１１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経過した際に静脈側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経過した際に動脈側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再循環血液検出手段１３が比較する。 Further, the recirculating blood detection means 13 compares the hematocrit values (specific peaks) detected by the arterial hematocrit sensor 5a and the venous hematocrit sensor 5b, and the recirculating blood in the blood flowing through the arterial blood circuit 1a is detected. It is assumed that the proportion of the share can be calculated. Specifically, when there is blood recirculation, the time from when a specific peak is given by the water removal pump 8 until the blood reaches the venous hematocrit sensor 5b (time t5 in FIG. 10) and recirculation Then, the time to reach the arterial hematocrit sensor 5a (t7 in FIG. 11) is predicted, and is detected by the venous hematocrit sensor 5b when the time t5 has elapsed after the application of a specific peak by the water removal pump 8. The recirculating blood detection means 13 compares the hematocrit value with the hematocrit value detected by the arterial hematocrit sensor 5a when the time t7 has elapsed.

このように、血液が静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂに至るまでの時間ｔ５、及び再循環して動脈側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。なお、かかる方法に代えて、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側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再循環血液検出手段１３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。 Thus, by predicting the time t5 until the blood reaches the venous hematocrit sensor 5b and the time t7 until the blood reaches the arterial hematocrit sensor 5a by recirculation, the cardiopulmonary recirculation (the purified blood becomes the heart Or a phenomenon of being pulled out of the body without passing through other tissues or organs) and recirculation to be measured. Instead of this method, the recirculating blood detection means 13 recognizes that the hematocrit value detected by the arterial hematocrit sensor 5a and the venous hematocrit sensor 5b exceeds a predetermined value, and the value exceeds the value. You may make it compare hematocrit values.

そして、図１０及び図１１で示すような時間−ヘマトクリット値のグラフに基づき、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側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、静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂによる変化部分（図１０におけるｔ５からｔ６までの部分）の面積をＳｖ、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａによる変化部分（図１１におけるｔ７からｔ８までの部分）の面積をＳａとおくと、再循環血液の割合（再循環率）Ｒｒｅｃは、以下の如き演算式にて求められる。 Then, based on the time-hematocrit value graphs as shown in FIG. 10 and FIG. 11, changes in the hematocrit values of the arterial hematocrit sensor 5a and the venous hematocrit sensor 5b are obtained, and the time portion to be compared as described above ( The area of the change part is calculated by a mathematical method such as an integration method. For example, the area of the change portion (portion from t5 to t6 in FIG. 10) by the venous hematocrit sensor 5b is Sv, and the area of the change portion (portion from t7 to t8 in FIG. 11) by the arterial hematocrit sensor 5a is Sa. In other words, the ratio of recirculated blood (recirculation rate) Rrec is obtained by the following arithmetic expression.

Ｒｒｅｃ（％）＝Ｓａ／Ｓｖ×１００ Rrec (%) = Sa / Sv × 100

ここで、動脈側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静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂから動脈側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、静脈側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。なお、血液再循環がない場合は、上記Ｓａが０となるため、再循環血液の割合は０（％）となる。これにより、血液再循環の有無に加え、その割合をも医療従事者に認識させることができ、その後の処置（血液再循環を抑制すべく穿刺針を穿刺し直したり或いはシャントの形成をし直すなどの措置）の参考とすることができる。 Here, the time of the change portion (time interval from t7 to t8) by the arterial hematocrit sensor 5a is diffused in the process in which blood with a specific peak flows from the venous hematocrit sensor 5b to the arterial hematocrit sensor 5a. In view of this, it is set to be larger than the time of the changing portion (time interval from t5 to t6) by the vein-side hematocrit sensor 5b. In the case where there is no blood recirculation, Sa is 0, so the ratio of recirculated blood is 0 (%). Thereby, in addition to the presence or absence of blood recirculation, the ratio can be recognized by the medical staff, and subsequent treatments (re-puncture the puncture needle or re-shunt formation to suppress blood recirculation) Etc.).

