JPS63133062A - ヘマトクリツト測定装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明はヘマトクリット測定装置、特に連続測定が可能
でかつ血漿中の電解質濃度が変化する場合においても高
精度な測定が可能な改良されたヘマトクリット測定装置
に関する。

［従来の技術］ 血液中のヘマトクリット（血液中で血球の占める容積の
割合）を測定することは、病気の診断、治療上を効な手
段であると同時に、人工腎臓などによる血液浄化治療中
の患者の血球量変化を監視するための有効な手段である
ことから、その好適な測定装置が望まれていた。

従来、この種のヘマトクリット測定装置として、遠心分
離法によりヘマトクリットを求める装置、一定体積の血
液中（単位体積中）の血球数と平均血球体積からヘマト
クリットを求める装置、及び血液の電気抵抗からヘマト
クリットを求める装置などの各種装置が知られており、
とりわけ血液の電気抵抗からヘマトクリットを求める装
置は、連続測定が可能であり、かつ簡単にその計測を行
うことができるという優れた特徴を有している。

しかし、この反面、該電気抵抗測定型の従来装置は、血
漿中の電解質濃度などの変化により血漿のインピーダン
スが変化すると、その測定値に誤差が発生してしまうと
いう問題があった。

そこで、このような問題を解決したヘマトクリット７１
１１１定装置として、本発明者らにより、血液及びその
限外濾液のインピーダンスからヘマトクリットを求める
装置の提案が従来行われている（特願昭５６−１２９１
９７）。

第５図には、血液透析などの体外循環回路において、ヘ
マトクリットを連続ＤＩ定する本発明者らの提案による
従来装置が示され、生体に接続して生体の血圧あるいは
ポンプなどにより送り出される血液の血液流通路１００
には、限外濾過器１０及び血液インピーダンス測定器１
２が配設されており、限外濾過器１２は半透膜が設けら
れ血漿の一部が限外濾過され、該濾過液は濾過液インピ
ーダンス測定器１４に送られる。

血液インピーダンス測定器１２及び濾過液インピーダン
ス測定器１４は循環する血液及び濾過液のインピーダン
スをそれぞれ測定し、それらの値をヘマトクリット測定
装置１６に出力する。

ヘマトクリット測定装置１６は、血液のインピーダンス
ρｂ及び濾過液のインピーダンスρＰとヘマトクリット
Ｈとの関係式を用いて、入力さす れる上記ρ　及びρＰの値からヘマトクリットを算出し
、その値を表示器１８に表示する。

以上の構成とすることにより、該提案に係る従来装置は
、血漿中の電解質濃度が多少変化する場合においても、
高精度でかつ連続的なヘマトクリットの測定を行うこと
ができる。

［発明が解決しようとする問題点］ しかし、この従来のヘマトクリット測定装置は、測定に
血液の限外濾過液を用いるため以下に述べるような問題
があり、その有効な対策が望まれていた。

（イ）まず、この従来装置は、血液の限外濾過液を得る
ための限外濾過器が必要となり、装置全体のコストが高
価なものとなってしまうという問題があった。

（ロ）また、この従来装置は、血漿中の電解質濃度が急
激に変化する場合、特に電解質溶液の注射などにより患
者の血漿中の電解質濃度が急速に変化する場合に、限外
濾過に要する時間遅れのため適切な補正ができす、ヘマ
トクリットを正確に測定することができないという問題
があった。

（ハ）さらに、限外濾過液中には血漿中の蛋白質が含ま
れない。このため、前記従来装置では、蛋白質濃度が血
液のインピーダンスなどに及ぼす影。

響を補正できず、ヘマトクリット値の測定精度が低下す
る場合があるという問題があった。

［発明の目的］ 本発明は、このような従来の課題に鑑みなされたもので
あり、その目的は、血液のインピーダンスからヘマトク
リット値の連続測定が可能であり、かつ血液の限外濾過
等の操作を行うことなく、簡単な構成で迅速かつ高精度
なヘマトクリット測定を行うことが可能なヘマトクリッ
ト測定装置を提供することにある。

