JPH09500721A - 血液成分監視用の使い捨て式有形導管 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 脈動する血液流が通過するキュベット（１９）。キュベット（１０）は、血液流の脈動につれて変化する所定の分割間隔で互いに離間された二つの対向壁を有する。密封されたエアポケットにより所定の分割間隔の変化が減衰される。導管は選択された電磁放射光の波長を透過させる素材で構成される。放射は光電子放射器（１２２）によって行われ、放射光およびキュベット通過後の放射光が光電検知器（１０４）によって検知される。検知された放射量は演算装置（１５０）により演算され、演算装置は血液成分濃度を求めるのに分光測光技術を用いる。透析を受ける患者の血液のヘマトクリット値変化を求めるのにキュベット（１０）と分光測光技術の双方を血液透析中に利用し、透析中の患者の血液量変化を減少させることが望ましい。

Description

【発明の詳細な説明】 血液成分監視用の使い捨て式有形導管 発明の背景 １．発明の分野 本発明は脈動する流体内の所望の生物学的成分の濃度値を導き出す装置および システム、とくに血液透析環境において脈動する血液に関するこれらの値の導出 に係る。 ２．発明の背景 腎臓は脊椎の両側に位置する。健全な患者の場合、腎臓は赤血球を生成して血 液の中身を制御する機能を果たす。腎臓はまた、他の組織に影響を与えかつ成長 を制御するホルモンを生成する。適正に機能している場合、腎臓は余剰な流体お よびタキシンを除去することにより血液を浄化する手段として作用する。腎臓各 々のフィルター作用は部分的に腎臓内の数百万のネフロンにより果たされる。ネ フロンは小さな血管で構成されたフィルターの単一体である。これらの各血管は 糸球体と呼ばれる。毎日、およそ２００クォーターの血液および流体が腎臓にて 処理される。また腎臓は約２クォーターの水および有毒化学物質を除去し、尿と して膀胱に送り、排尿によって排除する。 腎臓の機能が標準以下の患者に対して、ふつう適正に機能する腎臓によって果 たされる血液浄化機能を代行するための透析を行う場合がある。透析は腎臓の血 液浄化機能を代行する処理である。定型化したものとして利用されている透析処 理は５０数年前に発明され、１９６０年代に一般的に使用できるものとして完成 されたものである。血液透析に関する検討および説明については第１図を参照さ れたい。第１図は本発明の好適な実施例を示す図であり、一般的な血液透析環境 においてすでに典型的なものとなっている公知の構成要素をいくつか示したもの である。ここで、一般的な血液透析環境および典型的な構成要素について以下に 説明する。 血液透析においては、例えば第１図に入力カテーテル１２２として示す吸入カ テーテル手段により、患者２００から血液が採取される。入力カテーテル１２２ は位置１８０にて患者２００の静脈に挿入され、血液から不純物をろ過する血液 フィルターの上流側の血液通路を形成するものである。血液フィルターは透析器 １３０と呼ばれる。不浄な血液は患者２００の動脈から、例えばポンプ１４０な どのポンプ手段へ流れる。血液が、ポンプ１４０から透析器１３０へ流れる。透 析器１３０は入力ポート２３０および出力ポート２４０を有する。ポンプ１４０ は不浄な血液を患者２００から透析器１３０を介して入力ポート２３０へ、また 出力ポート２４０においては透析器１３０から送り出す機能を有する。 詳しくいえば、入力カテーテル１２２内の不浄な血液が透析器１３０の入力ポ ート２３０に移される。血液は、透析器１３０を通過して浄化された後、構成要 素３００におけるヘパリン滴下などの処理によってさらに処理される。清浄とな った血液は、透析処理後、例えば出力カテーテル１２４などの出力カテーテル手 段を介して、患者２００へ戻される。同じく位置１８０にて患者２００の静脈に 挿入された出力カテーテル１２４は、透析器１３０から出力される血液を患者２ ００へ戻す透析器１３０の下流側の血液通路を形成する。 上述のように、血液透析処理においては患者２００の血液を浄化するために血 液フィルターあるいは透析器１３０を用いる。血液は、透析器１３０を通過する 際、不浄な血液に対して膜通路として作用するストロー状の管（図示せず）を通 る。このストロー状の管が、拡散処理によって毒物および余剰流体を除去する。 余剰流体の例として水、また不浄な血液中の毒物の例として血液尿素ニトローゲ ン（ＢＵＮ）およびカリウムが挙げられる。 余剰流体および毒物は、化学物質と水の溶液である清浄な透析流体によって除 去される。清浄な透析物が連結された制御装置およびタンク１７０から入力管２ １０を通って透析器１３０に進入する。透析物が透析器１３０に流れ込むと、透 析器１３０内でストロー状の管が透析物に囲まれる。清浄な透析物が、ストロー 状の管を通過する余剰な流体および毒物を拡散により取り出し、余剰な透析物お よび毒物を透析物とともに出力管２２０を介して透析器１３０から送り返すこと により、血液は浄化される。浄化後、出力管２２０から排出される透析物は廃棄 すればよい。 約言すれば、不浄な血液が患者２００の動脈からポンプ１４０さらに透析器１ ３０へ流れる。また不浄な血液は入力カテーテル１２２から透析器１３０に流れ 込み、清浄な血液が透析器１３０から出力カテーテル１２４を介して患者２００ に戻される。 血液透析は余剰な流体を患者の血液から取り除くものであり、血液循環に急激 な変化を与えるために身体の流体バランスに深刻な衝撃を与える。流体の除去率 が身体のプラズマ補充率よりも速い場合、脈管内の血液量が減少する。その結果 生じる流体の不均衡は、透析処理中や処理後に患者の経験する低血圧、意識喪失 、頭痛、嘔吐、めまい、痙攣などの併発症を伴っていた。血液透析処理の２５％ において発生している低血圧および臨床症状により、透析によって生じる低血液 量症状は今なお大きな併発症の一つとなっている。 透析患者の多くは、腎臓病の最終段階における二次影響により循環反応を悪く している。静脈量の消耗による血圧補整機構の機能障害は、透析を起因とする低 血圧症状の主因の一つであると考えられてきた。 透析に起因する低血圧の発生を減少させるために、循環血液量の継続的な測定 は、透析療法の管理を最適化し、流体バランスを制御し、定量ベースにおける患 者の乾燥体重目標を達成する助けとなる。量的な制御は、限外ろ過によって除去 される流体量の正確な測定を行うものであるが、身体のプラズマ補充機構が実際 の流体除去にどのように反応するのかについて示唆するものではない。食物や水 の摂取や環境変化などの要因が、透析中の血液循環量に大きく影響を及ぼしてい る。 ヘマトクリット値は血液量変化を示唆するものである。全血液中の赤血球の数 が透析によって大きく変わることはなく、また赤血球の平均的な小体の量は一定 に維持される。したがって血液量の変化はヘマトクリット値の変化に反比例する 。このため、患者の血液量変化は透析処方中においてつねに等式１のように定義 される。 ここで ＢＶfinal＝最終血液量 ＢＶinitial＝初期血液量 ＨＣＴfinal＝最終ヘマトクリット値 しかしながら臨床の設定を行う際には、血液量変化の百分率を等式２のように 決めるほうがより便利である。 ここで ＢＶf＝最終血液量 ＢＶi＝初期血液量 ＨＣＴi＝初期ヘマトクリット値 ＨＣＴf＝最終ヘマトクリット値 ヘマトクリット値の変化を透析中の実際の血液量変化の尺度として利用する方 法は公知である。しかしながら、ヘマトクリット値変化と血液量変化の関係を利 用可能にするには、血液透析処置の全体を通してヘマトクリット値を正確かつ継 続的にリアルタイムで監視せねばならない。手の込んだ技術手段によって精度を 得ることはできるが、臨床において実践的なものとするには、リアルタイムのヘ マトクリット値および血液量の監視は簡単に行えるものでなければならず、また 看護婦の時間を節約し、健康を害することなく作動し、費用面においても正当な ものでなければならない。 血管内の血液量変化を監視するために用いられている種々の技術においては、 ヘマトクリット値の関数である極限ろ過に、ミクロ遠心分離、導電性、測光など を利用している。 ミクロ遠心分離の場合、ヘマトクリット値の測定のためにミクロ遠心分離機が 用いられる。この処理は、測定のあいだに経過する時間量、読み取りおよびサン プリング誤差、赤血球列内で捉えたプラズマを適切に補整する必要性などの面か ら、リアルタイムで血液量変化を監視するのに適切ではない。したがって、患者 の血液サンプルを遠心分離するという時間ベース労働としての性質が強いため、 大規模な臨床用としてこの技術はまったく不適当であり、実践不可能かつ費用の かさむものとなる。 リアルタイムのヘマトクリット情報を得る試みとして導電性測定が利用されて いる。しかしながら、伝導度滴定は逆に異常な電解質、抗凝固剤、蛋白質などの 濃度の影響を受けるものであるにもかかわらず、これらはすべて透析患者に広く 処方されている。