TWI309169B - The blood purifier - Google Patents

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TWI309169B
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Yoshihiro Mori
Takayuki Oishi
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Nikkiso Co Ltd
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Description

1309169 玖、發明說明： ㈠發明所屬之技術領域 本發明涉及一邊使患者的血液進行體外迴圈一邊使其 進行淨化的血液淨化裝置。 ㈡先前技術 一般，在透析治療中，爲了使患者的血液在體外迴圈使 用著主要由可撓性管構成的血液回路。該血液回路主要包 括在頂端安裝有從患者採取血液的動脈側穿刺針的動脈側 血液回路和在頂端安裝有將血液回到患者的靜脈側穿刺針 的靜脈側血液回路，在這些動脈側血液回路和靜脈側血液 回路之間裝有透析器。 另外，在動脈側血液回路上配設拉薄型的血液泵，通過 驅動該血液泵從動脈側穿刺針採取患者的血液，使其在動 脈側血液回路、透析器及靜脈側血液回路中進行體外迴 圈。在這樣的透析器的內部配設多個中空絲管，血液分別 通過各個中空絲管的內部。 另一方面，在透析器的殼體上突出形成透析液導入口及 透析液導出口，透析裝置是與這些口連接著。而且，從透 析裝置通過透析液導入口供給所規定的透析液的同時，該 透析液通過中空絲管的外部（即，中空絲管的外周面和殼體 的內周面間）後，通過透析液導出口排出。 可是，在中空絲管的壁面形成微小的孔（腔孔）構成血液 淨化膜，通過中空絲管內部的血液的廢棄物等透過血液淨 化膜排出到透析液內的同時，排出廢棄物等淨化了的血液 回到患者的體內。可是，在透析裝置內，配設用於從患者 1309169 的血液除去水分的除水泵（有時利用平衡室），在透析治療 時除去水分。 以往，曾提出了以下的方案，即在靜脈側血液回路上設 置一對含有發光部和受光部的光感測器，求出通過透析器 的血液濃度（血細胞比容値）的同時，比較該實測値的血液 濃度與從血液泵的設定血液速度及設定除水速度算出的血 液濃度的理論値，來監視除水量（參照專利文獻1)。 在專利文獻1中公開的淨化裝置，其構成是用設置在靜 脈側血液回路的光感測器求出通過透析器的血液濃度，將 該透析中血液濃度的實測値和、從透析開始前預測的血液 濃度和血液泵的設定流量和設定除水速度算出的血液濃度 的理論値進行比較來監視除水量。通過這樣的構成，可預 先地防止除水的誤差增大，其結果可以防止由於除水誤差 引起患者的病情惡化。 專利文獻1 日本專利公開1 997 — 1 4993 5號公報 ㈢發明內容 可是，在上述以往的血液處理裝置中，存在著在透析開 始前必需測定患者的血液濃度，相應地延長了治療時間， 加重了患者的負擔的問題。這是因爲作爲用於求出血液濃 度的理論値的參數，除了血液泵的設定血流速度及設定除 水速度以外，需要使用在透析開始前測定的血液濃度的緣 故。 另外，在上述以往的裝置中，只是進行除水量的監視（除 水誤差），不能監視裝置中內在的各種構成要素，所以強烈 1309169 地希望通過血液濃度的測定，可以監視包括血液回路的裝 置的全體動作的裝置。 本發明就是鑒於這樣的情況而進行的，其目的在於提供 一種血液淨化裝置，它不需要對於患者預先進行血液濃度 測定，可縮短治療時間，減輕患者的負擔，同時，可監視 其裝置內的各種構成要素的不良狀況。 申請專利範圍第1項所述的發明，是一種血液淨化裝 置，其特徵是具有：血液回路，由使採取的患者的血液進 行體外迴圈的動脈側血液回路及靜脈側血液回路構成；血 液泵，配置在該血液回路的動脈側血液回路中；血液淨化 機構，連接在上述血液回路的動脈側血液回路及靜脈側血 液回路之間，淨化在該血液回路中流動的血液；第1測定 機構，設置在上述血液回路的動脈側血液回路中，測定在 該動脈側血液回路中流動的血液濃度；第2測定機構，設 置在上述血液回路的靜脈側血液回路中，測定在靜脈側血 液回路中流動的血液濃度；運算機構，分別運算用上述第1 測定機構及第2測定機構測定的血液濃度的比，和以上述 血液泵的設定血液速度及上述血液淨化機構的設定淨化速 度作爲參數，從規定的運算式求出的作爲理論値的血液濃 度的比；判別機構，判別通過該運算機構求出的作爲測定 値的血液濃度的比和作爲理論値的血液濃度的比是否大致 相同。 申請專利範圍第2項所述的發明，其特徵是在申請專利 範圔第1項所述的血液淨化裝置中，上述血液淨化機構具 有血液淨化器和血液淨化裝置主體，上述血液淨化器連接 1309169 在上述動脈側血液回路及靜脈側血液回路之間，上述血液 淨化裝置主體具有除水機構，該除水機構連接在上述血液 淨化器中，除去流過該血液淨化器的血液中的水分，上述 設定淨化速度是上述除水機構的設定除水速度。 申請專利範圍第3項所述的發明，其特徵是在申請專利 範圍第2項所述的血液淨化裝置中，在上述血液回路中配 置導入補液的補液導入機構的同時，上述運算機構，在上 述設定血液速度及設定除水速度基礎上，將該補液導入機 構的設定補液速度及上述血液淨化器的過濾速度作爲參 數，從規定運算式運算出作爲理論値的血液濃度的比。 申請專利範圍第4項所述的發明，其特徵是在申請專利 範圍第1至3項中任一項所述的血液淨化裝置中，具有報 知機構，報知上述判別機構的作爲測定値的血液濃度的比 和作爲理論値的血液濃度比的差超過規定的容許範圍。 申請專利範圍第5項所述的發明，其特徵是在申請專利 範圍第1至4項中任一項所述的血液處理裝置中，在上述 判別機構的作爲測定値的血液濃度比和作爲理論値的血液 濃度比的差超過所容許範圍時’使血流速度、淨化速度' 補液速度或過濾速度變化’特定不良部位。 按照申請專利範圍第1項，由於通過設置在動脈側血液 回路的第1測定機構和設置在靜脈側血液回路的第2測定 機構，測定導入到血液淨化機構前的血液濃度及從血液淨 化器導出後的血液濃度’所以不需要對於患者預先進行血 液濃度測定’可縮短治療時間，減輕患者的負擔，同時， 可監視血液淨化裝置內的各種構成要素的不良狀況。 1309169 按照申請專利範圍第2項，由於將透析治療所使用的血 液淨化器及血液淨化裝置主體中的設定除水速度作爲參 數，所以也可適用于伴隨除水的透析治療裝置，不需要對 於患者預先進行血液濃度測定，可縮短治療時間，減輕患 者的負擔，同時，可監視血液淨化裝置內的各種構成要素 的不良狀況。 