［問題点を解決するための手段］ 前記目的を達成するため、本発明のヘマトクリット測定
装置は、血液のインピーダンスからヘマトクリットを求
めるヘマトクリット測定装置において、 血球の細胞膜インピーダンスが、血漿あるいは細胞内液
インピーダンスに比し充分大きな値となる低周波を用い
、血液の低周波インピーダンスを測定する低周波インピ
ーダンス測定器と、血球の細胞膜インピーダンスが、血
漿あるいは細胞内液インピーダンスに比し無視し得る小
さな値を示す高周波を用い、血液の高周波インピーダン
スを測定する高周波インピーダンス測定器と、血液の低
周波インピーダンス及び高周波インピーダンスからヘマ
トクリットを求める測定装置と、を含み、血液のヘマト
クリットの連続的測定を行うことを特徴する。

ここにおいて、前記低周波は、５ＫＨｚ〜５０ＫＨｚの
周波数帯域に設定することが好ましく、また前記高周波
は、２０ＭＨｚ〜２００ＭＨｚの周波数帯域に設定する
ことか好ましい。

また、前記測定装置は、ヘマトクリットＨ１を 血液の低周波インピーダンスρ　、高周波インピ−ダン
スρ１１及び定数にの関係式 に基づき、ヘマトクリットＨを演算するよう形成するこ
とが好ましい。

［作用］ 本発明は以上の構成からなり、次にその作用を説明する
。

本発明の装置は、血液のインピーダンスを２種類の大き
く異なる周波数において測定し、その測定値からヘマト
クリットを演算出力するよう形成されている。

第３図には、血液及び血漿のインピーダンスが周波数に
よってどのように変化するかを表わす周波数特性図が示
されている。

同図から明らかなように、血漿のインピーダンスＡは、
数Ｋ１１ｚ〜２００ＭＩＩｚにわたりほぼ一定値を示す
。すなわち、この周波数帯域では、血漿成分のインピー
ダンスＡは周波数依存性をほとんどもたない。

これに対し、血液のインピーダンスＢは、１００Ｋ１１
ｚ〜１０ＭＩＩｚで大きく低下する。これは４．血球成
分の大多数を赤血球が占め、該赤血球の細胞膜は、その
両側に蛋白質の付着し・た２層の脂質分子層からなりコ
ンデンサーと近似した電気的な特性を示し、５０Ｋｌｌ
ｚ以下では赤血球が絶縁物と見なされ、１（ｌＯＫＨｚ
を越える周波数では細胞膜を通過して容量性電流が流れ
はしめ、２０　Ｍ　Ｈｚ以上では細胞膜のインピーダン
スがほぼ無視できる値となるためである。

以上説明したように、５０Ｋ）Ｉｚ以下の低周波におけ
る血液のインピーダンスと、２０ＭＨｚ以上の高周波に
おける血液のインピーダンスとの間には、血液中に含ま
れる血球成分の割合いと極めて密接な相関関係を示す違
いが発生する。従って、これら両インピーダンスを測定
することにより血液のヘマトクリットを測定可能である
ことが理解されよう。

本発明は、このような血液インピーダンスの周波数特性
に着目してなされたものであり、低周波インピーダンス
測定器及び高周波インピーダンス測定器を用い、血液の
低周波インピーダンス及び高周波インピーダンスをＩ測
定し、その測定値を測定装置へ入力している。

そして、測定装置は、このようにして入力される両イン
ピーダンスに基づき前記第１式を用い血液のヘマトクリ
ットを？ｆＸｇ出力する。

［発明の効果コ 以上説明したように、本発明によれば、血液がら直接に
高周波及び低周波の２種類の周波数におけるインピーダ
ンスを測定し、その測定値がらヘマトクリットの算出を
行っている。

従って、本発明によれば、血液中の電解質や蛋白質濃度
の影響を受けることなくヘマトクリットの連続測定を行
うことができ、特に電解質を含んだ薬液を血液中に注入
した場合や血液浄化などにより、急激に血漿中の電解質
濃度が変化した場合においても、これに追随して高精度
のヘマトクリット測定を行うことが可能となる。

また、本発明によれば、従来装置のように血液を限外濾
過する必要がないため、限外濾過器のような特別な装置
が不要となり、装置全体の構成を簡単かつ安価なものと
することが可能となる。