このため、この特別な技術は深刻な技術的誤差を伴うものとな る。 光学的技術は一般に上述した問題による影響を受けないが、他の不安定性要素 の影響を受けやすい。これらの要素は例えば室内光の変化、管加工物、血液流量 変化、直列圧力、酸素飽和などである。くわえて、光学的技術に用いられる光源 については頻繁な検度が必要となる。 発明の概要 実施例を挙げて広範に説明を行う本発明によれば、本発明は装置および装置を 組み込んだシステムに関わるものである。装置とは流体が脈動して通過する使い 捨て式の有形キュベットである。 本キュベットは第一流体導管と称する流入口および第三流体導管と称する流出 口を有する。流入口と流出口の間に第二流体導管と称する導管が設けられ、流入 口と流出口に連通している。 この導管は二つの対向壁を有し、その間に所定の分割間隔が存在する。この二 つの対向壁は、少なくとも導管を通過する流体をいくらか圧迫する。また導管は 変換器手段を有し、この手段は対向壁の一方に配置される。変換器手段は、脈動 流体の圧力脈動に応じて対向壁どうしの間の所定分割間隔を変化させる。 導管は、導管内を流れる脈動流体に接して、導管内の脈動流体の脈によって弾 力変動を生じる手段を有するものであってもよい。弾力変動は、導管内を流れる 脈動流体の全体的な移動方向に対して本質的に直角あるいは垂直な方向に生じる 。変動手段の弾力的性質により、変動後に変動手段が元の位置へ戻るようになる 。 第二流体導管と称する導管は、電磁放射のうち少なくとも二つ、好ましくは四 つの所定波長の内部伝導を許容する素材で構成されている。用いられる素材は、 キュベットが使用後の廃棄および製造のいずれにおいても経済的となるよう低価 格であることが好ましい。 ここで「流体」という用語は選択的に液体あるいは気体状の物質を意味する。 また「脈動」とは圧力下を流れる流体のリズミカルあるいは周期的な変動あるい は圧力増加を意味する。 このキュベットを組み込んだシステムは、特定あるいは所望の生物学的成分の 濃度を監視するために設計されている。脈動流体は患者の血液であれば好ましく 、また監視される生物学的成分の濃度はヘマトクリット値として表される赤血球 濃度であることが好ましい。成分濃度監視を行うシステムとしては、血液透析処 理中の血液量変化を引き出すための手段として、血液浄化処理の前後でヘマトク リット値を監視する血液透析システムが好ましい。 成分濃度監視計算は１９９３年４月１２日に提出された「ＳＹＳＴＥＭ ＡＮ Ｄ ＭＥＴＨＯＤ ＦＯＲ ＮＯＮＩＮＶＡＳＩＶＥ ＨＥＭＡＴＯＣＲＩＴ ＭＯＮＩＴＯＲＩＮＧ」と称するＰＣＴ特許整理番号ＰＣＴ／ＵＳ９３／０３４ ２７に開示された技術を用いて行われるが、以下において同技術を編入技術と称 する。 健康を害することのない差動式レシオメトリック分光測光として知られる編入 技術について以下に説明する。生物組織を通過する入射放射光は、血液、組織、 細胞組織間流体区画を通過するものと想定する。このような生物組織によって弱 まった光はビール‐ランバート等式の変形によって表すことができる。 等式（２）は次のように表すことができる。 ここでε_b、ε_t、ε_iをそれぞれ血液内の弾性係数、組織、細胞組織間流体区画 とし、Ｘ_aおよびＸ_vを動脈および静脈の血液濃度（Ｘ_b＝Ｘ_a＋Ｘ_v）、Ｘ_tを組織 吸収体の濃度、Ｘ_iを細胞組織間流体区画内の水および溶解物の相対濃度とし、 ｄを内部センサーの離間、そしてＧを幾何学的相対配置とする。 血液層が脈動するにつれ、濃度の項が変化する。項ｄは装置の幾何学的配置に より固定できる。時間に関する等式（２）の部分導関数を導き、等式（２）を除 算して以下が得られる。 Ｘ＝Ｘ／ｔおよびＧ＝Ｇ／ｔを用いることにおり、上式を各要素および波長にて 単純化して以下を得て、さらに等式（４）が得られる。 Ｘ_tおよびＧの脈動時間間隔における変化は重要でないものと想定すると、Ｇ＝ ０およびＸ_t＝０となり、等式（４）は次のように単純化される。 Ｘ_aおよびＸ_i間の移動を試して、静脈部分の反応性質を示すＸ_v＝−Ｋ_VＸ_aとな るように比例定数Ｋ_vを設定して、上述した式を以下のように減算する。 Ｘ_aおよびＸ_iは波長（λ）に依存しないので、異なる波長におけるＶ_λの値を別 々に減算して、ε_iＸ_i情報のみを含むヘマトクリット独立項を作成する。項Ｖ_{80 5} ／Ｖ₁₃₁₀はヘマトクリット値の相対的な変化に関する利用可能な情報を提供す るものであるが、ε_iＸ_i項が周知であるか打ち消されるかのいずれかでな い限り、単純なＶ₈₀₅／Ｖ₁₃₁₀比はヘマトクリット値の決定に十分なほど精確で はないと考えるべきである。例えば、ε₁₈₀₅が極端に小さいためにε_iＸ₁₈₀₅項 を無視できる一方、ε_iＸ_i1310は血液自体のε_b1310の値の約２０％から５０％ であるため、精度に影響を与えずに無視することはできない。 第１５図から１９図はλ＝８０５ｎｍおよびλ＝９７０ｎｍにおけるＶ_λの直 線上の組み合わせがＨｃｔ値の範囲についてほぼ一定の値をとることを示唆して いる。弾性係数ε₁₈₀₅およびε₁₉₇₀は周知であるか、あるいは経験的に決定でき るので、精確な比例定数Ｒ₁は以下を満足するものとなる。 この修正項は第二比例定数Ｒ₂（ここでＲ₂は実質的にε_i1310／ε_i970に等しい ）とともに、Ｖ₁₃₁₀項に適用して確実にε_i1310Ｘ_i感度を取り除くことができ、 したがって以下が得られる。 この修正された項はＶ₈₀₅とともにレシオメーター的に用いて（１−Ｋ）を取り 除き、等式（９）として以下に示し、第１６図にグラフ化した純粋な弾性係数の 比率を残すことができる。 以下の想定および要項はヘマトクリット値の決定に不可欠なものとして考えら れたい （ただし脈動酸素濃度計の場合、これらの要項の重要度は同じではない）。 Ａ．波長λ＝８０５ｎｍとλ＝１３１０ｎｍはほとんど類似したものであるが 、各波長におけるヘマトクリット値に対する実際のε関数は他方とは異なる曲率 、偏り、直線性あるいは徴候を有するヘマトクリット情報を保持するものでなけ れ ばならない。第１５図を参照されたい。ヘマトクリット値に対する関数ε_λの差 異が十分でない場合、比率ε_bλ1／ε_bλ2はヘマトクリット情報を保持しない。 第２０Ａおよび２０Ｂ図ならびに第２１Ａおよび２１Ｂ図を参照されたい。前述 の検討においてはλ＝８０５ｎｍおよびλ＝１３１０ｎｍという類似した波長を 参照したが、例えばλ＝５７０ｎｍ、λ＝５８９ｎｍ、λ＝１５５０ｎｍなど他 の類似した波長も利用できるものと考えられる。 Ｂ．さらに、光学経路の長さｄがほぼ同じになるよう、互いに十分に近い波長 を選択するべきである。長い波長は散乱Ｓに対して感度が低いため好ましい。 Ｃ．エミッターと感知器の幾何学的あるいは空間的関係は重要である。例えば 、耳たぶ測定装置において垂直に整列されたエミッターを用いると、最上段のエ ミッターは下側のエミッターより多量の血液組織を照射する場合がある。もし感 知器を一つしか使わなければ、各波長におけるＸｂに相違が生じる。さらに、感 知器およびエミッターの間の組織に加えられる圧力は小動脈および毛細血管の応 動に影響を与えるため、感知器およびエミッターの空間分割間隔距離はきわめて 重要である。これにより、圧力（あるいは距離）変化にしたがってＸが変化する ことになる。このＸの変化はＶ_λ関数を変調する。このため、耳たぶ、指先、あ るいは身体部分に加わる圧力がＶ_λ関数を変化させないように感知器およびエミ ッターの分割間隔距離は設定せねばならない。この感知器の分割間隔は経験的に より決定されるもので、４０ｎｍＨｇより少ない壁通過圧力を発生すべきもので ある。 一つの感知器に対するエミッターの水平配列は、エミッターおよび感知器が同 一領域Ｘ_λ１およびＸ_λ2に対して照射および検知を行うよう構成することがで きる。重要なのは、項ｄすなわち感知器およびエミッター間の分離は、感知器お よびエミッター間の角度の余弦に対応する分だけλ₁およびλ₂の間で異なること である。このため、通常とは異なる不整列状態が起こった場合、項ｄは等式（９ ）を導くように相殺されない。 エミッターすべて（６８０、８０５、９５０、１３１０ｎｍ）が同一基板上に 配置されるのが好ましい構成である。これはエミッターが本質的に同一のＸ_b領 域を照射するからである。 Ｄ．反射率分光測光を行う場合、感知器および各エミッター用のアパーチャが 必要となる。また、第一層の組織の反射率Ｒ_t（上皮の無血液層）がさらに多重 散乱効果を誇張することのないよう、すなわち測定された総反射率Ｒが上皮層の 反射率に関する議事情報を含むよう、感知器とエミッターの分割が求められる。 ここで Ｒは総反射率、Ｒ_tは第一組織上皮層による反射率である。Ｒ_bは血液層による反 射率、またＴ_tは第一組織層の伝導率である。 Ｒ₁およびＲ_bを記した反射率の等式は、感知器が検知する後方散乱光をすべて 加算したものでなければならない。 