按照申請專利範圍第3項，如HDF ' HF或AFBF，在血 液回路中導入補液的裝置中，也不需要對於患者預先進行 血液濃度測定，可縮短治療時間，減輕患者的負擔，同時， 可監視血液淨化裝置內的各種構成要素的不良狀況。 按照申請專利範圍第4項，由於用報知機構報知判別機 構的作爲測定値的血液濃度的比和作爲理論値的血液濃度 比的差超過所規定容許範圍，所以可使醫療工作者等識別 在血液淨化裝置中有什麼不良狀況。 按照申請專利範圍第5項，由於可特定不良部位，所以 能夠圓滑且準確地進行修理或修補那個構成要素，就可以 這樣的特定不良部位之後的處理。 ㈣實施方式 以下，參照附圖具體地說明本發明的實施方式。 第1實施方式的血液處理裝置是由將患者的血液在體 外迴圏且進行血液透析（HD)的透析裝置構成的。該透析裝 置’如第1圖所示，主要構成包括：血液回路1，連接著 作爲血液淨化器的透析器2 ;透析用監視裝置6，一邊向透 析器2供給透析液一邊除水；透析液供給裝置7(參照第2 圖）’調製透析液。 1309169 另外，透析用監視裝置6及透析液供給裝置7構成本發 明的血液淨化裝置主體的同時，該血液淨化裝置主體和血 液淨化器（透析器2)構成本發明的血液淨化機構。即，血液 淨化機構是連接在後述的動脈側血液回路1 a和靜脈側血液 回路1 b之間，淨化在血液回路1中流過的血液。 血液回路1，如第1圖所示，主要是由可撓性管構成的 動脈側血液回路1 a及靜脈側血液回路1 b組成的，在這些 動脈側血液回路1 a及靜脈側血液回路1 b之間連接有作爲 血液淨化器的透析器2。 在動脈側血液回路1 a的頂端上連接有動脈側穿刺針a 的同時，在途中配設拉薄型的血液泵3及動脈側滴液室 4a。另一方面，在靜脈側血液回路1 b的頂端上連接有靜脈 側穿刺針b的同時，在途中配設靜脈側滴液室4b。 而且，在將動脈側穿刺針a及靜脈側穿刺針b穿刺在患 者的狀態下驅動血液泵3時，則患者的血液通過動脈側血 液回路1 a在動脈側滴液室4a除泡後，到透析器2，通過該 透析器2進行血液淨化，在靜脈側滴液室4b中除泡且通過 靜脈側血液回路1 b回到患者的體內。即，使患者的血液在 血液回路1中進行體外迴圈且在透析器2中淨化。 另外，在動脈側血液回路1 a或靜脈側血液回路1 b的途 中，也可配設多個爲了注入藥液或采血的橡膠鈕扣（未圖示 出）等，在靜脈側血液回路1 b的靜脈側穿刺針b的附近也 可配設氣泡檢測器（未圖不出），檢測在該靜脈側血液回路 1 b內流動的血液是否混有空氣。 在透析器2的殼體部形成血液導入口 2a、血液導出口 -10- 1309169 2b、透析液導入口 2c及透析液導出口 2d’其中’血液導入 口 2 a連接動脈血液回路1 a、血液導出口 2 b連接靜脈側血 液回路lb。另外，透析液導入口 2c及透析液導出口 2d分 別連接在從透析用監視裝置6延長設置的透析液導入管L 1 及透析液排出管L 2。 在透析器2內收納多個中空絲管，將該中空絲管內部作 成血液的流路的同時’將中空絲管外周面和殻體部的內周 面間作成透析液的流路。在中空絲管中形成有多個貫通其 外周面和內周面的微小孔形成中空絲膜’通過該膜可將血 液中的雜質等透過到透析液內。 一方面，透析用監視裝置6，如第2圖所示，主要由跨 接在透析液導入管L1及透析液排出管L2形成的複式泵 P，和在透析液排出管L2中繞過複式泵P連接的旁通管L3 和連接于該旁通管L3的除水泵8(除水機構）構成。而且， 透析液導入管L1的一端連接於透析器2(透析液導入口 2c) 的同時，另一端連接於配製規定濃度的透析液的透析液供 給裝置7。 另外’透析液排出管L2的一端連接於透析器2(透析液 導出口 2d)的同時，另一端連接於未圖示的廢液機構，從透 析液供給裝置7供給的透析液通過透析液導入管l 1到達透 析器2後，通過透析液排出管L2及旁通管L3輸送到廢液 機構。另外，該圖中符號9及1 〇分別表示連接於透析液導 入管L1的加熱器及脫氣機構。 除水泵8是從流過透析器2中的患者的血液除去水分用 的。即’若驅動這樣的除水泵8，由於複式泵p是定量型 -11 - 1309169 的，所以從透析液排出管L 2排出的液體的容量要比從透析 用導入管L 1導入的透析液量變多，其多的容量是應從血液 中除去的水分。另外，用這樣的除水泵8以外的機構（例如 利用所謂的平衡室等）也可從患者的血液中除去水分。 在動脈側血液回路1 a的動脈側滴液室4 a和透析器2 間，配設有測定在該動脈側血液回路1 a中流動的血液濃度 (具體地是血細胞比容値）的第1測定機構5a的同時，在靜 脈側血液回路1 b的靜脈側滴液室4b的下游側（靜脈側穿刺 針b側）配設有測定在靜脈側血液回路1 b中流動的血液濃 度（具體地是血細胞比容値）的第2測定機構5b。 這樣的第1測定機構5a及第2測定機構5b是由血細胞 比容値感測器構成的，這樣的血細胞比容値感測器，具有 如LED等的發光元件及光二極體等的受光元件，從發光元 件將光（例如’約805 ± 1 5nm的波長的近紅外線）照射到血液 的同時，用受光元件接受其透過的光或反射的光測定表示 導入透析器2前及從透析器2導出後的患者的血液的濃度 的血細胞比容値的。 具體地’根據從受光兀件輸出的電氣信號求出表示血液 濃度的血細胞比容値。即，構成血液的紅血球和血漿等的 各成分分別具有固有的吸光特性，利用該性質，對測定血 細胞比容値時必要的紅血球，進行電子光學的定量處理， 由此可求出該血細胞比容値。更具體地，從發光元件照射 的近紅外線’在反射到血液時，受到吸收和散射的影響， 用受光元件受光。從其受光的強弱解析光的吸收散射率， 算出血細胞比容値。 -12- 1309169 進而，上述第1測定機構5 a及第2測定機構5 b，如圖 3所示，與配設在透析用監視裝置6內的運算機構1 1及判 別機構1 2，進而與報知機構1 3電氣地連接著，用該第1 測定機構5a及該第2測定機構5b測定的血細胞比容値作 爲電氣信號送信到運算機構1 1。此外，運算機構1 1和判別 機構1 2可以用透析用監視裝置6內的微處理器等構成，也 可以用另外的計算機構成。報知機構1 3，可以將透析用監 視裝置6具有的由LED構成的發光機構發光，顯示在液晶 顯示畫面或者從喇叭輸出警報中任何一種方法。 運算機構1 1，分別算出第1測定機構5 a及該第2測定 機構5 b測定的血細胞比容値的比和、血液泵3的設定血流 速度、及除水栗8的設定除水速度（血液淨化機構設定的淨 化速度）作爲參數，從規定運算式求出的作爲理論値的血細 胞比容値的比。