JP6538068B2

JP6538068B2 - 自己校正する血液チャンバ

Info

Publication number: JP6538068B2
Application number: JP2016553570A
Authority: JP
Inventors: エル．バレット、ルイス; エヌ．ロウ、ペリー
Original assignee: フレセニウスメディカルケアホールディングスインコーポレーテッド
Priority date: 2014-02-24
Filing date: 2015-02-20
Publication date: 2019-07-03
Anticipated expiration: 2035-02-20
Also published as: CA2935203C; CA2935203A1; US9849225B2; MX2016010964A; US20150238672A1; EP3111211A4; AU2015218857A1; US20160158427A1; EP3111211A1; JP2017509394A; KR102084826B1; WO2015127182A1; US9308306B2; KR20160125367A; AU2015218857B2; CN106030303B; CN106030303A; EP3111211B1

Description

分野
本発明は、血液透析患者のための血液監視システムに関し、特に、自己校正する血液チャンバを使用してヘマトクリットを測定し、および／またはヘモグロビンレベルを推定する方法に関する。同じアプローチは、血液における酸素飽和度および／または他の分析対象物レベルのような他のパラメータの測定にも応用できる。

発明の背景
腎不全または部分的な腎臓障害を有する患者は、典型的には、毒素と過剰な体液を血液から除去するために血液透析治療を受けている。これを行うために、患者から血液が、特に認められたアクセス位置（例えば、腕、大腿、鎖骨下部等）の動脈等の血管から、血液を採取する採血針（またはカテーテル）を通して採血される。針（またはカテーテル）は、体外チューブに接続されて血液が蠕動ポンプに送られ、さらに、血液を浄化し過剰な水分を除去するダイアライザ（透析器）に送られる。その後、浄化された血液は、通常は、更なる体外チューブと他の針（またはカテーテル）を通って、患者に返血される（場合によっては、血液は、採血時と同じ体外接続を通って体内に返血されることもある。これは、「単針透析」と呼ばれる態様である。）。時には、ヘパリン点滴が血液透析回路内に設置されて、血液の凝固を防ぐこともある。背景知識として、血液は、採血されてダイアライザを通過する際、汚れた血液のための半透膜の通路として機能するストローのような細いチューブの中を通ってダイアライザ内を移動する。新しい透析液は、ダイアライザの下流側の端からその内部に入り、ストロー状のチューブを囲んで、チューブ内を流れる血液と逆の方向にダイアライザ内を流れる。新しい透析液は、物理的な大きさに起因してストロー状のチューブを通り抜けることができない赤血球を血流中に残したまま、拡散によってストロー状のチューブを通り抜ける毒素を集め、かつ、限外濾過法によって血液内の過剰な体液を集める。

血液透析治療を受けている患者のために、典型的には、治療中に血液監視システムを使用して患者の血液が監視（モニタリング）される。例えば、光学的手法を用いて、血液透析システム内を流れる血液のヘマトクリットレベルを非侵襲的に、リアルタイムで測定する光学的血液監視システムが使用されることがある。そのようなシステムにおいては、体外チューブのライン内（通常はダイアライザの動脈側）に、血液チャンバが取り付けられていることがある。血液チャンバは、光学センサに血液透析処置中の観測点を提供する。光の波長が、血液チャンバとその内部を通過する患者の血液とを通るように照射されて、その結果得られる各波長の強度が、１以上の光検出器を用いて検出され得る。検出された光強度から、ヘマトクリット値を計算でき、ヘモグロビンレベルを推定し得る。

発明の概要
本発明は、血液中を通過する光の強度の監視（ｍｏｎｉｔｏｒ）ごとのばらつき（ｖａｒｉａｎｃｅｓ）を計上するための血液監視装置の複雑な校正を減らす、または不要にするように構成されている光学的血液センサアセンブリと血液チャンバとを含む、光学的血液監視装置の使用に向けられている。これは、光が血液を通過して移動する距離以外の全ての変数が実質的に同一である、血液を通る２つの光学的測定を行うことによって達成される。そして、該２つの測定の比率を使用して、血液を通って放射された光の強度の正確な値を要求することなく、所定の血液パラメータを計算するのに必要な値を決定できる。その結果、通常は要求される様々な校正手順が不要になる。

図面のいくつかの図の簡単な説明
以下に、図面を参照して、本発明の例示的な実施態様をより詳細に説明する。

図１は、本発明の実施態様に従う血液監視装置を含む血液透析システムの斜視図である。図２は、図１に示す血液監視装置とともに使用される制御装置（コントローラ）と表示装置（ディスプレイ）の正面図である。図３は、光学的な血液の監視において使用される計算に対応する外形（ｇｅｏｍｅｔｒｙ）である。図４は、血液を取り囲む構造の、光学的な血液の監視において使用される計算に対する影響を示す。図５は、光源からの放射パターンの見本を示す。図６は、本発明の実施態様に従う光学的血液監視センサの斜視図を示す。図７は、図６の光学的血液監視センサの断面図を示す。図８は、本発明の実施態様に従う血液チャンバの斜視図を示す。図９は、図８の血液チャンバの断面図を示す。図１０は、本発明の実施態様に従う血液監視装置を操作するための制御システムを示す。

発明の詳細な説明
図１は、患者１０が、非侵襲的な光学的血液監視装置１４とともに血液透析システム１２を使用する血液透析治療を受けているところを示している。採血針またはカテーテル１６は、腕等の患者１０のアクセス部位に挿入され、蠕動ポンプ２０、そしてダイアライザまたは血液濾過器２２へと導く体外チューブ１８に接続されている。ダイアライザ２２は、毒素と過剰な体液とを患者の血液から除去する。透析後の血液は、ダイアライザから体外チューブ２４と返血針またはカテーテル２６を通って返血される。過剰な体液と毒素は、チューブ２８経由でダイアライザ２２に供給されチューブ３０を経由して廃棄のために排出される、清浄な透析液によって除去される。典型的な１回の血液透析治療セッションは、米国ではおよそ３〜５時間かかる。