等式（９）は健康に害のないヘマトクリット装置の理論を表したものであり、 四つの想定（Ａ−Ｄ）はヘマトクリット装置を繰り返し正確に機能させるのに重 要である。 ＡからＤが適切に設定されたものと想定すると、等式（９）は以下のようにな る。 ここでｓは散乱定数、ｋは吸収定数を表し、全血液において以下を満たすもので ある。 ここでσ_sは散乱断面、σ_aは吸収断面である。 以上から、弾力係数εは通常では純粋溶液内で決定される吸収係数ｋの単純関 数ではないことがわかる。寧ろ、弾力係数は拡散あるいは散乱項ｓを含めたもの であり、ｓは例えば全血液および組織などのように不純溶液媒体において考慮さ れねばならない。 最後に（１４）および（１５）を（１３）に代入して以下を得る。 したがって比率ελ₁／ελ₂はヘマトクリット値の関数である。第１６図から 、参照表あるいは多重項式曲線に合致する等式が得られ、最終的に表示されるヘ マトクリット値の結果に利用される。実際のヘマトクリット値がわかれば、ヘマ トクリット値に依存しない酸素飽和値が得られている場合には、ε比率を得るの に６６０ナノメートルの波長を選択できることが簡単にわかる（第１４図）。例 えば、等式（１６）は以下のようになる。 等式（１７）はヘマトクリット値および酸素飽和度の相互依存性を示す。 第１８図はヘマトクリットに依存しない血液飽和装置の必要性をグラフに示し たものである。ヘマトクリット値あるいは百分率酸素飽和度が減少するにつれ、 酸素飽和度の誤差は臨床使用の許容範囲を越えるものとなる。例えば、呼吸器障 害のある患者（酸素飽和度が低い）でヘマトクリット値の低い（約２０％の）患 者などは滅多にいない。したがって、臨床医師はより精確な酸素飽和値をひたす ら必要とする。 ヘマトクリット値と酸素飽和値がわかれば、酸素含有量の演算は些細なことで あり、直接表示することもできる（従来は継続的なリアルタイムの健康に害のな い結果値として臨床医師が得ることのできなかった値である）。 ここでＫは経験的に決定される定数である。 等式（１６）と（９）を参照して、演算装置はタイラー展開近似法を対数に使 用するのが適切かどうかについて決定せねばならない。このアルゴリズムは、平 均化および読み取りアルゴリズムの決定を評価するものとしてソフトウェアに保 存できる。タイラー近似法はＩ／ｔ値が小さいときにのみ有効である。 上述した技術は、得られたヘマトクリット値が酸素飽和の干渉を受けないよう 、すなわち独立して決定されるヘマトクリット値となるように類似波長が選択さ れた場合における条件と等式を述べたものである。 しかしながら、１５５０ｎｍでは等式（１３）においてλ₂（参照波長）を選 択することもできる。９００から２０００ｎｍの放射領域において、血液吸収係 数はヘマトクリット値および水に左右されるが、８０５ｎｍでは血液吸収係数は ヘマトクリット値のみに依存する。このため、６６０、８０５、１５５０の波長 を組み合わせて利用するのは、ヘマトクリット値（ε₈₀₅／ε₁₅₅₀）および酸素 飽和値（ε₆₆₀／ε₈₀₅）を決定する技術を与えるものとなる。 本発明は、分光測光技術を用いることのできる電磁分光であればどのような範 疇においても、他の成分（ぶどう糖やコレステロールなどを含むが、これらに限 定されない）の決定に適用できる。 導入技術に開示されている継続的な濃度計算は、多重波長の光を有形の血液導 管あるいは患者の身体部分に通すことにより得られたデータに基づいて行われる 。また各手段についても、これら多重波長の光を発射および検知する導入技術ま た種々の検知光強度を分析する導入技術により開示および提供されている。光を 感知および放射するための空間的な構成については、導入技術によって得られる 信号およびデータの反復性が最適となるよう詳細を決定する。最後に、検知した 信 号を様々な方法で保存、操作、表示、印刷することのできる記憶および計算手段 が具備される。導入技術により、エンドユーザー、看護婦、臨床医、患者は、ヘ マトクリット値、酸素飽和値、あるいは酸素含有値など所望の生物学的成分の濃 度値を、リアルタイムでデジタル値として表示することで確定できるようになる 。 本発明の装置は腎臓透析の分野に利用されるのが好ましく、血液が有形の管に 内包されるような心臓血管の外科治療あるいは他の医療分野も利用することがで きる。これらの環境において、本発明により血液のヘマトクリット値、血液酸素 飽和値、血液酸素含有値、血液量変化などを求めることができる。これらの値を 求める際には、健康を害することなく求められる沈殿した血液サンプルを必要と することはない。このような場合において、ヘマトクリット値の算出により、患 者の灌流あるいは心機能の状態に依存することなく、患者のヘマトクリット値の 決定を反復的かつ信頼性のある方法で健康を害することなく継続的に行うことが できる。 簡単な図面の説明 上述した本発明の効果および他の効果を得る方法をより深く理解するため、添 付図面に示す特定の実施例を参照して本発明のさらに詳しい説明を行う。これら の図面は本発明の典型的な実施例を示すものであり、したがって本発明の範囲を 限定するものではない旨を理解した上で、現時点で本発明を実現し利用する最良 の態様を具体的かつ詳細に添付図面を用いて説明する。添付図面は以下のとおり である。 第１図は血液透析処置を受けている患者の環境を示した図であり、分光測光部 品を有する一対のキュベットを含む、現時点における本発明の好適な実施例によ る原則を適用したシステムを示す。 第２図は第１図に示したキュベットを拡大して示した斜視図である。 第３図は第２図の各部を切り離して示した斜視図である。 第４図は第３図のキュベットの展開図である。 第５図は第３図の直線５−５に添った断面図である。 第６図は第３図の直線６−６に添った断面図であり、キュベット内の流体流路 を示す。 第７図は第３図の直線７−７に添った断面図である。 第８図は第２図の直線８−８にそった断面図であり、キュベット内の可焼壁に 向けられた四つの波長による放射を示す。 第９図は第３図のキュベットの他の実施例を示した展開図である。 第１０図は第２図の直線８−８に添ってキュベットの同実施例を示した断面図 であり、キュベット内の可焼シリコン膜に向けられた四つの波長による放射を示 す。 第１１図は比率ε_b1／ε_b2対ヘマトクリット値に関するグラフであり、ε_b1は 第一放射波長の放射における全血液の吸光係数、ε_b2は第二放射波長の放射にお ける全血液の吸光係数を示し、第１１図がヘマトクリット機能の強さを示すよう 第一及び第二波長は同一の波長となっている。 第１２図は、血液層厚およびその内部変化（各々ｄおよびΔｄ）、使い捨て式 の膜厚（Ｔ）、膜領域（Ａ）を含め、第８図に示すキュベットの部品寸法どうし の物理的な可変関係を示す。 第１３図はキュベット内の血液層圧（ｄ）におけるΔｄ変化の関数としてのΔ Ｉ／I近似値における誤差を示す。 第１４図は酸化ヘモグロビン（ＨｂＯ₂）、還元ヘモグロビン（Ｈｂ）および 水（Ｈ₂Ｏ）の波長に対する吸収係数を示すチャートである。 第１５図は全血液についてのヘマトクリット値に対する三つの異なる波長にお ける光の吸光係数の関係を示すチャートである。 第１６図はヘマトクリット値に対する波長の異なる二つの光線の吸光係数の比 率の関係を示すチャートである。 第１７Ａ図から第１７Ｂ図は、精確なヘマトクリット値および酸素飽和値を得 るため主要血液流の脈動部品を用いた導入技術の現時点における好適な方法にて 実行される行程を示すフローチャートである。 第１８図は酸素飽和における変化をヘマトクリット値の関数として示すグラフ である。 第１９図はヘマトクリット値に対するε_b805／ε_b970を示すグラフである。 第２０Ａ図から第２０Ｂ図は二つの望まれない波長におけるヘマトクリット値 に対するε、これら望まれない波長におけるヘマトクリット値に対するε₁／ε₂ を示すグラフである。 第２１Ａ図から第２１Ｂ図は二つの望まれない波長におけるヘマトクリット値 に対するε、これら望まれない波長におけるヘマトクリット値に対するε₁／ε₂ を示すグラフである。 好適な実施例の説明 本発明は、血液透析処置を受けている患者の血液内の生物学的成分の濃度を決 定するシステムおよび装置を考慮したものである。 １．システム 一般的血液透析処理および環境を第１図に示し、上述のとおり説明を行った。 本処理の要旨は腎臓器能が標準以下の患者２００に透析を行うことである。不浄 な血液は患者２００の動脈から１４０さらに透析器１３０へ流れる。不浄な血液 は入力カテーテル１２２から透析器１３０へ流れ、清浄な血液が透析器１３０か ら出力カテーテルを通して患者２００へ戻る。 ポンプ１４０が透析器１３０を通じて外部へ脈動するように血液を流すもので あれば好ましい。 透析器１３０の両端それぞれに、血液流路を規定し、血液と流路の両方を通過 する放射光を検知する分光測光手段が設けられている。