［実施例コ 次に本発明の好適な実施例を図面に基づき説明する。

第１実施例 第１図には、血液透析などの体外循環回路においてヘマ
トクリットを連続測定する本発明の基本構成が示されて
おり、血液流路１００には、低周波インピーダンス測定
器２０及び高周波インピーダンス測定器２２が設けられ
ている。

本発明の特徴的事項は、前記低周波インピーダンス／１
１１１定器２０及び高周波インピーダンス測定器２２を
用いて、低周波における血液のインピーダンスρ１７及
び高周波における血液のインピーダンスρ　を測定し、
これら測測定値ρＬ及びｐＨを用いて血液のヘマトクリ
ットの連続測定を行うことにある。

本発明において、前記低周波インピーダンス測定器２０
は、血球の細胞膜インピーダンスが、血漿あるいは細胞
内液のインピーダンスに比し充分大きな値となる低周波
を用い、血液の低周波インピーダンスρＬを測定するよ
う形成されており、前記低周波は５ＫＨｚ〜５０ＫＨｚ
の低周波測定帯域に設定することが好ましい。

また、本発明の高周波インピーダンス測定器２２は、血
球の細胞膜インピーダンスが、血漿あるいは細胞膜液の
インピーダンスに比し充分小さな値を示す高周波を用い
、血液の高周波インピーダンスρＨを測定するよう形成
”されており、前記高周波は２０Ｍ１ｌｚ〜２００ＭＨ
ｚの高周波帯域に設定することが好ましい。

そして、これら測測定値ρ、及びρＨは、測定装置２４
へ入力され、ここで前記第（１）式に基づきヘマトクリ
ットＨの演算が行われ、を 演算されたヘマトクリットＨｔは表示器２６上に表示さ
れる。

このようにして、本発明によれば、血液流路１００内を
流れる血液から、血液の低周波インピーダンスρ　及び
高周波インピーダンスρＩＩを直接り 測定し、血液のヘマトクリｙｈＨを求めているため、血
液のヘマトクリットを時間遅れなくリアルタイム測定す
ることができ、例えば電解質を含んだ薬液を血液に注入
したり血液浄化などを行うことにより、急激に血漿中の
電解質濃度が変化した場合においても、血液のヘマトク
リット値の変化を正確にＵ＋定することが可能となる。

さらに、本発明によれば、血液から直接測定されたイン
ピーダンスρＬ及びｐＨに基づきヘマトクリットＨｔを
演算するため、従来の限外濾過を用いた測定装置のよう
に、血漿中の電解質や蛋白質の濃度の影響を受けること
なくヘマトクリットＨ１の演算を高精度で行うことがで
き、しかも従来装置のように限外濾過器などを必要とし
ないため、装置全体の構成を簡単かつ安価なものとする
ことが可能となる。

第２図には、本実施例のさらに詳細な構成が示されてい
る。

本実施例において、前記低周波インピーダンス測定器２
０は、抵抗測定セル２８、交流定電流源３０及び交流電
圧計３２を用いて形成されている。

そして、前記抵抗測定セル２８は、血液が抵抗なく流れ
ることができるポリカーボネートの円筒状絶縁パイプ３
４を有し、該パイプ３４の側面には、パイプ中心軸方向
に所定路Ｍ離れた位置に、該中心軸を挟んで１組の電極
３６及び３８が設けられるとともに、該１組の電極３６
及び３８よりパイプ中心軸方向にわずかだけ離して他の
１組の電極４０及び４２が設けられている。

そして、前記１組の電極３６及び３８には、交流定電流
源３０に接続されており、電極３６及び３８間には、生
体に対して安全であること、血球間を流れる電流が微弱
であること、電極の分極が生じないことなどの状況を満
たす５０ＫＩＩｚ　。

１００μＡ　ｒ、ｍ、ｓの低周波交流電流がＨｔ、が供
給される。

従って、この電流供給用の１組の電極３６及び３８に隣
接配置された他の１組の電極４ｏ及び４２の間には５（
ｌＫＨｚにおける血液のインピーダンスρ、に比例する
大きさの交流電圧が発生する。