光学的血液監視装置１４は、血液チャンバ３２と、光学的血液センサアセンブリ３４と、制御装置（コントローラ）３６とを含む。血液チャンバ３２は、好ましくはダイアライザ２２の上流に体外チューブ１８に沿って配置される。蠕動ポンプ２０からの血液は、チューブ１８を通って血液チャンバ３２に流入する。好ましいセンサアセンブリ３４は、赤血球のヘモグロビンに対する等吸収点（ｉｓｏｂｅｓｔｉｃ）である実質的に８１０ｎｍ、水に対する等吸収点（ｉｓｏｂｅｓｔｉｃ）である実質的に１３００ｎｍ、およびヘモグロビンの酸素化に敏感な実質的に６６０ｎｍで発光するＬＥＤ光エミッタを含む。血液チャンバ３２は、レンズを含んでおり、これにより、センサのエミッタと検出器とが血液チャンバ３２を通って流れる血液を観測することができ、かつ、当業者に一般的に知られているレシオメトリック法を使用して、患者のリアルタイムのヘマトクリット値と酸素飽和度値とを決定することができる。

図２は、光学的血液監視装置１４のための制御装置３６の正面図である。制御装置３６は、血液透析を受ける患者にリアルタイムの血液監視データを提供する表示装置１００を含んでいる。図２の表示装置は、現在の治療セッションの血液透析を受けている間に患者１０が監視されている時間の量１０２を示す。また、表示装置１００は、光学的に監視されたヘマトクリット（ＨＣＴ）１０４および酸素飽和度（ＳＡＴ）レベル１０６と、ヘモグロビン（ＨＧＢ）１０８の計算値と、血液量（ｂｌｏｏｄｖｏｌｕｍｅ）の変化（ＢＶΔ）１１０とについて、その治療セッションにおけるリアルタイムの値を示す。表示装置１００上のグラフ１１２は、２時間５３分に渡る治療セッションの患者の血液量の変化を示す（２つのグラフ（上方と下方）を表示して、一方に患者の血液量の変化、他方に患者の酸素飽和度を表示する等のグラフ１１２の変化形が可能である。）。これらのデータは、大抵、図１に示すように、患者１０の近傍に置かれた画面に表示される。また、有線または無線のシステムを経由して、これらのデータをセントラル監視装置の場所において表示することもできる。表示装置１００上に示す値を得るために使用される手法は、当業者に既知である。これらの方法の一定の側面が、本発明の方法とシステムに特に関係があるので、これを以下にさらに詳細に説明する。

例えば、上記の波長に対応するＬＥＤエミッタは、光学的血液監視装置用の対応する光検出器とともに、血液チャンバの近傍に配置される。光の波長は、血液チャンバと、チャンバ内を通って流れる患者の血液とに向けて照射され、これにより、典型的には血液の向こう側の、対応する光検出器が、その結果得られる各波長の強度を検出し得る。レシオメトリック法は、「ＳｙｓｔｅｍａｎｄＭｅｔｈｏｄｆｏｒＮｏｎ−ＩｎｖａｓｉｖｅＨｅｍａｔｏｃｒｉｔＭｏｎｉｔｏｒｉｎｇ」と題する、１９９９年１２月１３日付発行の、本願の出願人に譲渡されている米国特許第５，３７２，１３６号に実質的に開示されるとおりであり、該方法は、この情報を使用して患者のリアルタイムのヘマトクリット値を計算する。ヘマトクリット値は、本願の技術分野において広く使用されるとおり、所定の血液サンプル全体における赤血球の容積をその血液サンプル全体の容積で割ることによって決定される割合である。

臨床の場面において、血液透析中に起こる血液量の実際の割合の変化は、測定されたヘマトクリットの変化から、リアルタイムで決定することができる。それゆえ、光学的血液監視装置は、患者のヘマトクリットレベルだけでなく、血液透析治療セッション中のリアルタイムの患者の血液量の変化も非侵襲的に監視することができる。リアルタイムの血液量の変化を監視する能力により、安全かつ効果的な血液透析が容易になる。

ヘマトクリット（ＨＣＴ）値を決定するための数学的レシオメトリックモデルは、以下の式によって表すことができる。
式中、ｉ_λ２は、約８１０ｎｍで光検出器によって検出された赤外光強度であり、ｉ_λ１は、１３００ｎｍで検出された赤外線強度であり、Ｉ_０−λ２およびＩ_０−λ１は、血液に入射する赤外光の強度を表す定数であって、血液チャンバにおける損失を計上するものである。関数ｆ［］は、ヘマトクリット値を得るために実験データに基づいて決定された数学的関数である。好ましくは、上記の式（１）における関数ｆ［］は、比較的簡単な多項式、例えば、二次多項式である。上記の式（１）は、赤外照射光が両波長でＬＥＤエミッタから光検出器までそれぞれ移動する距離が、一定の距離である場合にのみ正しく、そして同じ距離であることが好ましい。

酸素飽和レベルを測定するための好ましい波長は、約６６０ｎｍおよび約８１０ｎｍである。酸素飽和レベル（ＳＡＴ）を決定するための数学的レシオメトリックモデルは、以下の式によって表すことができる。
式中、ｉ_λ３は、６６０ｎｍにおける光検出器の光強度であり、ｉ_λ１は、８１０ｎｍにおいて検出された強度であり、Ｉ_０−λ３およびＩ_０−λ１は、血液に入射する強度を表す定数であり、血液チャンバにおける損失を計上するものである。関数ｇ［］は、酸素飽和レベルを得るために実験データに基づいて決定された数学的関数であり、ここでも、好ましくは二次多項式である。また、ヘマトクリット計算のための式（１）と同様に、酸素飽和レベルの計算のための式（２）は、６６０ｎｍおよび８１０ｎｍの両波長で、可視光及び赤外光がそれぞれのＬＥＤエミッタからそれぞれの光検出器まで移動する距離が一定である場合にのみ正しく、そして同じ距離であることが好ましい。