分光測光手段は血液流路 を規定するキュベット手段と、放射を配向および検地する放射検知手段を有する 。放射検知手段内には放射方向を決める放射手段および放射を検知する検知手段 が設けられている。 第３図および第８図に示す好適な実施例において、放射検知手段は放射検知装 置１００として描かれている。放射手段の例として光電子放出装置１０２を示す 。放射検知器１００も、例えば光電検知器１０４として示す検知手段を有する。 キュベット手段の例をキュベット１０として第３図および第８図に示す。 放射検知装置１００は、光電子放出器１０２によって配向されて血液およびキ ュベットの両方を通過する放射の光電検知器１０４による検知を可能とする。 第２図および第８図に示すように、透析器１３０の両端それぞれにキュベット １０が取り付けられている。各キュベット１０は光電子放出器１０２と光電検知 器１０４を有する。本システムの好適な実施例において、光電子放出器１０２お よび光電検知器１０４は、放射検知光電装置１００内のスプリングロード式Ｃク ランプによって一緒に保持されるものとして示されている。 放射検知手段は計算手段と電気的に接続されている。本システムの好適な実施 例において、ケーブル１２０を介して放射検知装置１００上の光電子放出器１０ ２と光電検知器に電気的に接続された計算手段の例を演算装置１５０として第１ 図に示す。 吸入カテーテル１２２が、透析器１３０の入力ポート２３０の前に配置された キュベット１０へ血液を運ぶ。放射検知装置１００は、分析を目的として、分光 測光によって分析透析器１３０の入力ポート２３０にて内部の血液を少なくとも 二つの電磁放射の放射波長で照らすため、所望の生物学的成分の濃度が得られる 。透析器１３０の入力ポート２３０および出力ポート２４０の両方の各光電検知 器１０４は、第一および第二波長にて検知された放射をケーブル１２０を介して 演算器１５０に伝える。 演算器１５０は必要あるいは所望の生物学成分の濃度を透析前後に計算する。 その後、演算器１５０は得られた生物学的濃度をアナログあるいはデジタル表示 として第一ディスプレイ１５２と第二ディスプレイ１５４各々に表示する。演算 器１５０としてここに示した計算手段は、ヘマトクリット値および酸素飽和値な びに血液透析中を受けている患者の血液量の百分率変化をリアルタイムで同時に 演算および表示する多重機能を有することが望ましい。 放射波長の選択および設定は、濃度値を必要とする所望の生物学的成分に基づ くものとする。光電子エミッター１０２の放射および光電検知器１０４の検知は 、導入技術に教示された分光測光技術に用いられる四つの所定波長について行う のが好ましい。したがってキュベット１０は、配向された放射の四つの所定波長 がキュベットを通過できるような素材で構成するのが望ましい。 ２．装置 ａ）好適な実施例 本好適な実施例においては、キュベット手段の例として第１図から第８図に使 い捨て式流体キュベット１０を挙げる。キュベットの入流出口をそれぞれ１６お よび１８として示し、その間に導管あるいは第二流体導管と呼ばれるキュベット １０の円筒形状部が設けられる。 第４図に示すように、下部ハウジングに組み込まれた上部ハウジングアセンブ リ１２が設けられてキュベット１０を形成している。上部ハウジングアセンブリ １２は下部ハウジングアセンブリ８に接着して装着される。摩擦溶接あるいは超 音波溶接など他の等価な手段を用いることもできる。上部ハウジング１２を下部 ハウジング８に密着させる目的は、キュベット１０に通された流体が上部ハウジ ング１２と下部ハウジング８間の接続点で漏れたり、浸み出したり、溜まったり しないよう、不浸透の密封された取付部を形成することである。下部ハウジング ８は、キュベット１０を手動で取り回しできるよう取っ手またはウィング１４を 有する。 導管は変換器手段を有する。上述のように、変換器手段は流体内の脈動圧力に よって二つの対向壁間の所定分割を変化させる。本好適な実施例において、変換 器手段の例は第４、５、７、８図に対向壁３２を有する壁３０として示されてい る。 脈動流体が導管内で垂直壁４６と対向壁３０および３２を境界として仕切られ た領域を流れる。導管内の流体は第６図の矢印４０および４２によって示された 流路として想定される。第８図に４４として示す流路は流入口１６から導管内に 進入するときの流体の流れを描いており、領域３６内の流路４０を想定あるいは 領域３４内の流路４２を想定している。対向壁３０および３２間の流体の流れは ３６として記す領域によって示されている。第１２図は量液３６を「Ａ」として 示す。対向壁３０および３２から流出する流体は、第６図および第７図において ３４を付した領域内の矢印４２として示される方向に流れる。領域３４内の流体 量は領域３６内の流体量より大きいのが好ましい。 流入口１６および流出口１８は導管の両側それぞれに直線上に配列されており 、その間を通る共通の縦軸を共有している。流入口１６と流出口１８間の円筒状 の導管は、対向壁３０、３２を通る縦軸を有し、この縦軸は流入口１６および流 出 口１８の共通縦軸に対して垂直である。第１２図は膜厚「Ｔ」の壁３０を示す。 第８図に示すように、対向壁３０は対向壁３２より薄いのが好ましい。 流路４４内の流体が圧力脈動を起こすと、対向壁３０がアーチ状に歪む一方、 対向壁３２は相対的に不動状態を保つ。流路４４内の流体が脈動を起こした後、 壁３０と３２の分割が距離６０に達するよう壁３０が幽霊画法で示した位置へ戻 る。距離６０と可焼直線６２を各々ｄおよびΔｄとして第１０図に示す。 上述のように壁３０は変換器手段の一例である。第８図において対向壁３０お よび３２の間に直線６０で示した距離が可変となるような、等価な機能を有する 他の変換手段を導管に組み込むことも可能である。例示した方法において、変換 器手段は本質的にシリコンで構成されているが、これに限定されるものではない 。その代わりに対向壁３０の小さな部分を対向壁３０、３２間の距離が可変とな るように構成することもできる。このような小さな部分をスプリング負荷しても よいし、あるいは壁３０の小さな部分を元の脈動前の低圧力位置に戻すための他 の弾力手段を設けてもよい。そのような実施態様においては、対向壁３０を対向 壁３２より薄くする必要はない。 第８図は四つの異なる波長による配向された電磁放射の光学経路６４、６６、 ６８、７０を示す。各波長は脈動流体内の特定の生物学的成分と分光測光におけ る互換性をもつよう選定される。上述のように、配向された放射の検知部位が導 入技術を用いた濃度の検出に利用される。波長は放射検知装置１００内に固定さ れ、あるいは演算器１５０を調整することにより設定されるが、ここで光電子エ ミッター１０２および光電検知器１０４は動力学的に演算器の波長に合わせて調 整される。 変換器手段を組み込んだ導管内の対向壁も、壁から延出する放射手段を支える 手段を有する。もう一方の対向壁は検知器を支える手段を有する。本好適な実施 例において、光電子エミッターを支える手段は第３、４、５、７図に第一リング 状表面２２と第二リング状表面２４を組み合わせたものとして示されており、こ れらは両方とも対向壁３０から延出している。二つのリング状表面２２および２ ４は、第２、３、８図に示す円筒状の光電子エミッター１０２を受け入れるよう に形成されている。 検知手段を支えるもう一方の対向壁から手段が延出している。本好適な実施例 において、リング状表面２６はリング状表面２２および２４と同心上にあり、対 向壁３２から円筒状の光電検知器１０４を受け入れるように延出している。 キュベット１０については、リング状表面２２および２４が互いに同心上にあ り、かつリング状表面２６と同心上にあるのが望ましく、またリング状表面２２ がリング状表面２４より小さな内径を有しているのが望ましい。 キュベットの他の実施例としては、導管内を流れる流体の中で圧力脈動に反応 する手段を有し、かつ二つの対向壁間の所定分割の変化を減衰させるものが望ま しい。他の実施例の例を第９および１０図に示すが、膜あるいは隔壁３０ａの屈 曲はエアポケット１２ｂによって減衰される。 隔壁３０ａはシリコンで構成し、シリコンの厚さは０．０２０インチであれば 好ましく、あるいはＰＶＣまたはＰＥＴＧで構成してもよく、この場合０．００ ５インチの厚さが好ましい。適当な厚さを有する他のシリコン状の隔壁も同等の 効能を有しており、したがって等価なものとして考慮される。隔壁３０ａは円形 の周辺部３０ｂを有し、これがハウジング１２ａおよび下部ハウジング８ａ内に 押し込まれており、ハウジング１２ａおよび下部ハウジング８ａは医療用品位の プラスチック製でシリコン隔壁３０ａを挟みこんでいるのが望ましい。 上部ハウジング１２ａは壁３２ａとシリコン膜３０ａの両方に面した凸状表面 １２ｃを有する。凸状表面１２ｃは第三壁の側面であり、シリコン膜３０ａおよ び３２ａが第一および第二壁を構成している。 血液は領域３４ａ内を循環するように流れ、領域３６ａ内を略直線的に流れる 。