そして、交流電圧計３２は、前記１組の電極４０及び４
２に接続され、これら電極４ｏ及び４２の間に発生する
交流電圧を直流電圧ＶＬに変換しヘマトクリットの測定
装置２４へ向は出力する。

このようにして、実施例の低周波インピーダンス測定器
２０は、周波数５０ＫＨｚにおける血液のインピーダン
ス値ρＬを４電極法により測定し、該インピーダンス値
を電圧信号ＶＬとしてヘマトクリット測定装置２４へ向
は出力する。

ところで、低周波において、電流ＩＬは血球の細胞膜を
容易に通過することができない。このため、血球の配向
などにより血液インピーダンスに異方性が生ずるが、本
実施例の低周波インピーダンス測定器２０は、４電極法
を用いて血液の流れに対し斜め方向のインピーダンスを
血液の低周波インピーダンスとして測定している。従っ
て、前記血球の配向などに起因した血液インピーダンス
の異方向性の影響をほとんど受けることなく、その測定
を正確に行うことが可能となる。

また、実施例の高周波インピーダンス測定器２２は、抵
抗測定セル４４、交流定電流源及び４６及び交流電圧計
４８を用いて形成されている。

そして、前記抵抗測定セル４４には、血液が抵抗なく流
れることができるポリカーボネートの円筒状絶縁パイプ
５０が用いられている。

ところで、高周波インピーダンスの測定では、電極間の
絶縁対策上、前記低周波インピーダンスの測定に用いら
れたような４電極法を用いることは困難であるので、電
極インピーダンスを低下させるために、血液と電極との
接触面積を広くとることが好ましい。

また、高周波において、電流は血球の細胞膜を容易に通
過することができるため、血球の配向などによる血液イ
ンピーダンスの異方性が発生せず、血液の流れ方向のイ
ンピーダンスを高周波インピーダンスとして測定しても
、血流の影響を受けることはない。

このため、実施例の高周波インピーダンス測定器２２は
、前記パイプ５ｏの両端に１組の円筒電極５２及び５４
を設け、前記各交流定電流源４６及び交流電圧計４８に
それぞれ接続している。

そして、実施例の交流定電流源４６は、前記電極５２及
び５４の間に、血球の細胞膜を通過することができる２
０Ｍ）ｌｚ　、　　１００μＡ　ｒ、ｍ、ｓ、の高周波
電流１１１を供給する。

従って、該電極４０及び４２の間には、２０ＭＨｚにお
ける血液のインピーダンスｐＨに比例した交流電圧が発
生し、この電圧は、交流電圧計４８により直流電圧ＶＨ
に変換されヘマトクリットの測定装置２４へ向は出力さ
れる。

ヘマトクリットの測定装置２４は、前記各測定器２０及
び２２を用いて測定される血液のインピーダンスρＬ及
びｐＨに基づき血液のヘマトクリットを算出する装置で
あり、実施例の測定装置２４は、除算器５６、対数増幅
器５８及び通常のりニア増幅器６０を含む。

そして、前記除算器５６は、血液の５０　Ｋ　Ｈｚにお
けるインピーダンスρＬに比例する電圧ＶＬを、２０Ｍ
ＨｚにおけるインピーダンスｐＨに比例する電圧ＶＨで
割算し、その比 ７−Ｖ　　／Ｖ、、　−（ρＢ、　／ｐＨ）を電圧信号
として対数増幅器５８へ向は出力する。

対数増幅器５８は、除算器５６の出力する信号γを対数
１ｏｇｅγに変換し、さらにリニア増幅器６０は、その
値１ｏｇｅγをに倍し、これをヘマトクリット値 Ｈｔ　　−Ｋ　ｔｏｇｅγ として表示器２６へ向は出力する。

ここにおいて、前記リニア増幅器６０の増幅率には、Ｋ
−８８に設定すると好適である。

測定されたヘマトクリット値を表示する表示器２６は、
Ａ／Ｄ変換器と表示板とを含み、ヘマトクリット測定装
置２４から出力されるアナログ電圧信号をＡ／Ｄ変換し
、このヘマトクリット値Ｈの値、すなわちＨ＝８８１ｏ
ｇｅ（ρＬ／ｐＨの値を％単位で表示板下にデジタル表
示する。