上記のレシオメトリックモデルは、定数を用いて血液チャンバにおける損失を計上して血液への入射光を決定する。血液または光学的システムの他の構成要素を通過する光の、より一般的な評価は、ベールの法則に基づいており、これを特に血液層について、図３に示すとともに以下のように規定する。
（式中、ｉは、血液を通過した後の光の受信信号の強度であり、Ｉ_ｏは、血液に侵入してゆく光波の印加振幅（ｉｍｐｒｅｓｓｅｄａｍｐｌｉｔｕｄｅ）であり、αは、血液の吸光係数（ｅｘｔｉｎｃｔｉｏｎｃｏｅｆｆｉｃｉｅｎｔ）と検査対象の容積における血液の濃度とを含む容積吸光係数（ｂｕｌｋｅｘｔｉｎｃｔｉｏｎｔｅｒｍ）であり、および、ｄは、光が検査対象の血液層を通って移動する距離である。）

図３に示すように、光は、検査されている血液の容積（ｖｏｌｕｍｅｏｆｂｌｏｏｄ）に、Ｉ_ｏの強度で一方の側から侵入し、距離ｄを移動した後、血液２を通過し、強度ｉで血液の容積２から出現する。図３に示す理想モデルにおいて、容積吸光係数αは、容易に決定することができ、ここからヘマトクリットと酸素飽和度値とを当業者に知られている方法で決定し得る。しかしながら、図４が示すように、血液監視チャンバ内の血液の容積に侵入する光の振幅を得ることは、些末なことではない。発光要素４と光センサ８との間の光路における要素の一つ一つが、分析において計上されなければならない。図４に示す実施例において、これらの要素は、発光要素４と光センサ８のそれぞれの上に配置されているエポキシの層３、血液チャンバ３２の両側に配置されているレンズ５、両側の血液チャンバ壁６、および両方のレンズの両側における空隙７を含む。このように、完全な光路の評価は、血液それ自体とともに、これらの１０の構成要素の各々についてベールの法則を適用することを含む。

上記の１１個のベールの法則の個別の適用は、各境界において受信された光と放射された光との関係が明らかであるため、組み合わせることができる。具体的には、１つの層から放射されている光は、次の層において受信されている光と同じものであるから、これらの項（ｔｅｒｍ）は同等であり、したがって、互いに置換可能である。２つの層についてベールの法則の適用を組み合わせる例は、式（４）〜式（６）によって示されている。式（４）は、図４に示す第１の空隙７から放射されている光の強度ｉ_ａ１についてのベールの法則を表すものである。式（４）に示すように、第１の空隙から放射された光ｉ_ａ１は、空隙において受信された光Ｉ_ｏａ１のベールの法則に従う関数である。
（式中、ｉ_ａ１は、第１の空隙を通過した後の光の強度であり、Ｉ_ｏａ１は、第１の空隙に侵入してゆく光波の印加振幅であり、α_ａは、第１の空隙についての容積吸光係数であり、および、ｄ_ａ１は、光が第１の空隙を通って移動する距離である。）

さらに、図４に示すように、および上述したように、空隙において受信されている光Ｉ_ｏａ１は、エポキシから放射されている光ｉ_ｅと同じものであり、これは、式（５）に示すように、光源から放射された光Ｉ_ｏＬの関数として表現することができる。
（式中、ｉ_ｅは、第１のエポキシ層を通過した後の光の強度であり、Ｉ_ｏＬは、第１のエポキシ層に侵入してゆく光波の印加振幅であり、α_ｅは、第１のエポキシ層についての容積吸光係数であり、および、ｄ_ｅは、光が第１のエポキシ層を通って移動する距離である。）

したがって、式（４）におけるＩ_ｏａ１についての未知の値に式（５）からの関数を代入することにより、第１の空隙から放射されている光の強度ｉ_ａ１は、以下の式（６）を生むベールの法則の複合形式として表現することができ、以下の式中、第１の空隙の後の光の強度は、光源からの光Ｉ_ｏＬと、エポキシ層と空隙に関する定数の関数として表現される。

上記の代入は、光路における１１の構成要素全てに適用でき、光要素から放射された光Ｉ_ｏＬに基づいて検出器において受信された光の強度ｉ_ｄについての、１つの式に到達する。この１つの式（７）を以下に示す。式中、１０の光学的構成要素の各々は、血液層の構成要素（ｅ^{−αｂｄｂ}）を除き、数値参照を用いて表されている。

光路の静的構成要素は、時間に関して実質的に不変であるので、それらの寄与は一定であると考えることができる。そうすると、式（８）に示すように、エポキシ層、空隙、レンズ、およびチャンバ壁の全ての構成要素を表す１個の定数の値Ａを用いて式（７）を書き換えることができる。

しかも、発光要素によって放射される光の強度は、１つの測定値からその次の測定値まで一致するので、定数Ａは、放射された光の強度Ｉ_ｏＬと組み合わせて図（９）に示すような修正された光強度Ｉ_ｏＴになし得る。

このように、式（９）によって示されるように、光センサにおける受信信号の強度は、測定された血液の所定の厚さについての、血液の容積吸光係数（ｂｕｌｋｅｘｔｉｎｃｔｉｏｎｃｏｅｆｆｉｃｉｅｎｔ）α_ｂのみに基づいて変化し、Ｉ_ｏＴが既知である限り、計算することができる。

しかしながら、Ｉ_ｏＴを計算することは、発光要素４から光検出器８までの光路上に配置された光学的構成要素の各々の容積吸光係数に基づいているので、些末なことではない。発光要素４と光検出器８との間に配置される多くの構成要素を考慮すると、単に製作公差のみに基づくこれらの構成要素の各々における小さなばらつきであっても、１つの血液監視から次の血液監視までのＩ_ｏＴの値に不確実性をもたらす。これらのばらつきに対処するため、血液監視装置は、典型的に、血液バンクからの実際の人間の血液を使用して実験室において校正され、かつ検証されて、個別の特定の血液監視装置で使用するための適切な定数が決定される。このプロセスは長くて労力のかかる、高額なものであり、しかも、血液の入手が困難なこともあり得る。