血液が脈動すると、シリコン膜３０ａが距離６０ａからから６２ａだけ増加し て屈曲し、一方壁３２ａおよび表面１２ｃは相対的に不動状態を保つ。シリコン 膜３０ａは導管内の血液流路の所定の分割厚さを圧力脈動によって変化させる変 換器の一例である。エアポケット１２ｂの圧力はシリコン膜３０ａの屈曲を減衰 させる。膜３０ａが流体内の圧力脈動によって移動されると、減衰効果によって 膜３０ａの動きが減少する。 エアポケット１２ｂは、下部ハウジング８ａ、上部ハウジング１２ａ、シリコ ン膜の円形周辺部どうしの間を空密連結することによって密閉されるのが好まし い。 図示しない他の実施例において、上部ハウジング１２ａ内のエアポケット１２ ｂと隔壁３０ａには、導管が二つの可焼性隔壁と二つのエアポケットをもつよう 、非対称に対向配置された第二エアポケット（図示せず）および第二隔壁（図示 せず）が下部ハウジング８ａ内に補完されている。印象としては、第１０図に示 した壁１２ｃ内の可焼性隔壁３０ａおよびエアポケット１２ｂの構成と同様に、 第二エアポケットが壁３２ａ内に形成され、その上に第二可焼性隔壁が配置され る。このような本発明によるキュベットの他の実施例においては、血液が二つの 可焼性膜に接した状態で膜のあいだを流れる。流動する血液中の脈動圧力は可焼 性膜を両方とも屈曲させる。二つの可焼性膜各々の屈曲は個々のエアポケットに よって緩和される。 本発明によるさらに他のキュベットの実施例としては、第１０図に示すように 、導管が隔壁３０ａおよびエアポケット１２ｂを各一つずつ有し、かつ固形壁３ ２ａが複数の小穴または微小な縞を導管の内部表面にもち、これらの穴が導管内 を流れる血液に接するように変形されていることを特徴とする。これらの穴は直 径が比較的小さく、大部分は導管内を通る血液に対して不浸透であり、しかも脈 動して流れる血液内の脈動圧力の力を緩和し、そのいくらかを吸収するように働 く。微小縞のエアクッション作用は屈曲距離６２ａを減少させ、隔壁が距離６０ ａと距離６２ａの最長位置間を移動するときに可焼性隔壁３０ａの加速および速 度をいずれも減じる。 上述した二つの図示しない変形実施例において、更に本発明によるキュベット 内に追加されたエアクッション作用は、血液の脈動周期における可焼性隔壁の瞬 間的な動きやちらつきを減ずることにより分光測光読み取りの精度を上げるとい う働きをする。 リング状表面２４ａおよび２６ａは各々第三壁の表面１２ｃおよび第二壁３２ ａから延出している。第８図に示したのと同様に、波長６４ａ、６６ａ、６８ａ 、７０ａは膜３０ａを透過して光電子エミッターから光電検知器１０４に通過す る。 エアポケット１２ｂは下部ハウジング８ａ、上部ハウジング１２ａ、シリコン 膜の円形周辺部３０ｂ間を空密に接続することにより密閉するのが望ましい。 リング状表面２４ａおよび２６ａは各々第三壁の表面１２ｃおよび第二壁３２ ａから延出している。第８図に示したのと同様に、波長６４ａ、６６ａ、６８ａ 、７０ａは膜３０ａを透過して光電子エミッターから光電検知器１０４に通過す る。 放射手段および検知手段を支える他の手段も考慮されるが、これらはリング状 表面である必要はない。このような手段は、導入技術に対して空間的に適切なも のとなるよう、キュベット手段に近接して放射手段および検知手段を保持する構 造を有していてもよい。 キュベット１０の流入口にはルアーロックコネクター８０が設けられ、キュベ ット１０の流出口１８にはルアーロックコネクター８２が設けられている。ルア ーロックコネクター８０および８２は各々カテーテル１１０および１１２に接続 されている。カテーテル１１０および１１２は、入力ポート２３０にてキュベッ ト１０および透析器１３０の出力ポート２４０と一体化している。 キュベットの他の等価実施例も考慮される。しかしながら、導入技術に開示さ れている数式から、体外システムにおける他のキュベットの実施例は血液が妨げ られることなく一定して流れるような導管を必要とする。この導管については導 管内の血液層の厚さ（第８図の距離６０など）、導管内の可焼性膜（第８図の壁 ３０）、可焼膜の領域（第８図の領域３６）に対して寸法バランスを保たねばな らない。これら変数は第１２図に示すとおり、下記の等式ＢおよびＣに示すΔＩ ／Ｉを用いるため導入技術に記載された電気技術工学が最適な交流パルス信号を 与えるよう各々経験的に調整される。 ｂ）キュベット構造可変数 本発明によるキュベットの変形実施例の物理特性をいくつか以下に説明する。 （ｉ）変換器手段 変換器手段は、例えば第１図のポンプ１４０のようなポンプ手段の各ポンプ周 期によって変調を行い、小さなΔｄ（例えば第８図の可焼直線６２）を生成する ため、以下の等式Ａ、Ｂ、Ｃがε_b1／ε_b2表記法に変換される（例として第１１ 図を参照）。数式に関するおおざっぱな説明は以下のとおりであり、導入技術に て詳細な説明が行われている。 等式Ａに示すように、ビール‐ランバート等式が導入技術の理論的基盤となっ ている。 等式Ａ ここで Ｇ=可変光学通路長さ係数 Ｉ=測定強度 Ｉ₀＝瞬間強度 ε＝媒体の吸光係数 ｘ＝媒体の濃度 ｄ＝媒体の厚さ 等式Ａを実践的な血液透析に適用した場合、血液層ｄ（例えば第８図の距離６ ０）が脈動すると、ポンプ手段（例えば第１図のポンプ１４０）によって濃度ｘ は一定に保たれるが、変換器手段（例えば第８図の壁３０）によって血液層ｄ（ 例えば第８図の距離６０）はΔｄ（例えば第８図の可焼直線６２）だけ変化する 。ここから、等式Ａの時間に対する部分導関数を取り、等式Ａを除算して等式Ｂ が導かれる。 さらに ε_b＝全血液の吸光関数 等式Ｂの結果を得る際、導管の固定寸法から等式ＡのＧを無視できるものと想 定する。 等式Ｂの実践的利用として、導入技術にあるように例えば同一の波長 である８０５ｎｍおよび１３００ｎｍという二つの波長が選択されたと想定する 。導入技術は第一波長にて等式Ｂから得られる比率および第二波長にて等式Ｂか ら得られる比率を必要とする。このように、波長２におけるΔＩ／Ｉの比率に対 する波長１におけるΔＩ／Ｉの比率によって結果的にΔｄとｘが打ち消され、等 式Ｃにはε_b1／ε_b2のみが残る。 ここで ε_bn＝第ｎ波長における全血液中の吸光係数 ｎ＝波長 これらの波長を選択した利点は、これらの波長における吸光係数の比率ε_b1／ ε_b2が、キュベットを通過する脈動血液中のヘマトクリット値に関する強い関数 となることである。第１１図はこの強い関数を示すものである。 導入技術の利点は、等式ＢおよびＣのように、上述した等式の数式における項 のいくつかが自らを打ち消すものであり、したがって脈動して流れる流体中の生 物学的成分の濃度決定を非常に単純化することである。上述の通り、打ち消され る原則的な成分は濃度ｘであり、比率内で自ら除算相殺される。加えて、項Ｉ₀ が瞬間的な強さを示す場合、項Ｉ₀が等式Ｂ内で相殺される。 （ｉｉ）ウイングあるいは取っ手 第３図から第６図までのウイング１４などのウイングあるいは取っ手は、キュ ベットの血液管への接続を簡単にするのに密接させる必要がある領域においてキ ュベットの取付が可能となる程度に薄いのが望ましい。またウイングあるいは取 っ手によって、第８図の壁３０のような可焼膜に指紋がつく可能性が減少される 。 （ｉｉｉ）キュベット内の流量 キュベットは可焼膜を抜ける適当な血液流を維持する一方で、例えば流路４２ を有する壁４６に対して流路４０を有する壁３０などのような外部の環状領域を 主流量が流れるようにするものであることが望ましい。この構成を設けることに より導管内の乱流が防止され、可焼膜感知器にて即座に速度が減少し、導管内の 流率まで感度が下がる。 （ｉｖ）可焼膜 可焼膜の硬度は膜厚および膜面積に左右される。第８図の距離６０あるいは第 １０図の距離６０ａなどの硬度は、キュベット内を流れる血液の厚さであるｄの 絶対移動を最少化し、したがって静止圧力を用いてその変化を最少化する。膜は 各ΔＰにおいて第８図の可焼直線６２などのΔｄを許すに十分な可焼性を有して いるのが望ましく、ΔＰは流体の脈動による圧力変化である。このΔＰは等式Ｃ の比率ΔＩ／Ｉを簡単に発生させるものであり、したがって等式Ｂにおいて可変 であるＩ₀の数学的相殺による打ち消しを簡単にするものである。 このため、本発明による有形の使い捨て式キュベットを有効に作用させるには 、例えば第８図の可焼直線６２および距離直線６０のようなｄに関するΔｄの変 化があること、あるいは例えば第１０図の可焼直線６２ａおよび距離直線６０ａ のような変化があることが重要である。好ましくは、Δｄが血液サンプルの絶対 厚さに関する関数、膜厚、膜面積あるいは直径、流体内の脈動による圧力変化お よび脈動の頂点から頂点までの変化、あるいは絶対圧力、および可焼膜およびキ ュベットを形成するプラスチックの弾性率であること。これらの変数は、等式Ｃ のΔＩ／Ｉが演算可能となるように導管内の可焼膜のΔｄを定め、その一例を第 １２図に示す。