例如，用第1測定機構5 a的作爲測定値的 血細胞比容値作爲Hta，用第2測定機構5b的作爲測定値 的血細胞比容値作爲HU時，運算這些測定値的比Hta/Htv 的同時，將血液泵3的設定血流速度作爲Qb、將除水泵8 的設定除水速度作爲Quf時，作爲理論値的Hta/Htv可以用 以下的運算式求出。 也就是，從Hta(理論値）XQb(設定値）=Htv(理論値）x (Qb(設定値）一Quf(設定値））的關係式，得到理論値的比 1 — Quf(設定値）/Qb(設定値）的運算式。因此，通 過運算式求出的理論値的比和、上述測定値的比可通過運 算機構1 1求出。另外，在本實施方式中，血細胞比容値的 比（測定値及理想値兩者）是以Hta/Htv求出的，但是也可以 -13- 1309169 求出其倒數Htv/Hta。 判別機構1 2是對運算機構1 1求出的作爲測定値的血細 胞比容値的比和作爲理論値的血細胞比容値的比進行判別 是否大約相等，例如，可以判別兩者的比是否爲1，或者 從作爲測定値的血細胞比容値的比減去作爲理論値的血細 胞比容値的比（相反地也可以從理論値減去測定値），通過 判別是否接近於0，來判別這些値是否大約相等。此外， 預估計第1測定機構5a及第2測定機構5b的測定誤差， 設定減法運算時的可允許値的範圍，用判別機構1 2判別是 否超過這些允許値的範圍。
分別正常地驅動血液泵3及除水泵8，而且沒有漏液等 之下Qb及Quf如設定時，則作爲理論値的血細胞比容値的 比和作爲測定値的血細胞比容値的比是一致的，Hu/Htv(測 定値）=1— Quf(設定値）/Qb(設定値）的關係式應該成立。因 此，在用判別機構I 2判別這樣的關係式成立時，可以判斷 含有血液回路1的透析裝置沒有異常，當判別上述關係式 不成立時，可以判斷血液泵3和除水泵8等任何一個有異 常，用報知機構13向周圍的醫療工作人員報知。 此外，當用報知機構13報知時，使兩泵動作停止，需 要進行必要的修理或者裝置的更換。這樣，通過報知機構 1 3可以報知血液栗3及除水泵8是否有異常，所以可以使 醫療工作人員認識到透析裝置是否有異常。 這裏，Hta/Htv(測定値）=1 — Quf(設定値）/Qb (設定値） 的關係式不成立時，右邊（即理論値）是小値時，可以認爲 除水泵8的驅動速度比設定的快了，或者血液泵3的驅動 -14- 1309169 速度比設定慢了’但是還不能特定哪一種異常。因此’爲 了找出異常部位’在判別機構12判別異常時’用運算機構 11進行以下的運算。 也就是，Hta/Htv (測定値）=1 — Quf(設定値）/Qb(設定値） 的關係式不成立時，由於1 — Q u f (設定値）/Q b (設定値）# 1 —Q u f (實際値）/ Q b (實際値）’所以（Q u f (設定値）/ Q b (設定 値））/(Quf(實際値）/Qb(實際値））=P(但是’ P# Π的關係式 (以下稱爲（1)式）成立。 可是，除水泵8的驅動動作保持原狀下，變化血液泵3 的驅動速度’將Qb(設定値）作成X倍（設定値Qb是已知的’ 所以X倍的數値也是已知値），其結果’假定Qb(實際値） 是y倍時，則（Quf(設定値）/xQb(設定値））/(Quf(實際 値）/yQb(實際値））=(y/x)P的關係式（以下稱爲（2)式）成立。 此時，血液泵3的動作如果是正常的’由於X = y ’所以用 上述（1)式得到的値應該等於用上述（2)式得到的値’但是兩 値互相不等時，可以判斷血液泵3有異常。 另外，血液泵3的驅動動作保持原狀下，變化除水泵8 的驅動速度，將Quf(設定値）作成a倍，其結果，假定Quf(實 際値）是b倍時，則（aQuf(設定値）/Qb(設定値））/(bQuf(實際 値）/Qb(實際値））=(a/b)p的關係式（以下稱爲（3)式）成立。此 時，血液泵3的動作如果是正常的，由於a = b，所以用上述 (1)式得到的値應該等於用上述（3)式得到的値，但是兩値互 相不等時，可以判斷除水泵8有異常。 換言之，Hta(理論値）/Htv(理論値）=1 — Quf(設定 値）/Qb(設定値）及HU(測定値）/Htv(測定値）=1 - Quf(實際 -15- 1309169 値）/Qb (實際値）成立，所以血液泵3或者除水泵8產生異常 時，（Quf(設定値）/Qb(設定値）}/{Quf(實際値）/Qb(實際値）） =p(但是p尹1)的關係式成立’從上述關係式可以得到 Quf(實際値）/Qb(實際値）=1 — Hta(測定値）/Htv(測定値）的 式成立。 因此，由於p = { Q u f (設定値）/ Q b (設定値）} / { 1 一 H t a (測 定値）/Htv(測定値））成立，所以可以從已知的設定値及測定 値求出P。接著，只是將血液泵3的驅動速度（設定値）變更 爲xQb(x是常數，所以xQb是已知的値），假定其結果Qb(實 際値）是y倍時，則成爲{Quf(設定値）/xQb(設定値））/{Quf(實 際値）/yQb(實際値）} = (y/x)p。這裏，比較p和（y/x)p， P = (y/x)P，也就是y/x=l，可以判斷血液栗3沒有異常，除 水泵8有異常。相反地y /χ年1，也就是y # X時，可以判斷 血液泵3異常。 以上是第1實施方式中用判別機構1 2的判別方法（用比 進行比較），但是也可以以下用差進行比較判別異常。 也就是’與用比的判別方法相同地，從Hta/Htv(理論値） =1 一 Quf(設定値）/Qb(設定値），而且Hta/Htv(測定値）=1 一 Quf(實際値）/Qb(實際値）的兩個式求出理論値和測定値 的差△ L1時，則△ LI = (1 — Quf(設定値）/Qb(設定値））—（1 —Quf(實際値）/Qb(實際値））=Quf(實際値）/Qb(實際値）-Quf(設定値）/Qb(設定値）的運算式成立。 在這裏’除水泵8及血液泵3都是正常動作時，應該△ Ll=〇。可是求出上述差的運算結果，當AL1赛〇時，可以 判斷除水栗8或血液栗3有異常。因此，當△ l 1矣〇時，使 -16- 1309169 血液泵3的驅動速度變化，將Qb(設定値）作成a倍（由於設 定値Qb是已知的’所以3倍後也是已知的數値），其結果， 假定Qb(實際値）是b倍時，此時的差△ L2可用以下的算式 計算出。 △ L2 = Quf(實際値）/bQb(實際値）—Quf(設定値）/aQb(設 定値）的運算式成立，此時，血液泵3的動作正常時，由於 a = b’所以應該Δί1=3ΔΙ^2(及= bAL2)的關係式成立。可 是當這樣的關係式不成立時，可以判斷除水泵8異常。此 外，也可以將除水泵8的驅動速度作成a倍後，用上述的 運算式進行比較。 