本発明は、血液層に衝突する光の正確な強度値を得る必要性を回避する光学的血液監視システムおよびこれに対応する方法に向けられている。これは、異なる厚さの血液層（複数）を通る少なくとも２つの光学的測定を行うことと、各測定に同じ光源を使用することによって達成される。厚さの差異に起因して、これらの測定の各々は、式中の血液層の厚さと受信信号に使用する項が異なる、別々の式によって表され得る。ただし、血液層に衝突する光の強度とシステムにおける全ての光学的要素の容積吸光係数の両者を表す項は、血液は別として、両方のモデルにおいて同一である。この理由で、２つの式は、組み合わせることができ、冗長な項は既知の血液層の厚さとそれらに対応する２つの測定のみに基づいて、血液の容積吸光係数についての値を求めるために取り除くことができる。

実施態様において、本発明は、等しいが厚さの異なる血液層を通る２つの光路に沿って、光を投光する発光要素を用いる血液監視装置を提供する。各光路は、それぞれの血液層の厚さを通過した光の強度を測定するそれぞれの光センサに向けられている。好ましくは、２つの光路の位置は、発光要素からの印加光の強度が両光路に沿って同じであるように、定められる。その結果、血液監視装置の両光路内の他の構成要素が実質的に同一に構成されている限り、各光路に沿って血液層内に向けられている光の強度は、実質的に同一となる。光強度を受信するための構成要素は、感度が等しく、かつ、これらは、２つの光路の測定の各々について血液を通過した後の光の測定のために、それぞれ等しい光路に統合されている。この等価性は、以下に詳述するように、２つの測定を組み合わせたものを表す数学的モデルから、受信された光強度を表す構成要素を取り除くことを可能にする。

上述のように、厚さｄの血液の層を通過する光は、式（９）によって表し得る。よって、厚さｄ_ｂ１およびｄ_ｂ２の血液層を通過する２つの光路は、それぞれ式（９ａ）および式（９ｂ）によって表すことができ、測定された信号は、両者の血液層の厚さのみの差異に起因して異なる。

式（９ａ）を式（９ｂ）で割ることで、これらの式を組み合わせることができ、これにより、光の印加に関する項Ｉ_ｏＴが、分子と分母の両方に含まれ、したがって、式（１０）に示すように、取り除くことができる。

式（１０）の自然対数を取ることで、光の印加に関する項のための値を要求することなく、式（１１）に示すように、血液α_ｂの容積吸光係数を測定された信号とそれぞれの血液の厚さのみに基づいて隔離し決定することが可能になる。

式（１１）に基づいて、２つの測定された血液層の厚さの差異は、血液の容積吸光係数を決定するための重要な値であるということが分かる。したがって、厚さの差を実質的なものにしておくことが好ましい。好ましい実施態様において、第２の血液層の厚さは、第１の血液層の厚さの少なくとも２倍である。しかし、検出された光信号の数学的評価は、血液層の厚さに非常に敏感であり、それゆえ、厚さの差（ｄ_ｂ２−ｄ_ｂ１）は、注意深く考慮されなければならない。血液層の厚さの差が非常に小さいとき、チャンバの厚さの製造におけるほんのわずかな変化でも測定された値における有意なばらつきを生じうるので、製作公差の影響は甚大であり得る。他方で、血液層の厚さの差が増加するにつれて、検出された光の信号の強度（ｓｔｒｅｎｇｔｈ）が、もっとも広いギャップ（空隙）を有するチャネルにおいて指数関数的に小さくなり、これにより、受信（ｒｅｃｅｉｖｅｒ）システムの要求されるダイナミックレンジに起因して、測定が可能な血液の範囲を限定する。したがって、血液チャンバにおける厚さが大きいと、小さい信号を測定する限界に起因して、信頼性のないデータに帰結し得る。それゆえ、第１および第２の血液層の厚さが有意に異なることは有益である一方で、各層は、正確なデータを収集するために必要とされる、操作可能な寸法の比較的狭い範囲に収まっていなければならない。

２つの測定の上記の関係を有効に利用するために、血液ｅ^{−αｂｄｂ}および測定された光信号ｉ_ｄに対応する項を除く、式（７）からの全ての項は、２つの光路の各々について実質的に同一でなければならない。それゆえ、各光路に沿って放射されている光の強度と、光源と光センサとの間の全ての光学的構成要素（血液を除く）の厚さおよび容積吸光係数とが、両光路について実質的に同一であるべきである。

２つの光路の各々に沿う光強度は、両光路について既知の光パターンの単光源を使用することによって等しくすることができる。図５に示すように、図の発光ダイオードおよびレンズのような典型的な光源から照射されている光の強度は、光源から延びる中心軸に沿って最も強い。この軸から外れる角度では、光の強度は低下する。図５において、実線４２は、光源の中心までの角度を参照する、光源４０から照射されている光の極強度（ｐｏｌａｒｉｎｔｅｎｓｉｔｙ）を表している。光源からの任意の距離（Ｄｓ）において、中心軸に沿った最大強度が値１．０に正規化されている。図から分かるように、中心軸４４に沿った照射が最も強く、正規化された弧４２によってこの場所において指定される強度が１．０である。対照的に、正規化された光強度図上の点４５に対応する、光源から距離Ｄｓかつ中心照射軸４４から角度６０°において提供される光は、最大強度の半分であり、強度０．５に対応する。

図５が示す重要な側面は、照射軸の両側で一定の距離Ｄｓにおいて低下する光強度が示す対称性である。本発明の実施態様は、この等価性を利用して、この光学的システムにおいて使用されている両光路に沿う同一の光強度を提供する。具体的には、照射軸から同じ角度かつ照射源から同じ距離に配向されている２つの光路の各々に沿って光照射を提供するための単一光源を使用し得る。図５に示す光放射パターンに基づいて、上記の対称な光路を使用して、強度において信頼性をもって同一の光強度を提供する。この方法は、単に同じ光強度に定格されているに過ぎない２つの異なる光源を使用するよりも信頼性がずっと高く、さらに、別々の光源を使用するとすれば現実には避けられない、あらゆる強度の差異を計上するための、システムの校正も不要にする。さらに、単一光源の利用は、別々の光源が使用された場合に生じ得る、スペクトル差に関するいかなる問題も取り除く。