第１３図はΔｄが不適切に選定された場合における正しい値との 誤差を示す。 ３．システムの電子的な局面 導入技術に開示されている電子部品は、ここで集積回路、光電子エミッター、 および光電検知器に関して用いているものと本質的に同じである。類似のアナロ グおよびデジタル構成図や電子機器も現時点で開示されている発明とともに用い ることができる。 ４．血液量の決定 ここに示した等式および導入技術に示した等式を使用するため、ヘマトクリッ ト値を用いた血液透析中の静脈血液量変化の決定は、以下の想定を必要とする。 腎臓透析において、血液が透析膜を通過しているときにも赤血球は透析膜を通過 しないものと想定する。プラズマあるいは水のような流体、電解質、および小粒 子のみが透析膜を通過する。したがって透析によるヘマトクリット値の変化は、 以下の等式ＤからＦでは、いずれも血液量に対して反比例として示される。 ここで ＰＣＶ_n＝時間ｎにおける包含血球量 ＲＢＣ_n＝時間ｎにおける赤血球量 ＢＶ_n＝時間ｎにおける全血液量 ＨＣＴ_n＝時間ｎにおけるヘマトクリット値 赤血球が透析膜を通過しないものと想定すると、赤血球（ＲＢＣ）量は透析中 の定数となるため、等式Ｆが得られる。 時間ｎからｎ＋１までのヘマトクリット値の変化を監視することにより、この 期間における血液量の変化がわかる。詳しくいえば、透析中に時間に即した患者 の血液量の変化率を監視すると、その任意の患者に対するプラズマ補完率を決定 することもできるようになる。このシステムにより、人間が透析を受ける際のプ ラズマ補完率に直接関係する血液量の百分率変化を精確に決定かつ監視するため のヘマトクリット値の精確な監視が可能となる。この変数がわかれば、患者にた いして過不足なく透析が行われるように、臨床医はリアルタイムで限外ろ過率を 調整することができる。 上述した検討は健康を冒さない血液ヘマトクリット情報の分析に関わるもので あったが、上述の放射感知器の回路はこの血液ヘマトクリット値のガラス分析に も適用できる。 本発明の原則は（１）キュベット内の固定された空間的ジオメトリック変数の 最適化を必要とし、（２）同時に膜の屈曲移動（Δｄ）を許し、（３）急速かつ 精確なヘマトクリット値および血液量の変化の決定に用いる等式ＣのΔＩ／Ｉ計 算を許すものである。これらの原則は好適な設計によって求められる。 ここに開示した血液管システムにおけるキュベット１０の導管は、第１図から 第８図に示す好適な設計を有する導管内の血液が流れる光学通路である。導管は キュベット１０を通過する血液サンプルを介して光電子エミッター１０２から光 電検知器１０４まで光を通過させる。キュベット１０は可焼膜である壁３０とと もに設計されており、有形の管線を通して脈動させながら血液を送るポンプ１４ ０による血液管線内の圧力変化から生じる脈動によって可焼膜が移動する。 キュベットの重要な構成要素は、例えば第８図の距離６０のような血液の厚さ 、そして第８図に可焼直線６２にて示したような血液の厚さ変化である。この変 化はポンプ１４０、第一および第二対向壁３０および３２とその面積、最後に第 一壁３０のプラスチック体積弾性係数によって生じる脈動によるものであり、こ れらすべては第一壁３０が各流体脈動によって変動するよう連結されている。 キュベット１０を横切って放射検知装置１００が配置されている。光は光電子 エミッター１０２によって放射され、導管内の血液サンプルを通過した後、第８ 図に示すように光電検知器１０４にて測定される。続いてリアルタイムで透析前 後の成分濃度を示すために、分光測光技術が演算器１５０によって実行される。 これらの値のうち、求められた濃度値が赤血球のものであれば、リアルタイムの 血液量変化が即決される。このように、電磁放射を情報担体として用いることに より、健康を害することなくヘマトクリット値が求められる。血管内の血液量を 決定するために、本発明を有形の使い捨て式導管システムに適用してもよい。 また、本発明は目標とする血液量監視情報の迅速かつ継続的な監視を実現する システムおよび装置を提供すると考えてもよい。さらに本発明は、患者のヘマト クリット値とは無関係に、患者の血液酸素飽和状況に関する情報を、健康を害す ることなく継続的に提供するものである。患者が低血液灌流のような状態であっ ても、ここに開示した有形の監視によって精度の向上および簡単な利用が提供さ れる。 上述の実施例はいずれの点についても説明例として捉えられるべきものであり 、発明を限定するものではない。したがって、本発明の範囲は上述の明細より寧 ろ添付した請求の範囲によって示唆されるものである。請求の範囲の意味および 等価範囲を越えない変更はすべて、請求の範囲に含まれるものと理解されたい。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ， ＤＫ，ＥＳ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，Ｍ Ｃ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ， ＴＤ，ＴＧ)，ＡＵ，ＢＧ，ＣＡ，ＣＺ，ＦＩ，ＨＵ， ＪＰ，ＫＲ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＲＵ，ＳＫ

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 1. 脈動する圧力下で流れる流体を導通させるための流体通路を形成する使い捨 て式流体キュベットにおいて、 （ａ）流入口と （ｂ）流出口と （ｃ）前記流入口および流出口の間を流体で連通させ、少なくとも二つの波 長の電磁放射光を伝導させる素材から構成された導管とを備えたキュベットであ り、前記導管が、 （１）所定の分離間隔で離間され、脈動して流れる前記流体を圧迫する第一 および第二対向壁と、 （２）前記導管の第一壁に配置され、流体の圧力脈動に応じて前記所定の分 割間隔を変化させる変換器手段とを備えることを特徴とする使い捨て式流体キュ ベット。 2. 前記変換器手段は実質的にシリコンで構成され、前記第二壁が実質的に医療 品位のプラスチックで構成される請求項１に記載のキュベット。 3. 前記第一および第二壁は実質的に円形の対向側面を有する請求項２に記載の キュベット。 4. 前記導管は流体の圧力脈動に応じて前記所定の分割間隔を変化させる手段を さらに備える請求項１に記載のキュベット。 5. 前記導管は第三壁をさらに備え、前記第二壁と第三壁の間に前記第一壁が配 置され、前記第三壁と前記変換手段が、前記第三壁と変換手段の間に配置され、 流体の脈動に応じて前記分割間隔の変化を減衰させる手段を有する請求項１に記 載のキュベット。 6. 前記減衰手段は密閉室である請求項５に記載のキュベット。 7. 前記第一および第二壁が実質的に円形の対向側面を有する請求項５に記載の キュベット。 8. 前記第三壁は前記第一壁に面する凸型の側面を有する請求項５に記載のキュ ベット。 9. 前記第二および第三壁は前記脈動して流れる血液の個々の脈動に対し、前記 変換器手段に関して実質的に不動である請求項８に記載のキュベット。 10. 前記第一壁は実質的にシリコンで構成される請求項９に記載のキュベット。 11. 前記導管手段は互いに接する第一、第二、第三円筒形部材をさらに備え、 前記第一部材は実質的にシリコンで構成され、前記第一壁を含み、 前記第二部材は実質的に医療品位のプラスチックで構成され、前記第二壁を 含み、 前記第三部材は実質的に医療品位のプラスチックで構成され、前記第三壁を 含む請求項５に記載のキュベット。 12. 外部リング状表面は前記第一および第三壁から延出する請求項１１に記載の キュベット。 13. 前記電磁放射の少なくとも二つの所定波長は、７８０ナノメートルから約８ ５０ナノメートルの第一放射波長と約１２００ナノメートルから約１６００ナノ メートルの第二放射波長であり、かつ前記脈動して流れる流体は血液である請求 項１に記載のキュベット。 14. 前記電磁放射の少なくとも二つの所定波長は、５２０ナノメートルから約６ ００ナノメートルの第一放射波長と約１２００ナノメートルから約１６００ナノ メートルの第二放射波長であり、かつ前記脈動して流れる流体は血液である請求 項１に記載のキュベット。 15. 前記導管は９００ナノメートルから約１０００ナノメートルの第三放射波長 および６００ナノメートルから約７００ナノメートルの第四放射波長の電磁放射 を伝導させる素材で構成される請求項１３に記載のキュベット。 16. 前記導管は９００ナノメートルから約１０００ナノメートルの第三放射波長 および６００ナノメートルから約７００ナノメートルの第四放射波長の電磁放射 を伝導させる素材で構成される請求項１４に記載のキュベット。 17. 前記変換器手段は前記第一壁であり、かつ前記脈動して流れる流体の個々の 脈動に対して、前記第一壁は弾性変動を起こし、前記第二壁は実質的に不動状態 である請求項１に記載のキュベット。 