換言之，成爲△ Ll = 1— {Quf(設定値）/Qb(設定値）} — {1 -(Quf(實際値）/Qb (實際値）H = {Quf(實際値）/Qb(實際値）} -(Quf(設定値）/Qb(設定値）} = { 1 — Hta(測定値）/Htv(測定 値）} 一 {Quf(設定値）/Qb(設定値）），通過已知的設定値和實 測値（測定値）求出Δ L1。在這裏，△ L1 = 0時，可以判斷血 液泵3及除水泵8都沒有異常，但是△ L 1 # 0時，可以判 斷血液泵3或者除水泵8產生異常。 △ L1 # 0時，將血液泵3的驅動速度（設定値）變化爲 aQb(由於a是常數，所以aQb是已知的値），其結果，假定 Qb(實際値）是b倍，此時的差△ L2可以用下式運算式求 出。也就是成爲AL2=l—{Quf(設定値）/aQb(設定値）}— {1 -Quf(實際値）/bQb(實際値）} = {Quf(實際値）/bQb(實際値）} -{ Quf(設定値）/aQb(設定値）’在這裏’血液泵3是正常時’ 則因爲a = b，所以計算出L2時’ aA L2 = (a/b){Quf(實際 値）/Qb(實際値）} 一 {Quf(設定値）/Qb(設定値）} = ALl，或者 -17- 1309169 計算出b △ L2時，則bA L2 = {Quf(實際値）/Qb (實際値）} _ (b/a){Quf(設定値）/Qb(設定値）} = ali。通過上述運算，在 △L1竽〇時，而且，aAL2= ALl或者}^L2= AL1時’可 以判斷除水泵8異常，aA L2矣△ L1或者^ L2# △ L1時 可以判斷血液泵3異常。 按照上述第1實施方式’可以不進行以往的對患者的血 細胞比容値的測定，縮短治療時間，減輕患者負擔的同時， 可以監視透析裝置內的血液泵3或者除水泵8的各種構成 要素的異常’另外因爲可以特定異常的部位，所以可以圓 滑地而且準確地進行所謂要修理或者補修哪一個的構成要 素的下一步的對應。 以下，說明本發明的第2實施方式。 本實施方式所涉及的血液裝置是適合於血液過濾透析 法（HDF)、血液過濾法（HF)，由從動脈側血液回路導入補液 的結構構成，如圖4所示，由篩檢程式等構成的血液淨化 器2’連接的血液回路1，及連接在血液淨化器2’上的可以 除水的血液淨化裝置主體6 ’構成的。此外，對於與第1實 施方式相同的構成要素，賦予相同的符號，同時省略其詳 細的說明。 在配設在動脈側血液回路1 a的途中的動脈側滴液室4a 上延設有由可繞性管構成的補液導入管1 5，在該補液導入 管1 5的頂端連接可收容規定量補液的補液貯存袋1 4a的同 時，在該補液導入管1 5的途中配設拉薄型的補液泵1 4b。 這些補液貯存袋14a及補液泵14b構成用於將補液導入到 血液回路1的補液導入機構1 4。 -18- 1309169 另外，配設在動脈側血液回路1 a及靜脈側血液回路1 b 的第1測定機構5a及第2測定機構5b，與第1實施方式相 同’如圖3所示’與運算機構1 1、判別機構1 2及報知機構 13電氣地連接著。在此’在本實施方式的運算機構u中， 除了計算如第1實施方式的第1測定機構5 a及第2測定機 構5b測定的血細胞比容値的比之外，將血液泵3的設定血 流速度、除水泵8的設定除水速度 '補液導入機構！ 4的補 液速度、以及血液淨化器2 ’的過濾速度作爲參數，從規定 運算式運算出作爲理論値的血細胞比容値。 例如，將第1測定機構5 a的作爲測定値的血細胞比容 値作爲Hta，將第2測定機構5b的作爲測定値的血細胞比 容値作爲Htv時，運算這些測定値的比Hta/Htv的同時，將 血液泵3的設定血流速度作爲Qb，除水泵8的設定除水速 度作爲Quf ’補液導入機構14的補液速度作爲Qsin，血液 淨化器2’的過濾速度作爲Qsout時，作爲理論値的比 Hta/Htv可用下式計算。 脫血的血液的血細胞比容値作爲Htp時，由於Hta(理論 値）=Htpx Qb/(Qb + Qsin)、Htv(理論値）=Htpx Qb/(Qb + Qsin - Quf — Qsout)，所以這些理論値的比可以從以下的算 式計算出來。也就是成爲，HU/HU(理論値）=1 一（Quf + Qsout)/(Qb+Qsin)，此外，在HF的情況，與Qd=0的同時， 在通常的血液淨化裝置中可以自動控制使得Qsin =
Qsout 0 因此，用這樣的運算式求出的理論値的比和上述測定値 的比，可以用運算機構11導出。這些是否是略爲相等， -19- 1309169 可以用與第1實施方式相同的判別機構1 2進行判別。此 外’在本實施例中，是以Hta/Htv求出血細胞比容値的比（測 定値及理想値兩者），但是也可以求出倒數的HtWHta。 當Qb、Quf、Qsin及Qsout是按照血液泵3、除水泵8 及補液泵1 4 b分別正常驅動’而且沒有液漏的設定値時， 作爲理論値的血細胞比容値的比和作爲測定値的血細胞比 容値的比一致’成爲（Hta/Htv(測定値）=(Hta/Htv(理論 値）），貝 U Hta/Htv(測定値）=1— (Quf + Qsout)/(Qb + Qsin)的 關係應該成立。 因此’用判別機構1 2判別這樣的關係成立時，可以判 別含有血液回路1的透析裝置沒有異常，當判別上述關係 不成立時’可以判別血液泵3、除水泵8或者補液泵1 4 b 等有一些異常’所以可通過報知機構13向周圍的醫療工作 者報知。 在追裏 ’ Hta/Htv(測疋値）=1 — (Quf + Qs〇ut)/(Qb + Qsin) 的關係不成立’右邊（即理論値）的小時，可以認爲除水泵8 的驅動速度比設定的速度快、或者血液泵3的驅動速度比 設定的速度慢、或者補液泵1 4b的異常或液漏等而產生補 液不足。但是是哪一種不良情況不能特定。由此，爲了進 行不良部位的特定’當判別機構1 2判別有異常時，可用運 算機構11進行以下的運算。 也就是，Hta/Htv(測定値）=1- (Quf + Qsout)/(Qb + Qsin) 的關係不成立時’由於1— (Quf(設定値）+Qsout(設定 値））/(Qb(設定値）+ Qsin(設定値））# 1— (Quf(實際値 Q s 〇 u t (實際値））/ (Q b (實際値）+ Q s丨n (實際値）），所以（（q u f (設 -20- 1309169 疋値）+ Qsout(設定値））/(Qb(設定値）+ Qsin(設定 値））} / { ( Q u f (實際値）+ Q s o u t (實際値））/ (Q b (實際値）+