両光路に沿って全ての光学的構成要素について容積吸光係数を同一にするために、光学的血液監視装置は、異なる厚さの血液層を収容し、かつ２つの異なる光路に沿う光を受信する領域を有する、単一の血液チャンバを利用するように設計されている。２つの血液層の区画（ｓｅｃｔｉｏｎｓ）における違いは別にして、血液チャンバの構成要素は実質的に同一に作られており、両光路内における静的光学的構成要素の同一の容積吸光係数を保証する。

図６および図７は、本発明の実施態様に従う光学的血液監視装置１４を示す。血液監視装置１４は、光学的血液センサ３４と、血液チャンバ３２とを含む。光学センサアセンブリ３４は、２つの個別の光路に沿って血液チャンバ３２を通る光を提供する少なくとも１つの発光要素４を含む。典型的な実施態様において、光学的血液センサアセンブリ３４は、実際には、血流について血液チャンバの同一断面に配置されている複数の異なる光要素を含んでいてもよい。異なる発光要素は、これにより、異なる波長の光を放射するように構成され得、これは、光学的血液データの収集に有利である。しかしながら、本実施態様の重要な側面は、それぞれの波長の発光要素が、血液の測定をするための２つの異なる光路に沿って光を放射することである。

図６および図７に示すアセンブリ３４は、２つの顎部３８の間に配置される空洞３７において、血液チャンバ３２を受けるクランプまたはフレームとして構成されている筐体３５を含む。顎部３８は、血液チャンバ３２を定位置に固定するために互いに向かって傾きを持たせたり、あるいはチャンバ３２の周りでフィットして固定できるような任意の方法で構成され得る。

血液チャンバ３２がアセンブリ３４内に配置されているとき、発光要素４は、互いに対して斜めに配置されている第１および第２の光路５０、５２に沿って血液チャンバ３２を通る光を放射するよう構成されている。本明細書において、２つの要素または構成要素が、互いに対して「斜めに（ａｔａｎａｎｇｌｅ）」配置されているとの記述は、それらの構成要素が、一直線上にも平行にもないことを示している。したがって、「斜めに」との表現は、角度０度または１８０度を除外する。そのかわりに、本明細書において、２つの構成要素が互いに対して３度と１７７度の間で傾斜しているならば、それらの構成要素は、互いに対して「斜めに」配置されている。好ましくは、第１および第２の光路の特定の幾何学的関係は、実質的に同一の強度でこれらの光路に沿う光を提供するように規定される。光強度のこの類似性を達成するために、これらの２つの光路は、図５の光強度プロットに暗示されるように、軸５４から実質的に同一の角度βで、発光要素４の軸５４の両側に対称的に配置されていてもよい。光路５０、５２の各々は、アセンブリの筐体３５上に配置されるそれぞれの光センサ８に向けられている。図に示す実施態様において、発光要素４は、筐体３５の第１の顎部３８上に配置されており、センサ８は、血液チャンバ３２を含んでいる空洞３７の反対側にある、アセンブリ筐体の他方の顎部３８上に配置されている。

動作中、血液チャンバ３２は、光学的血液センサアセンブリ３４の空洞３７内に配置されて、発光要素４とセンサ８とを使用して分析される血流を受け取る。血液チャンバ３２は図８および図９に示されており、入口５８を通る血液で充填され、出口６８を通って排出される内部体積５６を含んでいる。内部体積５６は、要素４が発光しセンサ８が受信する光の、それぞれの光路５０、５２内の異なる厚さの第１および第２の血液層６０、６２を提供するように特に設計されている。血液層６０、６２は、血液チャンバ３２の本体６６の形状によって決定される、血液チャンバの内部体積６４の外形によって形成されている。具体的には、血液チャンバ３２は、内部体積５６内においてそれぞれの血液層６０、６２を提供する第１および第２の区画７０、７２を含む。

好ましくは、血液チャンバ３２の本体６６は、内部体積５６の形状と、それぞれの第１および第２の区画７０、７２の配向と厚さとを実質的に規定する、２つの向かい合う壁７４、７６を含む。壁７４、７６の各々は、光学的血液センサアセンブリ３２内で、アセンブリの顎部３８の１つに対応するように配向される。それゆえ、第１の壁７４は、発光要素４を組み込むアセンブリ３２の側に配置され、第２の壁７６は、センサ８を収納するアセンブリ３２の側に配置される。しかも、壁７４、７６は、それぞれ、血液チャンバ区画７０、７２の光入口側と光出口側とに境界を提供する。具体的には、第１の壁７４は、発光要素に近いチャンバの光入口側に配置されているが、これは、チャンバの第１の区画７０の部分を形成する第１の領域７４ａと、血液チャンバの第２の区画７２の部分を形成する第２の領域７４ｂとを含んでいる。同様に、第２の壁７６は、第１の区画７０の部分を規定する第１の領域７６ａと、血液チャンバの第２の区画７２の部分を規定する第２の領域７６ｂとを有している。

有利には、２つの壁７４、７６は、連続した１枚のものとして構成することができるので、これにより、各壁の組成と厚さは、第１の領域７４ａ、７６ａと第２の領域７４ｂ、７６ｂの両領域のそれぞれにおいて、確実に同じものとなり得る。しかも、各壁７４、７６のそれぞれの第１および第２の領域は、それぞれの第１および第２の光路５０、５２と、図７に示すように同じ角度で交差するように作ることができる。好ましくは、壁７４、７６の両方は、光路が両壁のそれぞれの領域と直交して交差するように成形される。本明細書において、用語「直交（ｏｒｔｈｏｇｏｎａｌ）」とは、ほぼ直角に交差することを意味し、例えば、８５°と９５°の間の角度を意味する。第１の光路と第１の領域の各々とが同一に交差し、かつ、第２の光路と第２の領域の各々とが同一に交差するために、各壁の第１の領域は、その壁の第２の領域に対して同一の角度γで配置されている。