18. 前記導管は前記第一および第二壁の外側と内側に垂直壁を有する円筒形状を 呈しており、前記流体は前記垂直壁と第一および第二壁とに接しながら脈動し つつ流れる請求項１に記載のキュベット。 19. 前記導管内で前記第一および第二壁の外側を通過する前記脈動流体の量は、 前記第一および第二壁の間を通過する前記脈動流体の量よりも大きい請求項１８ に記載のキュベット。 20. 前記第一および第二壁は実質的に平行である請求項１８に記載のキュベット 。 21. 前記流入口と流出口は前記第一および第二壁に平行な共通の縦軸線を共有し 、前記円筒状の導管は前記共有された共通の縦軸線に直角の縦軸線を有する請求 項２０に記載のキュベット。 22. 前記キュベットが、前記第一壁から延出して光電子放射器を受け止める手段 と、 前記第二壁から延出して光電検知器を受け止める手段とをさらに備える請求 項１に記載のキュベット。 23. 前記キュベットが、前記第一および第二壁から延出する外部リング状表面を さらに備える請求項１に記載のキュベット。 24. 前記第一壁は、前記第一壁から延出する第一外部リング状表面を有し、 前記第一外部リング状表面は、前記第一外部リング状表面と同心上の前記第 一外部リング状表面から延出する第二外部リング状表面を有し、 前記第一および第二リング状表面のそれぞれは内径を有し、前記第一リング 状表面の内面は前記第二リング状表面の内径よりも小さい請求項１に記載のキュ ベット。 25. 前記第二壁は、前記第二壁から延出し、前記第一リング状表面の内径より大 きな外部リング状表面を有する請求項２４に記載のキュベット。 26. 前記第二壁から延出する前記外部リング状表面は前記第一リング状表面と同 心上にある請求項２５に記載のキュベット。 27. 前記導管は前記脈動流体の個々の脈動によって内部の前記脈動流体の量を周 期的に増減する請求項１に記載のキュベット。 28. 前記流入口と前記流出口のそれぞれが、前記導管と連通する内腔を有するカ テーテルを固定装着する手段をさらに備える請求項１に記載のキュベット。 29. 前記固定装着手段はルアーロックコネクターである請求項２８に記載のキュ ベット。 30. 脈動する圧力下で流れる血液を導通させるための流体通路を形成する使い捨 て式血液キュベットにおいて、 （ａ）流入口と （ｂ）流出口と （ｃ）実質的に円筒形状を有し、前記流入口および流出口の間を流体で連通 させ、少なくとも二つの波長の電磁放射光を伝導させる素材から構成された導管 とを備えたキュベットであり、前記導管が、 （１）所定の分離間隔で離間され、脈動して流れる前記血液を圧迫する対向 する第一および第二壁であって、前記脈動して流れる血液の各脈動に対して前記 第一壁が弾性変動を起こして前記所定の分割間隔を変化させるが、前記第二壁は 実質的に不動である前記対向する第一および第二壁と、 （２）前記第一および第二壁の外側および間に配置された垂直壁であって、 前記脈動して流れる血液が前記垂直壁と前記第一および第二壁の両方に接する垂 直壁とを備えることを特徴とする使い捨て式血液キュベット。 31. 前記導管は前記脈動して流れる血液の各脈動について前記第一壁の弾性変動 を減衰させる手段をさらに備える請求項３０に記載のキュベット。 32. 前記導管は第三壁をさらに備え、前記第二壁と第三壁の間に前記第一壁が配 置され、前記第一および第三壁は、前記脈動して流れる血液の各脈動ごとの前記 弾性変動を減衰させる手段を有し、前記減衰手段は前記第一および第三壁の間に 配置される請求項３０に記載のキュベット。 33. 前記導管手段は互いに接する第一、第二、第三円筒形部材をさらに備え、 前記第一部材は実質的にシリコンで構成され、前記第一壁を含み、 前記第二部材は実質的に医療品位のプラスチックで構成され、前記第二壁を 含み、 前記第三部材は実質的に医療品位のプラスチックで構成され、前記第三壁を 含む請求項３２に記載のキュベット。 34. 前記導管内で前記第一および第二壁の外側を通過する前記脈動血液の量は、 前記第一および第二壁の間を通過する前記脈動血液の量よりも大きい請求項 ３０に記載のキュベット。 35. 前記第一壁は、前記第一壁から延出する第一外部リング状表面を有し、 前記第一外部リング状表面は、前記第一外部リング状表面と同心上の前記第 一外部リング状表面から延出する第二外部リング状表面を有し、 前記第一および第二リング状表面のそれぞれは内径を有し、前記第一リング 状表面の内径は前記第二リング状表面の内径よりも小さい請求項３０に記載のキ ュベット。 36. 前記キュベットが、前記第一壁から延出して光電子放射器を受け止める手段 と、 前記第二壁から延出して光電検知器を受け止める手段とをさらに備える請求 項３０に記載のキュベット。 37. 前記第一および第二壁は実質的に平行である請求項３０に記載のキュベット 。 38. 前記流入口と流出口は前記第一および第二壁に平行な共通の縦軸線を共有し 、前記円筒状の導管は前記共有された共通の縦軸線に直角の縦軸線を有する請求 項３７に記載のキュベット。 39. 前記キュベットが、前記第一および第二壁から延出する外部リング状表面を さらに備える請求項３０に記載のキュベット。 40. 前記第二壁は、前記第二壁から延出し、前記第一リング状表面の内径より大 きな外部リング状表面を有する請求項３５に記載のキュベット。 41. 前記第二壁から延出する前記外部リング状表面は、前記第一リング状表面と 同心上にある請求項４０に記載のキュベット。 42. 前記導管は前記脈動流体の個々の脈動によって内部の前記脈動流体の量を周 期的に増減する請求項３０に記載のキュベット。 43. 脈動する圧力下で流れる流体を導通させるための流体通路を規定する使い捨 て式流体キュベットにおいて、 流入口、流出口、および前記流入口と流出口を結ぶ内腔を有する第一流体導 管と、 少なくとも部分的に少なくとも二つの電磁放射波長を実質的に伝導させる材 質から構成された第二流体導管であって、 前記第一導管の前記流出口と流体連通する流入口と、 前記脈動して流れる流体と接し、前記脈動して流れる流体の各脈動によって 前記脈動して流れる流体の全体的な移動方向と実質的に直角をなす方向に弾性変 動を起こす手段と、 流出口とを備えた第二流体導管と、 流入口、流出口、流入口と流出口を結ぶ内腔を有する第三導管であって、前 記第三流体導管の前記流入口が前記第二流体導管の前記流出口と流体連通する第 三導管とを備えることを特徴とする使い捨て式流体キュベット。 44. 前記第二流体導管は、閉じられた第一および第二端を有する円筒をさらに備 え、前記第一端は弾性変動を起こす前記手段であり、前記第二端は前記脈動して 流れる流体の脈動それぞれについて不動である請求項４３に記載のキュベット。 45. 前記第二流体導管は、弾性変動手段と接して前記脈動して流れる流体の脈動 それぞれについて前記弾性変動手段の弾性変動を減衰させる手段をさらに備える 請求項４３に記載のキュベット。 46. 前記第一および第二端は実質的に前記電磁放射の少なくとも二つの所定波長 を伝導させる素材から構成される請求項４４に記載のキュベット。 47. 前記第一流体導管および前記第二流体導管は共通の縦軸を有し、かつ 前記円筒が前記第一および第二流体導管の共通の縦軸に対して直角の縦軸を 有する請求項４４に記載のキュベット。 48. 前記第一端は、前記第一端から延出する第一外部リング状表面を有し、 前記第一外部リング状表面は、前記第一外部リング状表面と同心上の前記第 一外部リング状表面から延出する第二外部リング状表面を有し、 前記第一および第二リング状表面のそれぞれは内径を有し、前記第一リング 状表面の内径は前記第二リング状表面の内径よりも小さい請求項４４に記載のキ ュベット。 49. 前記第二端は前記第二端から延出し、前記第一外部リング状表面の内径より も内径の大きい外部リング状表面を有する請求項４８に記載のキュベット。 50. 前記第二端から延出する前記外部リング上表面は前記第一外部リング状表面 と同心上にある請求項４９に記載のキュベット。 51. 前記円筒は側壁をさらに備え、前記側壁は前記第一および第二端の外側およ び間のいずれにも配置され、かつ前記脈動して流れる流体は前記第一および第二 端と前記円筒の側壁に接する請求項４４に記載のキュベット。 52. 前記第二流体導管内で前記第一および第二端の外側を通過する前記脈動流体 の量は、前記第一および第二端の間を通過する前記脈動流体の量よりも大きい請 求項５１に記載のキュベット。 53. 前記脈動流体の脈動に応じて前記第二流体導管は内部の脈動流体の量を周期 的に増減させる請求項４３に記載のキュベット。 54. 