TWI310318B

TWI310318B - Boold henatocrit sensor

Info

Publication number: TWI310318B
Application number: TW092117758A
Authority: TW
Inventors: Mori Yoshihiro; Oishi Takayuki
Original assignee: Nikkiso Co Ltd
Priority date: 2002-07-18
Filing date: 2003-06-30
Publication date: 2009-06-01
Also published as: KR20050025299A; JP2004097782A; CN100486649C; US20040067594A1; EP1529544A4; JP4129867B2; KR100975119B1; US7381195B2; WO2004009154A1; EP1529544A1; EP1529544B1; CN1578683A; TW200403085A

Description

1310318 玖、發明說明： (一·）發明所屬之技術領域技術領域本發明涉及血容比檢測器，它配置在將患者的血液一邊在體外循環一邊淨化血液的淨化裝置中的血液流路，測定表示該血液濃度的血容比濃度。 (―)背景技術一般，在透析治療中，是使用可將患者的血液在體外循環的主要由可撓性管構成的血液流路。該血液流路主要包括：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流路和在頂端安裝有將血液回到患者的静脈側穿刺針的静脈側血液流路，在動脈側血液流路和静脈側血液流路間裝有透析器。另外，在動脈側血液流路上配設拉伸型的血液泵，通過驅動該血液泵從動脈側穿剌針採取患者的血液，在動脈側血液流路、透析器及静脈側血液流路中進行體外循環。在這樣的透析器的内部配設多個中空絲管，血液分别通過各個中空絲管的内部而構成的。另一方面’在透析器的殻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（βρ，中空絲管的外周面和殼體的内周面間）後，通過透析液導出口排出。而且’在中空絲管的壁面形成微小的孔構成血液淨化膜 ’通過中空絲管内部的血液的廢棄物等透過血液淨化膜排 -5- 1310318 出到透析液内的同時’排出廢棄物等而淨化了的血液回到患者的體内。可是’在透析裝置内’配設爲了從患者的血液除去水分的除水栗’在透析治療時除去水分的機構。在除水時應該除去的水分量（除水速度）是通過控制除水泵的驅動而進行的，但是存在以下的問題’當急速或者過度地進行除水時，患者的循環血液量過度地减少，由此引起血液降低或休克等，另一方面，若除水速度過慢，整個治療時間延長反而增加患者的負擔。因此，如以往的專利文獻1及專利文獻2中所公開的那樣提出了一邊監視患者的血液狀態一邊控制除水速度的技術的方案。這些以往技術中表示患者的血液狀態的參數，是使用著血容比値。所說的該血容比値是指表示血液的濃度的指标，具體地是用紅血球佔總血液的容積率表示的。通常，除水中的血容比値是表示10〜60%左右的，但患者呈休克狀態或血壓下降時，是比規定値變高，所以在透析治療的除水時是實時地監視這些參數，根據這些參數控制除水泵的驅動時，可作到對於患者負擔最小的適宜除水速度。將測定這樣的血容比値的機構稱爲血容比檢測器，通常，通過血液流路（可撓性管等）將發光元件及受光元件對置，用受光元件接受從發光元件照射的光，測定光對於血液的透過量，根據該測定値得到血容比値。專利文獻1 曰本第22 1 2 7 5/ 1 9 9 9號發明專利申請公開公報專利文獻2 -6- 1310318 流路1内流動的表示患者的血液濃度的血容比値的。這樣的血液流路1 ’主要由可撓性管的動脈側血液流路1 a及静脈側血液流路1 b構成的，在這些動脈側血液流路1 a及静脈側血液流路1 b間連接作爲血液淨化器的透析器2。

在動脈側血液流路1 a的頂端連接動脈側穿刺針a的同時 ’在途中配設有拉伸型的血液泵3。另一方面，在静脈側血液流路1 b的頂端連接静脈側穿刺針b的同時，在途中連接滴液室4。若在將動脈側穿刺針a及静脈側穿剌針b穿刺在患者的狀態下驅動血液泵3時，患者的血液通過動脈側血液流路 1 a達到透析器2後，通過該透析器2進行血液淨化，在滴液室4 一邊除泡一邊通過静脈側血液流路1 b回到患者的體内。即，使患者的血液在血液流路1中進行體外循環的同時用透析器2淨化。進而，在静脈側血液流路1 b的静脈側穿刺針b的附近配