血液チャンバ壁７４、７６の各々をその第１および第２の領域が同一の厚さと組成を有するように１枚のものとして作ることと、それぞれの領域を光路に対して同じ角度で配向させることとの結果として、血液チャンバの本体６６は、各光路５０、５２における光に対して、確実に実質的に同一の影響を有するように形成される。このため、血液層の厚さが血液チャンバの各区画７０、７２について異なる一方で、光路内に配置される、血液チャンバ本体の領域の光学的影響は、実質的に同一である。その結果、血液チャンバ自体の容積吸光係数は、各光路について同じである。

好ましくは、光学的血液センサアセンブリは、また、各光路５０、５２に沿う光に対して実質的に同一の影響を有するようにも構成される。これは、例えば、レンズ８０を光路の各々と同一の角度で交差する１枚のものとして作成する等、血液チャンバに適用したものと同一の原理を用いて達成し得る。同様に、光学センサ８は、好ましくは血液チャンバの第２の壁７６からそれぞれ同一の距離に配置され、それぞれ光路に対して同一の角度に配向されている。ここでもまた、各光路に沿う要素のこのような類似性によって、光学的血液監視装置が各光路に沿う光に対して同じ影響を及ぼすようにすることを可能にし、これにより、上述のように、対応する項を分析から取り除くことができるようになる。

動作中、光学的血液監視装置１４は、２つの光センサ８によって提供される信号に基いて、複数の血液パラメータを決定するために使用される。血液透析治療のために患者から取り除かれた血液は、患者に返血される前に血液監視装置１４を経由する。血液監視装置１４内で、血液は、第１および第２の血液層が形成されている、血液チャンバ３２の内部体積５６を通って送られる。少なくとも１つの発光要素４が、図１０に示すように、制御装置９０によって操作されて、第１および第２の血液層６０、６２の各々をそれぞれ通り抜ける２つの光路に沿って光信号を提供する。各光路に沿って投光された光は、その後各光路に配置されているそれぞれの光センサ８によって受信される。光センサの各々は、それぞれ対象とする層内の血液が光の強度に対して及ぼす影響を示す信号を生成する。信号は、上述のように、信号を評価して各波長における血液α_ｂの容積吸光係数を決定する制御装置９０に送られる。容積吸光係数α_ｂの比率と適切な波長とに基づいて、制御装置９０は、ヘマトクリット、推定ヘモグロビン、酸素飽和度、および血液量の変化等の様々な血液パラメータを決定することができ、そしてそれらが表示装置９２上に提示される。

本明細書において参照されている、刊行物、特許出願および特許を含む全ての参考文献は、参照することにより、それらの参考文献の各々が参照することにより組み込まれるべき旨の個別具体的な表示があるかのように、かつ、その全体が本明細書に規定されているかのように、本明細書に組み込まれる。

本発明を説明する文脈における（特に、以下の請求項の文脈における）用語「或る（ａ）」、「或る（ａｎ）」、「前記（ｔｈｅ）」および「少なくとも１つ（ａｔｌｅａｓｔｏｎｅ）」の使用は、本明細書に異なる記載がある場合または文脈に明らかに矛盾する場合でない限り、単数と複数の両方を包含すると解釈されるべきである。用語「少なくとも１つ（ａｔｌｅａｓｔｏｎｅ）」の使用とそれに続く１以上の項目（例えば、「ＡおよびＢの少なくとも１つ」）は、本明細書に異なる記載がある場合または文脈に明らかに矛盾する場合でない限り、列挙される項目から選択される１項目（ＡまたはＢ）、または２以上の列挙される項目の任意の組み合わせ（ＡおよびＢ）を意味すると解釈されるべきである。用語「含む、有する（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」、「有する（ｈａｖｉｎｇ）」、「含む（ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ）」および「含む（ｃｏｎｔａｉｎｉｎｇ）」は、別段の記載がない限り、例示列挙（即ち、「を含むが、これに限定されない」）を意味すると解釈されるべきである。本明細書において、値の範囲の記載は、本明細書に別段の記載がない限り、主にその範囲内に含まれる各個別の値を個別に参照する簡潔な方法として機能することのみが意図されており、各個別の値は、あたかも本明細書において個別に記載されているかのように明細書に組み込まれる。本明細書において記載される全ての方法は、本明細書において別段の記載がない限り、または文脈と明白に矛盾しない限り、任意の適切な順序において実施され得る。本明細書における、いかなる例示または例示的な文言（例えば、「のような、等の（ｓｕｃｈａｓ）」）の使用も、本発明をよりよく描写することのみが意図されており、請求項に別段の記載がない限り、本発明の技術的範囲に何らの限定も加えるものではない。明細書におけるいかなる文言も、特許請求されていない何らかの要素を本発明の実施に必須のものとして示すものと解釈されるべきではない。