本実施形態によれば、急激で且つ短時間の血液の濃縮又は希釈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し得るとともに、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂは、当該特有のピークを検出し得るものとされ、当該動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂで検出された特有のピークに基づき再循環血液を検出可能とされたので、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂの検量線の校正に加え、再循環血液の検出も行わせることができる。 According to this embodiment, a peak specific to changes in blood concentration can be imparted by abrupt and short-time blood concentration or dilution, and the arterial hematocrit sensor 5a and venous hematocrit sensor 5b Since the characteristic peak can be detected and the recirculated blood can be detected based on the characteristic peak detected by the arterial hematocrit sensor 5a and the venous hematocrit sensor 5b, the arterial hematocrit sensor 5a and the vein In addition to calibration of the calibration curve of the side hematocrit sensor 5b, recirculated blood can also be detected.

さらに、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａと静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂとの２つを使用することにより、除水しない状態で両者の検出値を比較することができ、これらの校正を自動的に行うことができる。なお、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂがダイアライザ２の入口側と出口側とにそれぞれ配設されることから、ダイアライザ２の除水性能を監視することができる。 Further, by using two of the arterial hematocrit sensor 5a and the venous hematocrit sensor 5b, the detected values of both can be compared without water removal, and these calibrations can be automatically performed. . Since the arterial hematocrit sensor 5a and the venous hematocrit sensor 5b are disposed on the inlet side and the outlet side of the dialyzer 2, respectively, the water removal performance of the dialyzer 2 can be monitored.

ところで、上記実施形態においては、急激で且つ短時間の血液の濃縮又は希釈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し得るピーク付与手段が除水ポンプ８にて構成されているが、これに代えて、他の形態のピーク付与手段としてもよい。以下、他の実施形態について説明する。 By the way, in the said embodiment, although the peak provision means which can provide the peak peculiar to the change of the blood concentration by concentrating or diluting blood rapidly and for a short time is comprised by the water removal pump 8. FIG. Instead of this, another form of peak applying means may be used. Hereinafter, other embodiments will be described.

本発明の他の実施形態として適用される透析装置本体６は、例えば、図１２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、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とを有するとともに、ダイアライザ２から複式ポンプＰの排液側へ透析液を流動させる加圧ポンプ２０と、気泡分離チャンバ２１と、大気開放ラインＬ４と、電磁弁２２とを有するものとされる。なお、先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。 As shown in FIG. 12, for example, as shown in FIG. 12, the dialysis apparatus body 6 applied as another embodiment of the present invention includes a dual pump P formed across the dialysate introduction line L1 and the dialysate discharge line L2, and a bypass line. L3 and a dewatering pump 8 connected to the bypass line L3, a pressurizing pump 20 that causes the dialysate to flow from the dialyzer 2 to the drainage side of the dual pump P, a bubble separation chamber 21, and air release The line L4 and the electromagnetic valve 22 are provided. In addition, the same code | symbol is attached | subjected to the component similar to previous embodiment, and those detailed description is abbreviate | omitted.

加圧ポンプ２０は、透析液排出ラインＬ２におけるダイアライザ２と複式ポンプＰとの間に接続され、当該ダイアライザ２から複式ポンプＰへ透析液を流動させるためのものであり、遠心型のように非容積型ポンプ（圧力制御型）から成るものである。気泡分離チャンバ２１は、所謂脱ガスチャンバと呼ばれるもので、透析液排出ラインＬ２における加圧ポンプ２０と複式ポンプＰとの間に接続された所定容量のものから成り、透析液中の気泡を捕捉し得るよう構成されたものである。この気泡分離チャンバ２１からは、バイパスラインＬ３が延設されているとともに、大気開放ラインＬ４が延設されている。この大気開放ラインＬ４は、先端が大気開放とされており、その途中には電磁弁２２が接続されている。 The pressurizing pump 20 is connected between the dialyzer 2 and the duplex pump P in the dialysate discharge line L2, and is used to flow the dialysate from the dialyzer 2 to the duplex pump P. It consists of a positive displacement pump (pressure control type). The bubble separation chamber 21 is a so-called degassing chamber, and has a predetermined capacity connected between the pressurizing pump 20 and the duplex pump P in the dialysate discharge line L2, and traps bubbles in the dialysate. It is comprised so that it can do. From the bubble separation chamber 21, a bypass line L3 is extended and an air release line L4 is extended. The air release line L4 has a tip open to the atmosphere, and an electromagnetic valve 22 is connected to the air release line L4.