血液透析処置を受けている患者の血液中に存在する生物学的成分の濃度を決 定するシステムにおいて、前記血液透析処置には前記患者の血液を浄化する透析 器手段と、ポンプ手段と、前記患者の血液を前記患者から前記透析器の入力ポー トへ及び前記透析器の出力ポートから前記患者へそれぞれ送る入力カテーテル及 び出力カテーテル手段とが組み込まれ、前記ポンプ手段は前記入力カテーテル手 段を介して前記患者の血液を脈動させつつ前記透析器の入力ポートへ、さらに前 記出力カテーテル手段を介して前記透析器手段の出力ポートから外へ送り出すも のであり、前記システムは、 （ａ）血液流路を規定し、放射光を前記流路内の血液に放射し、前記血液およ び前記流路を通過する放射光を検知する第一分光測光手段を備え、前記第一分光 測光手段は、 （１）前記透析器手段と流体連通し、前記血液を導通させる流体通路を 規定するキュベット手段において、 （ａ）流入口と （ｂ）流出口と （ｃ）前記流入口および流出口の間を流体連通させ、第一および第二 放射波長の電磁放射光を伝導させる素材から構成された導管とを備えたキュベッ トにおいて、 （ｉ）所定の分離間隔で離間され、脈動する前記血液を圧迫する 第一および第二対向壁と、 （ｉｉ）前記導管の第一壁に配置され、前記流体の圧力脈動に応 じて前記所定の分割間隔を変化させる変換器手段とを備えた前記キュベットと、 （２）前記流路内の前記血液内へ放射光を放射し、前記血液および前記 キュベット手段の両方を通過する放射光を感知する放射感知手段において、 （Ａ）前記第一及び第二波長の放射光を、前記キュベット内の脈動し て流れる血液に配向する放射手段であって、前記放射手段は前記放射光を前記キ ュベット手段の導管内へ配向するよう配置され、前記放射光は配向された放射光 を規定する前記放射手段によって配向されている放射手段において、 （ｉ）前記第一放射波長の放射光の第一量であって、前記流れる血 液に配向されたときに、 （（ａ））前記流れる血液内の前記所望の生物学的成分濃度とと もに変化する第一消光値を有し、かつ （（ｂ））前記流れる血液内の前記所望の生物学的成分以外の成 分濃度とともに変化する第二消光値を有し、前記第二消光値が少なくとも前記第 一消光値の1０分の１より小さい第一量と、 （ｉｉ）前記第一放射波長と異なる前記第二放射波長の放射光の第 一量であって、前記流れる血液に配向されたときに、 （（ａ））前記流れる血液内の前記所望の血液成分の濃度を変 化させるために前記第一消光値の任意倍である第三消光値を有し、かつ （（ｂ））前記流れる血液内の前記所望の生物学的成分以外の 成分濃度とともに変化する第二消光値を有し、前記第四消光値が少なくとも前記 第二光値の１０分の１より小さい第一量とを備えた放射手段と、 （Ｂ）前記配向された放射光のうち前記キュベット手段と前記脈動す る血液の両方を通過する部分を検知する検知手段であって、前記キュ ベット手段の導管を通過する放射光を検知するよう配置された検知手段において 、前記配向された放射光それぞれの検知された部分が、 （ｉ）第一放射波長の放射光の第二量と、 （ｉｉ）前記第二放射波長の放射光の第二量とを備えた検知手段と を備えた放射検知手段を備えたキュベット手段とを備え、 （ｂ）前記第一分光測光手段に電気的に接続され、前記第一および第二放射波 長の前記第二量を演算することにより前記所望の生物学的成分の濃度を決定する 計算手段とを備えた第一分光測光手段を包含することを特徴とする濃度を決定す るシステム。 55. 前記導管は流体の圧力脈動に応じて前記所定の分割間隔の変化を減衰させる 手段をさらに備える請求項５４に記載のシステム。 56. 前記導管は第三壁をさらに備え、前記第二壁と第三壁の間に前記第一壁が配 置され、前記第三壁と前記変換手段が、前記第三壁と変換手段の間に配置され、 流体の脈動に応じて前記所定の分割間隔の変化を減衰させる手段を有する請求項 ５４に記載のシステム。 57. 前記第二および第三壁は前記脈動して流れる血液の個々の脈動に対し、前記 変換器手段に関して実質的に不動である請求項５６に記載のシステム。 58. 前記システムは、前記計算手段に電気的に接続され、前記出力カテーテル手 段と前記透析器手段の下流側に流体連通するよう配置された第二分光測光手段を さらに備え、前記第一分光測光手段は前記入力カテーテル手段と前記透析器手段 の上流側に流体連通されており、それぞれ前記第一および第二分光測光手段によ って検知された前記第一および第二放射波長の前記第二量を演算することにより 、前記透析器手段の前後で、前記計算手段が患者の血液内の前記所望の生物学的 成分濃度を決定する請求項５４に記載のシステム。 59. 前記第二放射波長は、流れる血液中の酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロ ビンのいずれについても実質的に同量の第三消光値を有し、前記流れる血液内の プラズマについては前記第三消光値とほぼ同一の第四消光値を有する請求項５４ に記載のシステム。 60. 前記第一放射波長は約７８０ナノメートルから約８５０ナノメートルの範囲 にあり、前記第二放射波長は約１２００ナノメートルから約１６００ナノメート ルの範囲にある請求項５４に記載のシステム。 61. 前記第一放射波長は約５２０ナノメートルから約６００ナノメートルの範囲 にあり、前記第二放射波長は約１２００ナノメートルから約１６００ナノメート ルの範囲にある請求項５４に記載のシステム。 62. 前記流れる血液は前記流れる血液内のヘモグロビンに対して競合する生物学 的成分を含み、 （ａ）前記配向された放射光は、前記第一および第二放射波長とは異なり、前 記キュベット手段の前記導管を透過する第三放射波長の放射光の第一量をさらに 備え、前記第三放射波長の放射光の第一量は前記キュベット手段内の流れる血液 に配向されると、 （１）前記流れる血液内の前記競合する生物学的成分の濃度につれて変化 する第五消光値であって、少なくとも前記第二消光値の５分の１より小さい消光 値を有し、かつ （２）前記競合する生物学的成分の濃度以外の成分の濃度につれて変化す る第６消光値を有し、 （ｂ）前記配向された放射光の前記検知された部分は、前記第三放射波長の放 射光の第二量をさらに備え、 （ｃ）前記計算手段は前記第一、第二、第三放射波長の前記第二量を、 （１）前記空間的、幾何学的、組織的変化が各放射波長において打ち消さ れ、 （２）前記競合する生物学的成分の効果を補整するよう数学的に演算する 請求項５４に記載のシステム。 63. 前記第三放射波長が流れる血液中の酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビ ンによってほぼ同量打ち消され、かつ前記流れる血液中のプラズマによって実質 的に打ち消される請求項６２に記載のシステム。 64. 前記第三放射波長は約９００ナノメートルから約１０００ナノメートルの範 囲にある請求項６２に記載のシステム。 65. （ａ）前記配向された放射光は、前記第一、第二、第三放射波長とは異なり 、 前記キュベット手段の前記導管を透過する第四放射波長の放射光の第一量をさら に備え、前記第四放射波長の放射光の第一量は、前記キュベット手段内の流れる 血液に配向されると、 （１）前記流れる血液内の前記酸化ヘモグロビン濃度および還元された酸 化ヘモグロビン濃度につれて実質的に変化する第七消光値を有し、かつ （２）前記流れる血液内のプラズマについて少なくとも前記第七消光値の 十分の一より小さい第八消光値を有し、 （ｂ）前記配向された放射光の前記検知された部分は、前記第四放射波長の放 射光の第二量をさらに備え、 （ｃ）前記計算手段は （１）前記空間的、幾何学的、組織的変化が前記第四放射波長において打 ち消されるよう前記第四放射波長の第二量を演算し、かつ （２）前記第一、第二、第三、第四放射波長の前記第二量を数学的に演算 することにより、ヘマトクリット値に依存しない血液酸素飽和値を決定する請求 項６２に記載のシステム。 66. 前記第四放射波長は約６００ナノメートルから約７００ナノメートルの範囲 にある請求項６５に記載のシステム。 67. （ａ）前記配向された放射光は、前記第一、第二、第三放射波長とは異なる 第四放射波長の放射光の第一量をさらに備え、前記第四放射波長の放射光の第一 量は、前記キュベット手段内の流れる血液に配向されると、 （１）前記流れる血液内の前記酸化ヘモグロビン濃度および還元ヘモグロ ビン濃度につれて実質的に変化する第七消光値を有し、かつ （２）前記流れる血液内のプラズマについて少なくとも前記第七消光値の 十分の一より小さい第八消光値を有し、 （ｂ）前記配向された放射光の前記検知された部分は、前記第四放射波長の放 射光の第二量をさらに備え、 （ｃ）前記計算手段は （１）前記空間的、幾何学的、組織的変化が前記第四放射波長において打 ち消されるよう前記第四放射波長の第二量を演算し、かつ （２）前記第一、第二、第三、第四放射波長の前記第二量を数学的に演算 することにより、ヘマトクリット値に依存しない血液酸素飽和値を決定する請求 項６２に記載のシステム。 68. 前記第四放射波長は約６００ナノメートルから約７００ナノメートルの範囲 にある請求項６７に記載のシステム。