この発明の好ましい実施態様は、本発明者らにとって既知の、本発明を実施するための最良の形態を含んで、本明細書において記載されている。それらの好ましい実施態様の変形は、上記の記載を読んだ当業者に明白となり得る。本発明者は、当業者が適宜そのような変形を用いることを期待し、かつ、本発明者は、本発明が、本明細書において具体的に記載されたものと異なって実施されることを意図している。したがって、この発明は、適用される法によって許容される通りに、本明細書に添付する特許請求の範囲に記載の主題の全ての修正物および均等物を含む。しかも、本明細書において別段の記載がない限り、または文脈と明白に矛盾しない限り、全ての可能なそれらの変形における、上記の要素の任意の組合せが本発明に包含される。
以下に、本願出願の当初の特許請求の範囲に記載された発明を付記する。
〔１〕
光学的に血液成分を監視する方法であって、該方法が、
第１および第２の血液層を光源のそれぞれ第１および第２の光路内に提供するように、かつ、前記第２の血液層が、前記第１の血液経路に沿う前記第１の血液層の厚さよりも実質的に大きい厚さを前記第２の光路に沿って有するように、血液チャンバの内部体積を血液で満たすことと、
前記第１および第２の光路に沿って、実質的に同一の強度の光を放射して、前記血液チャンバ内の前記第１および第２の血液層のそれぞれを前記光が通過するようにすることと、
前記第１および第２の光路にそれぞれ配置されている、第１および第２の光センサのそれぞれを用いて、前記第１および第２の血液層を通過する光を捕捉することと、
前記捕捉光を比較することと、
前記捕捉光から前記血液成分の特徴を決定することと
を有する前記方法。
〔２〕
前記比較することが、前記血液層の厚さの差に関して、前記血液層を通過している前記捕捉光の比率を評価することを含んでいる、〔１〕に記載の方法。
〔３〕
前記比較することが、前記捕捉光の強度に対する、前記第１および第２の光路に沿って配置されている少なくとも１つの光学的構成要素の影響を無視することを含んでいる、〔２〕に記載の方法。
〔４〕
前記血液成分が、ヘマトクリット値である、〔１〕に記載の方法。
〔５〕
前記ヘマトクリット値からヘモグロビン値を推定することをさらに含む、〔４〕に記載の方法。
〔６〕
前記血液成分が酸素である、〔１〕に記載の方法。
〔７〕
少なくとも１つの血液成分を監視するように動作可能である血液透析システムにおいて使用するための光学的血液監視装置であって、該光学的血液監視装置が、
血液チャンバであって、前記血液透析システムによって監視されるべき血液を受け取るための内部体積を規定する本体と、血液を前記内部体積に供給するための入口と、前記内部体積から血液を取り出すための出口とを有する前記血液チャンバと、
第１および第２の光路に沿って光を放射する光源を含む光学的血液センサアセンブリであって、前記第１の光路が前記血液チャンバを通って第１のセンサに延びており、かつ、第１の厚さを有する前記血液チャンバの前記内部体積の第１の区画を通過しており、かつ、前記第２の光路が前記血液チャンバを通って第２のセンサに延びており、かつ、第２の厚さを有する前記血液チャンバの前記内部体積の第２の区画を通過しているものであって、前記第２の厚さが前記第１の厚さよりも実質的に大きいものである、前記光学的血液センサアセンブリと
を有する光学的血液監視装置。
〔８〕
前記光源が、軸の周りに光を放射する光要素を含むものであって、
前記第１および第２の光路が、互いに対して斜めに配置されており、かつ、前記光要素の前記軸の周りに対称的に配置されており、これにより、前記第１の光路に沿って放射されている前記光の強度が、前記第２の光路に沿って放射される前記光の強度に実質的に等しくなっている
〔７〕に記載の光学的血液監視装置。
〔９〕
前記光源が、前記第１の光路と前記第２の光路とに沿って実質的に等しい強度の光を放射するための手段を含んでいる、〔７〕に記載の光学的血液監視装置。
〔１０〕
前記血液チャンバの前記内部体積の前記第１の区画が、前記血液チャンバ本体の第１の壁と第２の壁との間に配置されており、前記第１および第２の壁の各々が、前記第１の光路と直角に交差する領域を有するものであり、かつ
前記血液チャンバの前記内部体積の前記第２の区画が、前記第１の壁と前記第２の壁との間に配置され、かつ、前記第１および第２の壁の各々が、前記第２の光路に直角に交差する領域を有するものである
〔７〕に記載の光学的血液監視装置。
〔１１〕
少なくとも１つの血液成分を監視するように動作可能である血液透析システムにおいて使用するための血液チャンバであって、該血液チャンバが、
前記血液透析システムによって監視されるべき血液を受け取るための内部体積を規定する本体を含むものであって、前記本体が、
前記血液を光学的に監視するために光を受信するよう構成されている前記本体の光入口側に配置されている、第１の壁と、
前記本体の光出口側に配置され、そこから前記光が光センサに伝達されるものである、第２の壁とを有し、かつ、
前記血液チャンバが、
前記内部体積に血液を供給するための入口と、
前記内部体積から血液を取り出すための出口と、
前記本体を貫通して延びる第１の光路であって、該第１の光路が、前記第１の壁の領域を直角に横切り、前記第１の壁から前記第２の壁に延びる第１の厚さを有する前記内部体積の区画を通過し、かつ、前記第２の壁の区画を直角に横切るものである、前記第１の光路と、
前記本体を貫通して延びる第２の光路であって、該第２の光路が、前記第１の壁の他の領域を直角に横切り、前記第１の壁から前記第２の壁に延びる第２の厚さを有する前記内部体積の区画を通過し、かつ、前記第２の壁の他の領域を直角に横切っている前記第２の光路とを有するものであって、前記第２の厚さが、前記第１の厚さよりも実質的に大きく、かつ、前記第１および第２の光路が斜めに配置されている
血液チャンバ。
〔１２〕
前記第１の光路によって横切られる前記第１の壁の前記領域が、前記第２の光路によって横切られる前記第１の壁の前記領域と等しい厚さを有する、〔１１〕に記載の血液チャンバ。
〔１３〕
前記第１の光路によって横切られる前記第２の壁の前記領域が、前記第２の光路によって横切られる前記第２の壁の前記領域と等しい厚さを有する、〔１１〕に記載の血液チャンバ。
〔１４〕
前記第１の光路によって横切られる前記第１の壁の前記領域が、前記第２の光路によって横切られる前記第１の壁の前記領域に対して、規定された角度γにて配置されており、かつ、
前記第１の光路によって横切られる前記第２の壁の前記領域が、前記第２の光路によって横切られる前記第２の壁の前記領域に対して、角度γにて配置されているものである〔１１〕に記載の血液チャンバ。