電磁弁２２は、大気開放ラインＬ４を開放又は閉止すべく開閉可能とされたもので、開放状態で気泡分離チャンバ２１が外気と連通し、閉止状態で当該気泡分離チャンバ２１が外気と遮断するようになっている。しかして、透析治療前又は透析治療後において、電磁弁２２を操作して大気開放ラインＬ４を開放させれば、気泡分離チャンバ２１内に捕捉された気泡を大気に放出させることができる。 The electromagnetic valve 22 can be opened and closed to open or close the atmosphere opening line L4. The bubble separation chamber 21 communicates with the outside air in the open state, and the bubble separation chamber 21 shuts off from the outside air in the closed state. It has become. Therefore, before or after dialysis treatment, if the electromagnetic valve 22 is operated to open the atmosphere release line L4, the bubbles trapped in the bubble separation chamber 21 can be released to the atmosphere.

ここで、本実施形態における大気開放ラインＬ４と、電磁弁２２とは、本発明のピーク付与手段を構成しており、当該電磁弁２２を操作して大気開放ラインＬ４を開放させることにより、ダイアライザ２を流れる血液に対し急激で且つ短時間の濃縮を行って特有のピークを付与し得るようになっている。すなわち、透析治療中において、電磁弁２２を操作して閉止状態の大気開放ラインＬ４を開放すると、加圧ポンプ２０の出口圧が大気圧と略等しくなることから、加圧ポンプ２０の上流側では瞬間的に高い陰圧が発生し、ダイアライザ２（血液の流路）を流れる血液に対して、急激で且つ短時間の除水（血液濃縮）が行われるのである。 Here, the atmospheric release line L4 and the electromagnetic valve 22 in the present embodiment constitute a peak applying means of the present invention, and the dialyzer is operated by operating the electromagnetic valve 22 to open the atmospheric release line L4. The blood flowing through 2 can be concentrated rapidly and for a short time to give a unique peak. That is, during the dialysis treatment, when the solenoid valve 22 is operated to open the closed air release line L4, the outlet pressure of the pressurizing pump 20 becomes substantially equal to the atmospheric pressure. A high negative pressure is instantaneously generated, and rapid and short-time water removal (blood concentration) is performed on the blood flowing through the dialyzer 2 (blood flow path).

これにより、除水ポンプ８の駆動により発生する限外濾過圧よりも遙かに大きく、且つ短時間で血液に対して大量の除水を行うことができ、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になっている。なお、電磁弁２２による大気開放ラインＬ４の開放は、短時間（本実施形態においては、大気開放ラインＬ４の開放は、１０秒以下の任意の時間を設定することができ、１秒でも十分な測定精度を有する）で行われ、すぐに電磁弁２２を操作することにより大気開放ラインＬ４が閉止されることとなる。この電磁弁２２による大気開放ラインＬ４の開放時間は、血液濃度情報（患者の血液濃度に関する情報）や圧力情報（静脈圧や透析液圧など）に基づき、自動的に最適となるよう制御されるのが好ましい。 As a result, it is much larger than the ultrafiltration pressure generated by driving the water removal pump 8, and a large amount of water can be removed from the blood in a short time, resulting in a change in blood concentration (hematocrit value). A unique peak can be given. The opening of the atmosphere opening line L4 by the electromagnetic valve 22 is a short time (in this embodiment, the opening of the atmosphere opening line L4 can be set to an arbitrary time of 10 seconds or less, and even one second is sufficient. It has a measurement accuracy), and the air release line L4 is closed by operating the solenoid valve 22 immediately. The opening time of the atmosphere opening line L4 by the electromagnetic valve 22 is controlled to be automatically optimized based on blood concentration information (information on the patient's blood concentration) and pressure information (venous pressure, dialysate pressure, etc.). Is preferred.