設氣泡檢測器5。該氣泡檢測器5是爲了檢測在静脈側血液流路1 b内流動的血液是否混入空氣的，例如是由向著可撓性管照射超聲波進行檢測動作的檢測器構成。進而，在氣泡檢測器5的殼體内形成照射光後判别有無血液的血液判别器（圖中未示出）。這樣的血液判别器可以是透過型或者反射型的任何一種。在透析器2的殼體部形成血液導入口 2a、血液導出口 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連接動脈側血液流路1 a、血液導出口 2 b連接靜脈側 -10- 1310318 血液流路lb。另外，透析液導入口 2C及透析液導出口 2d 分别連接著從透析用監視裝置6延設出的透析液導入管L] 及透析液排出管L2。在透析器2内收容多個中空絲管，將該中空絲管内部作成血液的流路的同時，將中空絲管外周面和殼體部的内周面間作成透析液的流路。在中空絲管中形成多個貫通其外周面和内周面的微小孔形成中空絲管膜，通過該膜可將血液中的雜質等透過透析液内。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L 1及透析液排出管L2形成的複式泵P，在透析液排出管L2中繞過複式泵P連接的旁通管L3，連接該旁通管L3的除水泵8構成。而且，透析液導入管L1的一端連接透析器2(透析液導入口 2c)的同時，另一端連接調制規定濃度的透析液的透析液供給裝置（圖中未示出）。另外，透析液排出管L2的一端連接透析器2(透析液導出口 2d)的同時’另一端連接圖中未示的廢液機構，從透析液供給裝置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’同圖中符號9及1 0表示連接透析液導入管l 1 的加熱器及脫氣機構。除水泵8是爲了從透析器2中流動的患者的血液除去水分的。即，若驅動這樣的除水泵8，由於複式泵p是定量型的’所以從透析液排出管L 2排出的液體的容量比從透析液導入菅L 1導入的透析液量變多，其多的容量是從血液中 1310318 成鑰匙狀的頂端部16a固定在銷17上。另外，除了將如上述的蓋部活動自如地安裝在該殼體部上之外，也可作成蓋部在殼體部上滑動’打開及關閉含有縫隙的溝槽。當然，蓋部可脫離殼體部’在安裝的狀態下關閉含有縫隙的溝槽，同時，也可在卸下的狀態下開放該溝槽。

縫隙1 2是將溝槽1 1 a的底面切口而形成的，在該溝槽1 1 a 的整個延伸方向形成規定尺寸。另外，在靠近殼體部1 1的縫隙1 2的内側形成用於收容發光元件1 3及受光元件1 4的收容空間S(參照第5圖），通過縫隙1 2連通該收容空間S 和溝槽1 1 a。另外，代替上述縫隙1 2，可以作成在溝槽1 1 a 的底面形成多個孔，此時，從該多個孔通過從發光元件照射的光及反射到受光元件的反射光。另外，在該溝槽Π a 上黏貼透明的密封條（圖中未示出），以防止從溝槽丨〗a到收容空間S側不進入水和異物等。