Claims

光学的に血液を監視する方法であって、該方法が、
血液監視システムの光源によって、血液チャンバを通って光を放射することと、ここにおいて、血液チャンバの内部体積は血液を含み、
前記血液監視システムの第１の検出器によって、前記光源から放射される光の第１の光路に対応する光の強度を検出することと、ここにおいて、前記第１の光路は、前記血液チャンバの第１の壁を通る第１の経路と、前記血液チャンバ内の血液を通る第１の経路と、前記血液チャンバの第２の壁を通る第１の経路を横切り、前記第１の光路は前記血液チャンバの両側に１または複数の空隙を含み、
前記血液監視システムの第２の検出器によって、前記光源から放射される光の第２の光路に対応する光の強度を検出することと、ここにおいて、前記第２の光路は、前記血液チャンバの前記第１の壁を通る第２の経路と、前記血液チャンバ内の血液を通る第２の経路と、前記血液チャンバの前記第２の壁を通る第２の経路を横切り、前記第２の光路は前記血液チャンバの両側に１または複数の空隙を含み、ここにおいて、前記血液チャンバの前記第１の壁を通る前記第１および第２の経路は同じ長さを有し、前記血液チャンバの前記第２の壁を通る前記第１および第２の経路は同じ長さを有し、前記血液チャンバの血液を通る前記第１および第２の経路は異なる長さを有し、前記第１の光路についての前記１または複数の空隙の全長は前記第２の光路についての前記１または複数の空隙の全長と等しく、
前記血液チャンバ内の血液を通る前記第１および第２の経路以外に、前記第１および第２の光路に沿った要素によってもたらされる前記放射された光への影響を取り除くため、前記血液監視システムの処理システムによって、前記第１の検出器によって検出された前記光の強度と前記第２の検出器によって検出された前記光の強度を比較することと、および、
前記血液監視システムの前記処理システムによって、前記第１の検出器によって検出された前記光の強度と前記第２の検出器によって検出された前記光の強度の前記比較に基づいて、前記血液チャンバ内の前記血液の特徴を決定することと、
を備える方法。
前記第１の検出器によって検出された前記光の強度と前記第２の検出器によって検出された前記光の強度を比較することが、前記第１の検出器によって検出された前記光の強度と前記第２の検出器によって検出された前記光の強度の比率を評価することを含む、請求項１に記載の方法。
前記第１の検出器によって検出された前記光の強度と前記第２の検出器によって検出された前記光の強度を比較することが、前記血液チャンバ内の前記血液の容積吸光係数を決定することを含む、請求項２に記載の方法。
前記血液チャンバ内の前記血液の前記決定された特徴は、ヘマトクリット値である、請求項１に記載の方法。
前記ヘマトクリット値からヘモグロビン値を推定することをさらに含む、請求項４に記載の方法。
前記血液チャンバ内の前記血液の前記決定された特徴は酸素飽和値である、請求項１に記載の方法。
光学的血液監視装置であって、第１の壁、第２の壁および血液を受け取るための内部体積、血液を前記内部体積に供給するための入口と、前記内部体積から血液を取り出すための出口とを含む血液チャンバと、
前記血液チャンバを通る光を放射するように構成された光源と、
前記光源から放射される光の第１の光路に対応する光の強度を検出するように構成された第１の検出器と、ここにおいて、前記第１の光路は、前記血液チャンバの第１の壁を通る第１の経路と、前記血液チャンバ内の血液を通る第１の経路と、前記血液チャンバの第２の壁を通る第１の経路を横切り、前記第１の光路は前記血液チャンバの両側に１または複数の空隙を含み、
前記光源から放射される光の第２の光路に対応する光の強度を検出するように構成された第２の検出器と、ここにおいて、前記第２の光路は、前記血液チャンバの前記第１の壁を通る第２の経路と、前記血液チャンバ内の血液を通る第２の経路と、前記血液チャンバの前記第２の壁を通る第２の経路を横切り、前記第２の光路は前記血液チャンバの両側に１または複数の空隙を含み、ここにおいて、前記血液チャンバの前記第１の壁を通る前記第１および第２の経路は同じ長さを有し、前記血液チャンバの前記第２の壁を通る前記第１および第２の経路は同じ長さを有し、前記血液チャンバの血液を通る前記第１および第２の経路は異なる長さを有し、前記第１の光路についての前記１または複数の空隙の全長は前記第２の光路についての前記１または複数の空隙の全長と等しく、
前記血液チャンバ内の血液を通る前記第１および第２の経路以外に、前記第１および第２の光路に沿った要素によってもたらされる前記放射された光への影響を取り除くため、前記第１の検出器によって検出された前記光の強度と前記第２の検出器によって検出された前記光の強度を比較し、および、前記第１の検出器によって検出された前記光の強度と前記第２の検出器によって検出された前記光の強度の前記比較に基づいて、前記血液チャンバ内の前記血液の特徴を決定するように構成された処理システムと、
を備える光学的血液監視装置。
前記第１および第２の光路が、互いに対して斜めに配置されており、かつ、前記光源の軸の周りに対称的に配置されており、これにより、前記第１の光路について放射されている前記光の初期の強度が、前記第２の光路について放射される前記光の初期の強度に実質的に等しくなっている
請求項７に記載の光学的血液監視装置。
前記光源が、前記第１の光路と前記第２の光路とについて実質的に等しい強度の光を放射するように構成されている、請求項７に記載の光学的血液監視装置。
前記血液チャンバの前記第１の壁を通る前記第１の経路は前記血液チャンバの前記第１の壁に対して直交し、前記血液チャンバの前記第２の壁を通る前記第１の経路は前記血液チャンバの前記第２の壁に対して直行し、前記血液チャンバの前記第１の壁を通る前記第２の経路は前記血液チャンバの前記第１の壁に対して直交し、および、前記血液チャンバの前記第２の壁を通る前記第２の経路は前記血液チャンバの前記第２の壁に対して直交する、
請求項７に記載の光学的血液監視装置。
前記第１の検出器によって検出された前記光の強度と前記第２の検出器によって検出された前記光の強度を比較することが、前記第１の検出器によって検出された前記光の強度と前記第２の検出器によって検出された前記光の強度の比率を評価することを含む、
請求項７に記載の光学的血液監視装置。
前記第１の検出器によって検出された前記光の強度と前記第２の検出器によって検出された前記光の強度を比較することが、前記血液チャンバ内の前記血液の容積吸光係数を決定することを含む、
請求項７に記載の光学的血液監視装置。
前記血液チャンバ内の前記血液の前記決定された特徴は、ヘマトクリット値である、請求項７に記載の光学的血液監視装置。
前記ヘマトクリット値からヘモグロビン値を推定することをさらに含む、
請求項１３に記載の光学的血液監視装置。
前記血液チャンバ内の前記血液の前記決定された特徴は酸素飽和値である、
請求項７に記載の光学的血液監視装置。