以上、本実施形態について説明したが、本発明は当該実施形態に限定されるものではなく、例えば再循環血液検出手段１３を具備せず、再循環血液を検出しないものとしてもよい。また、動脈側ヘマトクリットセンサ５ａ及び静脈側ヘマトクリットセンサ５ｂに代えて、動脈側血液回路１ａ及び静脈側血液回路１ｂを流れる血液に対して透過又は反射した光を受光して得られる受光電圧に基づき血液濃度を測定し得るとともに、受光電圧と血液濃度との関係から予め求められた検量線を有した他の形態のセンサを用いるようにしてもよい。なお、本実施形態においては、透析装置本体６が透析液供給機構を内蔵し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。 Although the present embodiment has been described above, the present invention is not limited to this embodiment. For example, the recirculated blood detection means 13 may not be provided, and the recirculated blood may not be detected. Further, instead of the arterial hematocrit sensor 5a and the venous hematocrit sensor 5b, blood based on the received light voltage obtained by receiving the light transmitted or reflected to the blood flowing through the arterial blood circuit 1a and the venous blood circuit 1b. While the concentration can be measured, another form of sensor having a calibration curve obtained in advance from the relationship between the received light voltage and the blood concentration may be used. In the present embodiment, the dialysis device body 6 is composed of a dialysis monitoring device that does not incorporate a dialysate supply mechanism, but may be applied to a personal dialysis device that incorporates a dialysate supply mechanism. .

除水手段による除水を行わない状態で血液回路にて血液を体外循環させるとともに、動脈側血液濃度センサ及び静脈側血液濃度センサによりそれぞれ受光電圧を検出し、その検出されたそれぞれの受光電圧と対応するそれぞれの検量線に基づき血液濃度を得る第１工程と、除水手段による除水を行った状態で血液回路にて血液を体外循環させるとともに、静脈側血液濃度センサにより受光電圧を検出し、且つ、第１工程で前記静脈側濃度センサの検出により得られた血液濃度をパラメータとする演算により理論上の血液濃度を算出する第２工程と、第１工程にて得られた静脈側血液濃度センサの受光電圧及び血液濃度と、第２工程にて得られた静脈側血液濃度センサの受光電圧及び理論上の血液濃度とに基づき、当該静脈側血液濃度センサの受光電圧と血液濃度との関係を得るとともに、当該関係に基づいて静脈側血液濃度センサの検量線を校正する第３工程と、第３工程により校正された静脈側血液濃度センサの検量線と校正前の静脈側血液濃度センサの検量線との関係に基づき、動脈側血液濃度センサの検量線を校正する第４工程とが行われる血液浄化装置であれば、他の形態のものであってもよい。 Blood is extracorporeally circulated in the blood circuit without water removal by the water removal means, and the received light voltage is detected by the arterial blood concentration sensor and the venous blood concentration sensor, respectively. The first step of obtaining the blood concentration based on each corresponding calibration curve, and circulating the blood extracorporeally in the blood circuit in the state of water removal by the water removal means, and detecting the received light voltage by the venous blood concentration sensor And a second step of calculating a theoretical blood concentration by calculation using the blood concentration obtained by detection of the venous concentration sensor in the first step as a parameter, and a venous blood obtained in the first step. Based on the light reception voltage and blood concentration of the concentration sensor and the light reception voltage and theoretical blood concentration of the venous blood concentration sensor obtained in the second step, the venous blood concentration sensor A third step of obtaining the relationship between the photovoltage and the blood concentration and calibrating the calibration curve of the venous blood concentration sensor based on the relationship, and the calibration curve and calibration of the venous blood concentration sensor calibrated in the third step based on the relationship between the calibration curve before the venous blood concentration sensor, if the blood purification equipment in which a fourth step of calibrating the calibration curve of the arterial blood concentration sensor takes place, be of other forms Also good.

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（血液浄化器）
３…血液ポンプ
４…エアトラップチャンバ
５ａ…動脈側ヘマトクリットセンサ（動脈側血液濃度センサ）
５ｂ…静脈側ヘマトクリットセンサ（静脈側血液濃度センサ）
６…透析装置本体
７…透析液供給装置
８…除水ポンプ（除水手段）（ピーク付与手段）
９…加温器
１０…脱気手段
１１…制御手段
１２…校正手段
１３…再循環血液検出手段
１４…筐体部
１５…発光素子
１６…受光素子
１７…スリット
１８…基板
１９…発光素子
２０…加圧ポンプ
２２…電磁弁（ピーク付与手段）
Ｌ４…大気開放ライン（ピーク付与手段） DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Blood circuit 1a ... Arterial side blood circuit 1b ... Vein side blood circuit 2 ... Dializer (blood purifier)
3 ... blood pump 4 ... air trap chamber 5a ... arterial hematocrit sensor (arterial blood concentration sensor)
5b ... Venous hematocrit sensor (venous blood concentration sensor)
6 ... dialyzer body 7 ... dialysate supply device 8 ... water removal pump (water removal means) (peak giving means)
DESCRIPTION OF SYMBOLS 9 ... Heater 10 ... Deaeration means 11 ... Control means 12 ... Calibration means 13 ... Recirculation blood detection means 14 ... Housing part 15 ... Light emitting element 16 ... Light receiving element 17 ... Slit 18 ... Substrate 19 ... Light emitting element 20 ... Pressure pump 22 ... Solenoid valve (peaking means)
L4 ... Open air line (peaking means)