第２実施例 なお、本実施例では、血液温度が一定に保たれている場
合に好適な構成の測定装置を例にとり説明したが、血液
温度が変化し血液インピーダンスに影響を及ぼす場合に
は、サーミスタなどの温度検出手段を用いて血液温度を
測定し、温度変化が血液インピーダンスに与える影響を
補正することか必要であり、このような要求を満足する
本発明の第２実施例が第４図に示されており、以下この
好適な第２実施例について説明する。

なお、前記第１実施例と対応する部材には同一符号を付
しその説明は省略する。

本実施例の特徴的事項は、低周波インピーダンス測定器
２０及び高周波インピーダンス測定器２２の各抵抗測定
セル２８及び４４内にサーミスタ６２．６４を設けたこ
とであり、またヘマトクリット測定装置２４に補正部６
６を設けたことである。

サーミスタ６２．６４は、外面が絶縁被覆されており血
液の流路に面して円筒状絶縁パイプ３４．５０内に設け
られており、その出力端は、ヘマトクリット測定装置２
４内の補正部６６内に設けられた温度計６３及び７０に
それぞれ接続されている。

各温度計６８及び７０は、サーミスタ６２．６４からの
入力信号に基づき血液の温度を測定し、それらに比例し
た大きさの電圧信号を温度補正器７２及び７４へそれぞ
れ出力する。

温度補正″３７２は、シフト回路７６ａ及び乗算器７８
ａからなり、そのうちシフト回路７６ａは入力端８０ａ
に入力される電圧を基準電圧■ｏたけシフトさせて補正
電圧ＶＣａを求め乗算器７ｇａに向は出力する。乗算器
７８ａは、シフト回路７６ａ及び交流電圧計３２からそ
れぞれ人力される２つの電圧Ｖ　ｃａ、Ｖ　Ｌを乗算し
、演算された値を除算器５６へ向は出力する。

ここにおいて、血漿及び血液の温度抵抗は１゜Ｃの温度
上昇により約２％減少する。従って、温度計６８は、測
定温度Ｔの時−〇、０２ＸＴボルトの電圧を出力し、シ
フト回路は、その電圧をＶＱ−１，７４（１＋　０．０
２　ｘ３７）ボルト上昇させて補正電圧Ｖｃａ（＝１　
＋　０．０２　Ｘ　（３７−Ｔ）　）を出力し、乗算器
７８ａは低周波、インピーダンス測定器２０から入力端
８２ａに人力される電圧■、に前記補正電圧ＶＣａを掛
けるべく構成すると、３７°Ｃにおける血液の低周波イ
ンピーダンスρＬを算出するのに好適である。

また、実施例において他の温度補正器７４はシフト回路
７６ｂ１乗算回路７８ｂを用いて温度補正器７２と全く
同様に構成されており、入力される任意の測定温度にお
ける血液の高周波インピーダンスを３７℃におけるイン
ピーダンスｐＨに換算して出力する。

以上の構成とすることにより、血液の；Ｈ度が変化して
も低周波インピーダンスρＬ及び高周波インピーダンス
ρＩＩを血液温度が３７℃である場合に補正することが
でき、この結果、血液温度が変化した場合でもそのヘマ
トクリットＨの測定を高精度で行うことが可能となる。

なお、前記第２実施例において血液の温度を検出する素
子としてサーミスタを用いたが、本発明はこれに限らず
トランジスタ、熱電対など、温度を検出てきる素子であ
れば他の素子を用いることも可能である。

また、実施例においては、各抵抗測定セル２８及び４４
にそれぞれサーミスタ６２．６４を設けた場合を例にと
り説明したが、これら両抵抗測定セル２８及び４４内を
通過する血液に温度差がない場合は、抵抗８１１定セル
２８及び４４のいずれか一方にサーミスタを設けるのみ
で充分である。