Qsin(實際値））} = q的關係式（但是1)(以下稱爲（4)式）成 立。 可是，血液泵3及補液泵1 4 b的驅動動作在保持不變 下’改變除水泵8的驅動速度，將Quf(設定値）+ Qsout(設 定値）作成z倍，其結果假定（Quf(實際値）+ QS0ut(實際値） 成爲s倍時（在本實施方式中，除水泵8同時進行除水和過 濾）’則{ z (Q u f (設定値）+ Q s 〇 u t (設定値））/ (Q b (設定値）+ Qsin(設定値））}/{s(Quf(實際値）+Qs〇ut(實際値））/(Qb(實際 値）+ Q s i η (實際値））} = (z / s) q的關係式（以下稱爲（5 )式）成 见。此時’除水栗8的動作正常時，由於z = s，按照上述 (4)式的値和按照上述（5)式的値應該是相等的，但是兩者不 相等時，可以判斷除水泵8異常。 另一方面，認爲除水泵8正常動作時（沒有看到除水泵8 有異常）’則Quf(設定値）+Qs〇ut(設定値）=Quf(實際値）+ Qsout(實際値）成立，所以（4)式可以按照以下進行簡化。也 就是’簡化成（Qb(實際値）+Qsin(實際値））/(Qb(設定値）+ Qsin(設定値））=q(其中q#i)的運算式。 在追裏’爲了作成只是停止補液和過爐的狀態（即與如 第1實施方式的HD相同的狀態），在Quf(設定値）不變的狀 態下’如果將Qsout(設定値）及Qsin(設定値）作成〇，則與 第1實施方式同樣，{Quf(設定値）/Qb(設定値））/{Quf(實際 値）/(Qb(實際値）}=r(其中r尹1)的運算式成立。 以下’與第丨實施方式的HD相同地，將血液泵3的設 -21 - 1309169 定値作成X倍後，通過進行比較可以確認血液泵3的異常， 另一方面’在血液泵8沒有異常時，可以懷疑補液泵14b 的異常或者補液導入管15(補液回路）有漏液。此外，是否 爲補液泵14b的異常或者由於補液回路的漏液引起的異 常，操作者可以用目視觀察是否液漏來進行確認。 以上是第2實施方式的用判別機構1 2的判別方法（用比 進行比較），以下也可以用差進行比較判別不良情況。 也就是，與用比的判別方法相同地，從Hta/Htv(理論値） =1一（Quf(設定値）+ Qsout(設定値））/(Qb(設定値）+ Qsin(設 定値）），而且Hta/Htv(測定値）=1 - (Quf(實際値）+ Qsout(實 際値））/(Qb(實際値）+ Qsin(實際値））的兩個式求出理論値和 測定値的差△ L 3時，則△ L 3 = (Q u f (實際値）+ Q s 〇 u t (實際 値））/ (Q b (實際値）+ Q s i η (實際値））-(Q u f (設定値）+
Qsout(設定値））/(Qb(設定値）+ Qsin(設定値））（以下稱爲（A) 式）的運算式成立。 在這裏，除水泵8(或者不兼用除水泵的濾液泵）、血液 泵3及補液泵14b分別是正常工作時，應該ΔΙ^^Ο。可是 求出上述差的運算結果，當△LSgO時，可以判斷其中的 —些泵有異常。因此，當時，將Quf(設定値）+ Qsout(設定値）作成c倍，其結果，假定Quf(實際値）+ Qsout(實際値）成爲d倍時，此時的差△ L4可用以下的算式 計算出。 △ L4=d(Quf(實際値）+QS0ut(實際値））/(Qb(實際値）+ Qsin(實際値））—c(Quf(設定値）+QS0ut(設定値））/(Qb(設定 値）+Qsin(設定値））的運算式成立，此時，除水泵8和不兼 -22- 1309169 用除水泵的濾液泵的動作正常時，由於c = d，所以△ L4 > e △ L3(及dZ\ L3)的關係式應該成立。可是當這樣的關係式；^ 成立時，可以判斷除水泵8及不兼用除水泵8的濾液泵的 動作異常。 進而，Δ；ί4=(：ΔΙ^3(及dAL3)的關係式成立時，在（A) 式中，由於Quf + Qsout的項，設定値和實際値相同，所以 可不必考慮。因此，△ L3可以按照下式△ L3’進行簡化。 也就是△ L3’= 1/Qb(實際値）+ Qsin(實際値））—l/(Qb(設定 値）+Qsin(設定値））的運算式進行簡化。 在這裏，當補液栗14b的驅動停止時，上述簡化了的運 算式中，進而簡化成ΔΙ>3’=1/(^(實際値）一 Ι/Qb(設定 値）。該式中，△ L 3 ’= 0時，可以判斷血液泵3是正常動作 的，另一方面可以判斷補液栗14b的異常或者含有該補液 泵14b的補液導入機構14有液漏等有一些異常，與此相 反，當Δί3’#0時可以判斷血液泵3異常。 接著，對於本發明的第3實施方式進行說明。 本實施方式的血液淨化裝置是適用於血液過濾透析法 (HDF)、血液過濾法（HF)或AFBF無醋酸鹽生物過濾法 (Aceyate-free biofilbration) ’由從靜脈側血液回路導入補液 的結構構成，如圖5所示’主要從連接有由篩檢程式等構 成的血液淨化器2 ’的血液回路1，以及連接在血液淨化器 2’上且可除水的血液淨化裝置主體6’構成。另外，在與第1 實施方式及第2實施方式相同的構成要素中，付與同一符 號，同時省略詳細的說明。 在配設在靜脈側血液回路1 b途中的靜脈側滴液室4b -23- 1309169 上連接有與第2實施方式相同的補液導入機構1 4。另外， 配設在動脈側血液回路i a及靜脈側血液回路1 b的第丨測 定機構5a及第2測定機構5b’與第1實施方式及第2鹭施 方式相同地，如圖3所示，電氣地連接在運算機構1 1、判 別機構1 2及報知機構1 3上。 在此，在運算機構11中，與第2實施方式相同地，運 算用第1實施方式的第1測定機構5a及第2測定機構5b 測定出的血細胞比容的比，同時將血液泵3的設定血流_ 度、除水泵8的設定除水速度、補液導入機構14的補液速 度，及用血液淨化器2’的過濾速度作爲參數，從規定的運 算式計算出作爲理論値的血細胞比容値的比。 用本實施方式中的運算機構11的運算，是按照以下m 行的。也就是將脫血的血液的血細胞比容値作爲Htp時， 此時，Htp = Hta，所以成爲 Htv(理論値）=HtaXQb/(Qb + Qsin —Quf—Qsout)、可以得到 Hta/Htv(理論値）=l-(Quf + Qsout — Qsin)/Qb的運算式，此外HF的情況，與Qd=〇 — 起，在通常的血液淨化裝置中’可以自動控制使得Qsin = Q s 〇 u t。 用判別機構1 2判別上述理論値的比和’上述測定値的 比是否大約相同。當血液泵3、除水泵8及補液泵1 4b分別 是正常驅動，而且沒有液漏等’ Qb、Quf、Qsin及Qsout 是如設定的値時，因作爲理論値的血細胞比容値的比和作 爲測定値的血細胞比容値的比一致（Hta/Htv(測定値）= (Hta/Htv(理論値））’所以應該成立Hta/Htv(測定値）=1 -⑴uf+ Qsout — Qsin)/Qb 的關係。 -24- 1309169 因此，用判別機構1 2判別這樣的關係成立時，可以判 斷含有血液回路1的透析裝置沒有異常，當判別上述關係 式不成立時’可以判斷血液泵3、除水泵8或者補液泵1 4 b 等其中一個異常，通過報知機構1 3報知給周圍的醫務工作 者。 這裏，Hta/Htv(測定値）=l-(Quf+Qsout — Qsin)/Qb 的 關係式不成立’右邊（即理論値）是小値時，可以認爲除水 泵8的驅動速度比設定的快了 ’或者血液泵3的驅動速度 比設定慢了’或者由於補液栗1 4b的異常或液漏等引起的 補液不足’但是，是那—個尙不能特定。因此，爲了找出 異常部位’判別機構1 2判別有異常時，用運算機構1 1進 行以下的運算。 也就是’ Hta/Htv (測定値）=1 — (Quf(實際値）+ Qsout(實 際値）一 Qsin(實際値））/Qb(實際値）的關係式不成立時’由於 1— (Quf(設定値）+ Qsout(設定値）一 Qsin(設定値））/Qb(設定 値）尹1 一（Quf(實際値）+ Qsout(實際値）—Qsin(實際 値））/Qb(實際値），所以{ (Quf(設定値）+ QS0Ut(設定値）— Qsin(設定値））/Qb(設定値））/{(Quf(實際値）+ Qsout(實際値） —Qsin(實際値））/Qb(實際値）} = t(但是，1)的關係式（以 下稱爲（6)式）成立。 可是，除水泵8及補液泵14b的驅動動作在保持原狀 下，變化血液泵3的驅動速度，將Qb (設定値）作成X倍’ 其結果，假定Qb(實際値）是y倍時，則{(Quf(設定値）+ Qsout(設定値）一Qsin(設定値））/xQb(設定値）}/{(Quf(實際 値）+ Qsout(實際値）—Qsin(實際値））/yQb(實際値）丨=(y/x)t -25- 1309169 的關係式（以下稱爲（7)式）成立。此時，血液栗3的動作如 果是正常的，由於x = y，所以用上述（6)式計算的値應該等 於用上述（7)式計算的値，如果兩者互相不等時，可以判斷 血液泵3有異常。 另一方面，當認爲血液栗3正常動作時（沒有發現血液 泵3有異常）’由於Q b (設定値）=Q b (實際値），則（6)式可以 按照以下進行簡化。也就是，（Quf(設定値）+ QSC)Ut(設定値） —Qsin(設定値））/(Quf(實際値）+ Qsout(實際値）—Qsin(實 際値））=t(但是1)的運算式（以下稱爲（8))成立。 追暴：，Quf(設定値）+Qsout(設定値）的値作成〇的同 時，將Qsin(設定値）作成c倍時，其結果，假定Qsin(實際 値）成爲d倍時，則c Qsin(設定値）/d Qsin(實際値）= (c/d)t 的運算式（以下成爲式（9))成立。而且，補液泵14b沒有異 常，從補液導入管15(補液回路）沒有液漏時，用上述（8)式 計算的値等於用上述（9)式計算的値，可以判斷除水泵8異 常。 另一方面，用上述（8)式計算的値不等於用上述（9)式計 算的値時，可以懷疑補液泵1 4b的異常或者補液導入管 1 5 (補液回路）有漏液。此外，是否爲補液泵14b的異常或者 由於補液回路的漏液引起的異常，操作者可以用目視觀察 是否液漏進行確認。 以上是第3實施方式中的用判別機構1 2的判別方法（用 比進行比較）。但是，也可以如以下所示的用差的比較判斷 不良情況。 也就是，與用比的判別方法相同地，從Hta/Htv(理論値） -26- 1309169 =1— (Quf(設定値）+ Qsout(設定値）―Qsin(設定値））/Qb(設 定値），而且Hta/Htv(測定値）=1 — (Quf(實際値）+ Qsout(貫 際値）—Q s i η (實際値））/ Q b (實際値）的兩個式求出理論値和 測定値的差△ L 5時，則△ L 5 = (Q u f (實際値）+ Q s 〇 u t (實際値） —Qsin(實際値））/Qb(實際値）_ (Quf(設定値）+ Qsout(設定 値）-Qsin(設定値））/Qb(設定値）（以下稱（B)式）的運算式成 立。 這裏，除水泵8 (或者不兼用除水泵8的濾液泵）、血液 泵3及補液泵14b都是正常工作時，應該^1^5=0°可是求 出上述差的運算結果，當△ L5 # 0時’可以判斷其中的一 些泵有異常。因此，當△ L5 # 0時，將Qb(設定値）作成e 倍，其結果，假定Qb(實際値）是f倍時，此時的差△ L6可 用以下的算式計算出。 △ L6 = (Quf(實際値）+ Qsout(實際値）-Qsin(實際値））/f Qb(實際値）-(Quf(設定値）+ Qsout(設定値）—Qsin(設定 値））/eQb(設定値）的運算式成立，此時，血液泵3的動作正 常時，由於e = f，所以Δ1^5=εΔί6(及fAL6)的關係式應該 成立。可是當這樣的關係式不成立時，可以判斷除血液泵3 異常。 進而，Δί5=εΔί6(及fAL6)的關係式成立時，在（B) 式中’由於Qb (設定値）和Qb (實際値）是相同的，所以沒有 考慮的必要。因此，△ L5可以按照下述的△ L5，簡化。也 就是△ L5’ = (Quf(實際値）+ QS0ut(實際値）-Qsin(實際値）） —(〇1^(設定値）+(^01^(設定値）—（^丨11(設定値））的運算 式。 -27- 1309169 這裏，停止補液泵1 4b的驅動時，上述的簡化的運算式 可以進一步簡化爲△ L5’= (Quf(實際値）+ QS0ut(實際値）— (Quf(設定値）+ Qsout(設定値））。在該式中，如果△ L5’ = 0， 可以判斷除水泵8或者不兼用除水泵8的濾液泵是正常動 作的，同時另一方面可以判斷補液泵1 4b的異常或者含有 該補液泵1 4 b的補液導入機構1 4有液漏等的一些異常，與 此相反，當△ L5 ’尹0時可以判斷除水泵8或者不兼用除水 泵8的濾液泵異常。 若按照上述的第2實施方式（向動脈側血液回路1 a的補 液）及第3實施方式（向靜脈側血液回路1 b的補液），即使在 HDF或者HF(第3實施方式時包括AFBF)的血液回路中導入 補液的結構中，也不需要預先測定患者的血細胞比容値等 血液濃度，可縮短治療時間減輕患者的負擔，同時可以監 視血液裝置內的泵等的各種構成要素（具體的是血液泵3、 除水泵8、補液泵的不良情況和補液導入機構內的漏液）的 不良情況。 以下說明本發明的第4實施方式。 本實施方式所涉及的血液淨化裝置，由血漿吸附裝置構 成，該血漿吸附裝置包括：血漿分離工程，使患者的血液 進行體外迴圈的同時從其血液中分離血漿；吸附工程，選 擇地吸附並除去含有在分離血漿中的病因關聯物質，如第6 圖所示，其血液淨化裝置主要由血液回路1、血漿分離器 1 6、血漿泵17、吸附柱1 8、第1測定機構21 a、以及第2 測定機構2 1 b、2 1 c構成。