Claims

A blood circuit comprising an arterial blood circuit and a venous blood circuit for extracorporeal circulation of the patient's blood;
A blood purifier connected to the arterial blood circuit and the venous blood circuit, respectively, for purifying blood circulating outside the body;
Water removal means capable of removing water by removing water in the blood flowing through the blood purifier;
The blood concentration can be measured based on a light reception voltage obtained by receiving light transmitted or reflected to blood flowing through the artery side blood circuit and attached to the artery side blood circuit. An arterial blood concentration sensor having a calibration curve obtained in advance from the relationship;
A blood concentration can be measured based on a received light voltage obtained by receiving light transmitted or reflected to blood flowing through the venous blood circuit and attached to the venous blood circuit. A vein-side blood concentration sensor having a calibration curve obtained in advance from the relationship;
A blood purification apparatus comprising:
While comprising calibration means for calibrating calibration curves of the arterial blood concentration sensor and the venous blood concentration sensor,
Blood is extracorporeally circulated in the blood circuit without water removal by the water removal means, and the received light voltage is detected by the arterial blood concentration sensor and the venous blood concentration sensor, respectively. A first step of obtaining a blood concentration based on each calibration curve corresponding to the received light voltage;
Blood is extracorporeally circulated in the blood circuit in a state where water removal by the water removal means is performed, a light reception voltage is detected by the vein side blood concentration sensor, and the vein side concentration sensor of the first step A second step of calculating a theoretical blood concentration by calculation using the blood concentration obtained by detection as a parameter;
Based on the light reception voltage and blood concentration of the venous blood concentration sensor obtained in the first step, and the light reception voltage and theoretical blood concentration of the venous blood concentration sensor obtained in the second step. A third step of obtaining a relationship between the light reception voltage of the venous blood concentration sensor and the blood concentration, and calibrating a calibration curve of the venous blood concentration sensor based on the relationship;
A fourth step of calibrating the calibration curve of the arterial blood concentration sensor based on the relationship between the calibration curve of the venous blood concentration sensor calibrated in the third step and the calibration curve of the venous blood concentration sensor before calibration; ,
Is performed.

2. The blood purification apparatus according to claim 1, wherein the arterial blood concentration sensor and the venous blood concentration sensor comprise an arterial hematocrit sensor and a venous hematocrit sensor capable of measuring a hematocrit value indicating a blood concentration.

In the second step, Ht _true = Qb / (Qb−Quf) × Ht _V0 (where Ht _true is the theoretical hematocrit value, Qb is the blood extracorporeal flow rate, Quf is the water removal rate, and Ht _V0 is the first rate. The blood purification apparatus according to claim 2, wherein the calculation is performed by an arithmetic expression (hematocrit value obtained in the process).

The fourth step obtains a ratio between the slope of the calibration curve of the venous blood concentration sensor calibrated and the slope of the calibration curve of the venous blood concentration sensor before calibration, and based on the ratio, the arterial blood The blood purification apparatus according to any one of claims 1 to 3, wherein a calibration curve of the concentration sensor is calibrated.

A peak applying means capable of giving a peak peculiar to a change in blood concentration by concentrating or diluting blood rapidly and for a short time, and the arterial blood concentration sensor and the venous blood concentration sensor A specific peak applied by the peak applying means can be detected, and is returned to the patient from the venous blood circuit based on the specific peak detected by the arterial blood concentration sensor and the venous blood concentration sensor. The blood purification apparatus according to any one of claims 1 to 4, wherein the recirculated blood that has been introduced into the arterial blood circuit again can be detected.