また、前記各実施例においては、血液の体外循環流路に
おいてヘマトクリットを測定する場合の構成を示したが
、本発明はこれに限るものではなく、例えば低周波イン
ピーダンス測定器及び高周波インピーダンス測定器の形
状などを適宜変更して、採血した血液のヘマトクリット
測定を行うことも可能である。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明ヘマトクリット測定装置の構成を示す概
略説明図、 第２図は本発明第１実施例におけるヘマトクリットＭｌ
定装置の詳細な説明図、 第３図は血液インピーダンスの周波数特性を示す説明図
、 第４図は本発明ヘマトクリット測定装置の第２実施例を
示す説明図、 第５図は限外濾過液を用いる従来のヘマトクリット測定
装置の構成を示す説明図である。 ２０　・・・　低周波インピーダンス測定器２２　・・
・　高周波インピーダンス測定器２４　・・・　測定装
置 出願人　株式会社　豊田中央研究所 代理人弁理士　吉田研二８−２２ （ｔＡ−２乃） 第３図 ｆｒｅｑ、（）−１ｚ）

Claims (5)

【特許請求の範囲】
1. （１）血液のインピーダンスからヘマトクリットを求め
   るヘマトクリット測定装置において、血球の細胞膜イン
   ピーダンスが、血漿あるいは細胞内液インピーダンスに
   比し充分大きな値となる低周波を用い、血液の低周波イ
   ンピーダンスを測定する低周波インピーダンス測定器と
   、 血球の細胞膜インピーダンスが、血漿あるいは細胞内液
   インピーダンスに比し無視し得る小さな値を示す高周波
   を用い、血液の高周波インピーダンスを測定する高周波
   インピーダンス測定器と、血液の低周波インピーダンス
   及び高周波インピーダンスからヘマトクリットを求める
   演算装置と、を含み、血液のヘマトクリットの連続的測
   定を行うことを特徴するヘマトクリット測定装置。
2. （２）特許請求の範囲（１）記載の装置において、前記
   低周波インピーダンス測定器は、５ＫＨｚ〜５０ＫＨｚ
   の低周波を用い血液の低周波インピーダンスを測定し、 前記高周波インピーダンス測定器は、２０ＭＨｚ〜２０
   ０ＭＨｚの高周波を用い血液の高周波インピーダンスを
   測定することを特徴とするヘマトクリット測定装置。
3. （３）特許請求の範囲（１）、（２）のいずれかに記載
   の装置において、 前記演算装置は、ヘマトクリットＨｔ、血液の低周波イ
   ンピーダンスρ＿Ｌ、高周波電気インピーダンスρ＿Ｈ
   及び定数Ｋの関係式 Ｈｔ＝Ｋ　ｌｏｇｅ（ρ＿Ｌ／ρ＿Ｈ） に基づきヘマトクリットＨｔを演算する演算回路を含む
   ことを特徴とするヘマトクリット測定装置。
4. （４）特許請求の範囲（１）〜（３）のいずれかに記載
   の装置において、 前記低周波インピーダンス測定器は、低周波測定電流を
   発生する交流定電流源、交流電圧計及び抵抗測定セルを
   含み、 前記抵抗測定セルは、 血液が抵抗なく流れることができるよう形成された絶縁
   パイプの内側面に、パイプ中心軸に対し略対称でかつ該
   中心軸方向にわずかに離れた位置に前記交流定電流源と
   接続された１組の電極を設けるとともに、前記１組の電
   圧印加用電極に隣接して前記交流電圧計に接続された他
   の１組の電極を設け、血液の流れ方向に対して斜め方向
   の低周波インピーダンスを測定することを特徴とするヘ
   マトクリット測定装置。
5. （５）特許請求の範囲（１）〜（４）のいずれかに記載
   の装置において、 前記高周波インピーダンス測定器は、高周波測定電流を
   発生する交流定電流源、交流電圧計及び抵抗測定セルを
   含み、 前記抵抗測定セルは、 血液が抵抗なく流れることができるよう形成された絶縁
   パイプと、該パイプの両端に設けられた１組の筒状電極
   と、 を用いて形成され、前記１組の筒状電極に交流定電流源
   の出力端子及び交流電圧計の入力端子を接続し血液の高
   周波インピーダンスを測定することを特徴とするヘマト
   クリット測定装置。