其中，血液回路是由動脈側血液 回路1 a和靜脈側血液回路1 b構成。此外，與第1實施方 -28- 1309169 式〜第3實施方式相同的構成要素賦予相同的符號，同時省 略詳細的說明。 血漿分離器1 6連接在動脈側血液回路1 a和靜脈側血液 回路1 b之間’在內部收納著與透析裝置所使用的透析器相 同的多個中空絲（但是，比通常所使用的透析器的膜孔 大）。具體的是在血漿分離器16上，形成有血漿導入口 i6a、 血漿排出口 16c、血球成分排出口 i6b，該血液導入口 16a 連接在動脈側血液回路中’該血漿排出口 1 6 c用來排出通 過中空絲的膜孔（孔隙）的血漿（液體成分），該血球成分排出 口 16b連接在靜脈側血液回路ib中，且用來導出通過中空 絲內的紅血球等的血球成分及不能從血漿排出口 1 6 c排出 的血漿。 在上述血槳排出口 16c上，連接有血漿導入管19的一 端，同時’上述血漿導入管19的另一端與在吸附柱18上 形成的血漿導入口 18a連接著。在血漿導入管19的中途配 置有與血液泵3相同的拉薄型血漿泵17，其按照從血漿分 離器1 6吸引血漿到吸附柱1 8的方式構成。 吸附柱1 8，其內部充塡有可以選擇地吸附含在血漿中 的與病因關聯的物質的吸附材料，其上方形成有血漿導入 口 18a’其下方形成有血漿排出口 i8b。這樣的血漿排出口 18b是與血漿導出管20的一端連接著，該血漿導出管20 的另一端是與靜脈側血液回路1 b的規定部位連接著。此 外，血漿分離器1 6和吸附柱1 8相當於本發明的血液淨化 機構。 第1測定機構2 1 a、第2測定機構2 1 b及2 1 c與第1 ~第 -29- 1309169 3實施方式相同地是由用來測定血液的濃度（具體地是血細 胞比容値）的血細胞比容感測器構成的，第1測定機構2 1 a 配置在動脈側血液回路1 a (即血漿分離器1 b的上游側）上， 第2測定機構2 1 b及2 1 c配置在靜脈側血液回路1 b(即血漿 分離器1 6的下游側）上。另外，第2測定機構2 1 b是配置 在靜脈側血液回路1 b和血漿導出管2 0的接點的上游側， 第2測定機構2 1 c配置在該接點的下游側。 上述第1測定機構2 1 a、第2測定機構2 1 b及2 1 c與第 1實施方式相同地與運算機構、判別機構及報知機構電氣 地連接著（參照第3圖）。運算機構是分別運算將第1測定 機構2 1 a及第2測定機構2 1 b，或者第1測定機構2 1 a及第 2測定機構2 1 c測定的血液的濃度比和、將血液泵的設定血 流速度、及用血漿分離器1 6的過濾速度（設定淨化速度）作 爲參數的規定運算式所求出的作爲理論値的血液濃度比。 另一方面，與第1實施方式相同地，判別機構是用來判 別用運算機構求出的作爲測定値的血液濃度的比和作爲理 論値的血液濃度的比是否大約相等的，報知機構是將用判 別機構的作爲測定値的血液濃度比和作爲理論値的血液濃 度比的差已經超過規定允許的範圍用的。 以下，說明上述構成中的血漿吸附裝置的作用。 將形成在血液回路1兩端的動脈側穿刺針a及靜脈側穿 刺針b穿刺在患者上後，驅動血液泵3(設定流量爲Qb)的 同時，驅動血漿泵17(設定流量爲Quf)。由此，患者的血液， 從動脈側穿刺針a通過動脈側血液回路1 a達到第1測定機 構2 1 a，用該第1測定機構2 1 a測定該血液濃度（血細胞比 -30- 1309169 容値）後，導入到血漿分離器1 6內。 在通過血獎分離器16過程中，血液中的紅血球等的血 球成分（也包括上述的從血漿排出口 1 6 c不能排淨的血獎， 以下相同），從血球成分排出口 1 6b排出，另一方面，血 '液 中的血漿通過泵1 7的吸引力從血漿排出口 1 6c排出，通過 血發導入管1 9送到吸附柱1 8內。此外，將從血漿排出口 16c排出的血漿的過濾速度（設定淨化速度）作爲Quf。 送到吸附柱1 8內的血漿，用吸附材料選擇地吸附除去 含有病因關聯的物質，由此淨化後，從血漿排出口丨8b排 出，通過血漿導出管2 0送到靜脈側血液回路1 b。而後，從 血漿分離器1 6 b排出的血球成分和從血漿柱1 8排出的淨化 了的血漿一起通過靜脈穿刺針b返回到患者的體內。 這裏，剛從血漿分離器1 6排出後的血液（即，與從吸附 柱1 8排出的血漿合流前的狀態），通過第2測定機構2 1 b 測定血液濃度（血細胞比容値）的同時，與該血漿合流的血 液濃度用第2測定機構2 1 c測定。而後，在運算機構中， 運算第1測定機構2 1 a及第2測定機構2 1 b的比（理論値的 比和測定値的比）和、第1測定機構2 1 a及第2測定機構2 1 c 的比（理論値的比和測定値的比），在判別機構中判別這些 比値是否大約相等。此外，對於各個比的運算方法及判別 方法與第1實施方式相同地進行。 而當分別正常地驅動血液泵3及血漿泵17，而且，在 沒有液漏下Qb及Quf是如設定的値時，在判別機構，判斷 各個的比是大約相等，另一方面，如有任何一個的泵的不 良或者漏液時，則在判別機構中判別出至少一個比是大約 -31- 1309169 不等的，通過報知機構將異常情況報知給周圍的醫務工作 者。 此外，如第1實施方式，判別有異常時，最好是變化血 液泵3或血液泵17的血流速度Qb或過濾速度Quf特定出 不良部位。另外，在本實施形式中，是連接著2個第2測 定機構21b及21c，但是也可以連接其中的一個。而，第2 測定機構2 1 c是因爲連接在靜脈側回路1 b和血漿導出管20 的接點的下游側，所以，與血漿分離器1 6上游側的第1測 定機構2 1 a的血液濃度比較的話，可以檢測出血液回路1 自身的漏液等。 以上’對於本實施方式所涉及的血液淨化裝置進行了說 明’但是本發明不受這些限制，例如在第1〜第3的實施方 式中所使用的透析裝置是透析液供給裝置和透析用監視裝 置分體構成的’即所謂中心系統，但是也適用將它們作成 —體（所謂個人用透析裝置）。 特別是在第1實施方式中’用透析用監視裝置內的複式 泵P向透析器2供給透析液’但是也可採用沒有該複式泵p 等的所謂的平衡室方式。另外，進而在血液回路中雖然使 用了具有動脈側穿刺針a及靜脈側穿刺針b的雙針型的， 但是也可使用具有1根穿剌針的單針型。 在第4實施方式中’雖然適用血漿吸附法，但是也適用 於與這些血槳吸附法不同的方法（例如，在血漿除去法中， 可以篩分通過膜的細孔的物質和不能通過的物質的二層膜 過濾法等）°當然也適用在血漿除去法中，一邊廢棄分離後 的血發一邊將置換補充液返回到患者體內的方法。 -32- 1309169 進而，適用于本發明的第1測定機構及第2測定機構是 測定作爲血液濃度的血細胞比容値，但是也可以測定顯示 其他的顯示血液濃度參數。代替上述血液濃度，例如考慮 紅血球中的血紅蛋白的所謂血紅蛋白濃度（g/dL)而使用 時，在血液透析器或血漿分離器中即使進行除水或過濾時 也可以看作血紅蛋白的質量不變化（也就是，在血漿分離器 中紅血球全部被過濾），所以除水或者過濾前後的血紅蛋白 濃度作爲Hb a、Hbv (g/dL)、將進入血液淨化器或者血漿分 離器的血液流量作爲Qb(dL/min)、將除水或者過濾速度作 爲 Quf(dL/min)時，可以從 Hba(g/dL)XQb(dL/min)Xt(min) =Hbv(g/dL)X(Qba — Quf)(dL/min)Xt(min)的關係式求出 Hba/PIby: 1 — Qb/Quf的g言命値比。根據這樣的g論値的比 和測定値的比，在判別機構進行判別，也可以監視血液淨 化裝置（包括透析裝置或血漿分離裝置）內的各種構成要素 的不良情況。 進而，在考慮每單位血液質量的血紅蛋白的質量作爲濃 度指標（g / k g)時，與上述同樣，將除水或者過濾前後的血液 濃度作爲Xa、Xv(g/kg)、將進入血液淨化器或者血漿分離 器的血液流量（質量流量）作爲Qbm(kg/min)、將除水或者過 濾速度（質量速度）作爲Qufm(kg/min)時， 可以從 Xa(g/kg)xQbm(kg/min)Xt(min) = Xv(g/kg)X (Qbm — Qufm)(kg/min)Xt(min)的關係式求出 Xa/Xv = 1~ Q b m / Q u f m的理論値的比。根據這樣的理論値的比和測定値 的比進行判別，與上述相同地，也可以監視血液淨化裝置 (包括透析裝置和血漿分離裝置）內的各種構成要素的不良 -33- 1309169 情況。 如以上所述’可以用質量/體積濃度比和質量/質量濃度 比表現血液濃度比。這些不限於血細胞比容値和血紅蛋白 濃度’對於基於其他指標的濃度也同樣適用。另外，在第2
實施方式及第3實施方式中，也適用於聯機HDF及聯機HF 的。 進而，比較測定値的血液濃度和理論値的血液濃度的比 的動作’可以自動地實施，也可以連續地實施（在一定的間 隔時間內反復地實施）。另外，由於血漿和透析液濃度（HD、 H D F、H F的情況）的影響而使滲透壓變化影響到血球的大小 時’也可以對其校正後進行比較（例如，可以考慮利用透析 裝置測定的透析液濃度的値的方法等）。 本發明可以適用于使患者的血液進行體外迴圈的同時進行 淨化的各種血液淨化裝置。 ㈤圖式簡單說明： 第1圖表示本發明的第1實施方式的血液淨化裝置的模 式圖； 第2圖表示適用于本發明的第1實施方式的血液淨化裝 置的透析用監視器裝置的模式圖； 第3圖表示本發明的第1實施方式（第2實施方式及第3 實施方式通用）的血液淨化裝置的方框圖； 第4圖表示本發明的第2實施方式的血液淨化裝置的模 式圖； 第5圖表示本發明的第3實施方式的血液淨化裝置的模 式圖； -34- 1309169 第6圖表示本發明的第4實施方式的血液淨化裝置的模 式圖。 元件符號簡單說明= 1…血液回路 1 a…動脈側血液回路 1 b…靜脈側血液回路 2…透析器（血液淨化器） 2’…血液淨化器 3…血液泵 4a…動脈側滴室 4b…靜脈側滴室 5a、21a…第1測定機構 5b、21b、2 1 c…第2測定機構 6…透析用監視裝置（血液淨化裝置本體） 7…透析液供給裝置（血液淨化裝置本體） 8…除冰泵 9…加溫器 10··· 脫氣機構 1 1 ·· 演算機構 1 2 ··· 判別機構 13"· 報知機構 14". 補液導入機構 14a· ••補液貯存袋 14b· ••補液泵 15··· 補液導入管 35- 1309169 16···血漿分離器 17···血漿泵 1 8…吸着柱 1 9…血獎導入管 20···血漿導出管
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Claims (1)

  1. 1309169 第92131 166號「血液淨化裝置」專利_ 一.··*1·*·"*'1™"" ( 2008年3月1 4日修正） 拾、申請專利範圍： 1 . 一種血液淨化裝置，其特徵爲 具有： 血液回路，由用以使所採取之患者的血液進行體外迴 圈的動脈側血液回路及靜脈側血液回路所構成； 血液泵，配置在該血液回路的動脈側血液回路中； 血液淨化機構，連接在上述血液回路的動脈側血液回 路及靜脈側血液回路之間，淨化在該血液回路中流動的 血液； 第1測定機構，設置在上述血液回路的動脈側血液回 路中，測定在該動脈側血液回路中流動的血液濃度； 第2測定機構，設置在上述血液回路的靜脈側血液回 路中，測定在靜脈側血液回路中流動的血液濃度； 運算機構，分別運算用上述第1測定機構及第2測定 機構所測定的血液濃度的比，和以上述血液栗的設定血 液速度及上述血液淨化機構的設定淨化速度作爲參數， 從規定的運算式求出的作爲理論値的血液濃度的比；及 判別機構，判別藉由該運算機構求出的作爲測定値的 血液濃度的比和作爲理論値的血液濃度的比是否大致相 同，且基於上述判別機構之判別可判斷裝置有無異常。 2.如申請專利範圍第1項的血液淨化裝置，其中上述血液 淨化機構具有血液淨化器和血液淨化裝置主體，上述血 液淨化器連接在上述動脈側血液回路及靜脈側血液回路 1309169 沒 之間，上述血液淨化裝置主體具有除水機構’該除水機 構連接在上述血液淨化器中，除去流過該血液淨化器的 血液中的水分，上述設定淨化速度是上述除水機構的設 定除水速度。 3 .如申請專利範圍第2項的血液淨化裝置，其中上述血液 回路中配置有導入補液的補液導入機構，而且上述運算 機構除了上述設定血流速度及設定除水速度以外’還將 該補液導入機構的設定補液速度及上述血液淨化器的過 濾速度作爲參數，從規定運算式計算出作爲理論値的血 液濃度的比。 4.如申請專利範圍第1至3項中任一項的血液淨化裝置， 其中具有報知機構，用以報知基於上述判別機構之作爲 測定値的血液濃度的比和作爲理論値之血液濃度比的差 ，已超過規定的容許範圍。 5 .如申請專利範圍第1至3項中任一項的血液淨化裝置， 其中在基於上述判別機構之作爲測定値的血液濃度比和 作爲理論値之血液濃度比的差已超過所容許的範圍時， 係使血流速度、淨化速度、補液速度或過濾速度變化以 特定不良部位。 6.如申請專利範圍第4項的血液淨化裝置，其中在基於上 述判別機構之作爲測定値的血液濃度比和作爲理論値之 血液濃度比的差已超過所容許的範圍時，係使血流速 度、淨化速度、補液速度或過濾速度變化以特定不良部 位。
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