發光兀件1 3是由可照射約8 0 5 ± 1 5 n m波長的近紅外線的 L E D (近紅外線L E D )構成，受光元件1 4是由光電二極體構成的。這些發光元件13及受光元件14，如第6圖所示，是在一個基板2 0上隔離規定尺寸的距離形成的，在組裝到收容空間S中時’都是通過縫隙1 2可面臨外部（即，嵌合在溝槽1 1 a的可撓性管C )的。另外’在基板20上形成爲了放大來自受光元件I#的信號的放大流路。用此方式受光元件丨4受光，輸出適應照度的電氣信號時，可用放大電路放大。另外’在本實施方案 -13- 1310318 中，由於作爲發光元件1 3使用近紅外線LED，所以可照射血紅蛋白的光吸收率不變化的波長的光，對於該血紅蛋白的氧化狀態没有影響，可經常正確地測定血容比値。來自上述發光元件1 3的照射光，是通過縫隙1 2到嵌合在溝槽1 1 a的可撓性管C，在其内部流動的血液中反射後用受光元件1 4受光而構成（所謂反射型構成）的。因此’比所謂透過型的檢測器，可避免構成血液流路的可撓性管C 的變形等，且可作成小型化。即，以往的透過型的血容比檢測器，爲了提高測定精度必須將發光元件及受光元件對置强烈地夾住可撓性管C，而採用如本實施方案的反射型的血容比檢測器時，則没有必要爲使發光元件及受光元件對置而强烈地夾住可撓性管 C，可避免該可撓性管C彎曲而產生的變形。進而’在透過型時，需要單獨的具有發光元件的殼體和具有受光元件的殼體’整個檢測器大型化，而用反射型的本實施方案時’由於可在一個殻體内並列設置發光元件及受光元件’所以可將整個檢測器小型化。另外，在透過型時’必須將稱爲透明小容器（c u v e 11 e)的另外部件等配設在測定部’通過這樣的透明小容器進行發光及受光，而如反射型的本實施方案時，不需要透明小容器等另外的部件，可消减部件數的同時，提高測定時的操作性。而且’根據來自受光元件14輸出的電氣信號，求出表示血液濃度的血容比値。即’構成血液的紅血球和血漿等各成分分别具有固有的吸光特性，在利用此性質測定血容比 1310318 可求出該反射到血。從其受 ^演算求出水泵8的，在本實，但例如透析液條部1 1的内製的板2 1 在這樣的架22可以 ί可以將血行說明。 ]一部分固在打開蓋 5動脈側血 Π的溝槽螺桿Ν將値日寸’通過將必要的紅血球電子光學.地定量化， ώ & tt値。具體地來自發光元件照射的近紅外線、液知"’受到吸收和散射的影響，用受光元件受光光的强弱分析光的吸收散射率，算出血容比値。根據測定了的血容比値（或者，也含有由此通遇的循環血液量變化率△ B v等各種參數），控制除驅動’可作成符合患者的情况的除水速度。另外施方案中’根據測定了的血容比値控制除水速度也可根據血容比値控制透析治療中的補液條件或件等。在本實施方案的血容比檢測器7中，在其殼體面（與形成溝槽1 1 a的面相反側的面）固定著金屬 ’在該板21上安裝彎曲金屬板形成的托架22。托架2 2上嵌入螺桿N，用該螺桿n的頂端和托；夾住固定血容比檢測器7的支台ST而構成。這榇容比檢測器7容易地設置在規定的位置。以下’對於上述構成的血容比檢測器的作用進預先，如第1圖所示，在動脈側血液流路1 a的定本實施方案的血容比檢測器7。該固定操作是部1 5的狀態（即，溝槽1 1 a開放的狀態）下將構成液流路1 a的一部分的可撓性管C嵌合在殻體部 1 1 a上後，搖動蓋部1 5後關閉。另外，通過擰緊血容比檢測器7固定在支台ST上。通過關閉蓋部]5 ’該蓋部1 5可關閉含有縫隙1 2的溝槽 1310318 1 1 a的同日寸，可用盍;部1 5和殼體部1 1夾住可撓性管c。此時的夾持力’最好是不使可撓性管C變形的程度，因此，適且地進行〇又r|·以使溝槽1 1 a的寬度和深度略等於可撓性管C的外徑爲好。

适樣’由於用蓋部1 5關閉含有縫隙1 2的溝槽11 a，所以可抑制由於外散射光的影響，可正確地進行發光元件1 3和受光元件1 4的光的傳接。因此’可更正確地測定血容比値。另外’蓋部1 5只要覆蓋含有縫隙1 2的溝槽時就可以，例如也可僅覆蓋溝槽11a的上方代替本實施方案的在殼體部1 1的溝槽Π a所形成的整面上進行覆蓋的方式。而且，關閉蓋部1 5後，搖動鈎子1 6將該蓋部1 5固定在殻體部1 1上。由此，將血容比檢測器7設定在血液流路1 後，可防止該檢測器位置偏移，或不經心地打開蓋部1 5，可以更確實地進行血容比値的測定。

另外，通過蓋部1 5搖動自如地形成在殻體部1 1上，可開放或關閉含有縫隙1 2的溝槽1 1 a，在測定血容比値時，可將蓋部1 5搖動關閉後設定在血液流路的一部分上的同時，在不測定時，搖動蓋部1 5打開蓋從血液流路卸下。因此，可提高對於檢測器的血液流路的安裝及卸下時的操作性。如上所述，將血容比檢測器7設置在動脈側血液流路1 a 後，進行透析治療的同時，可用血容比檢測器7進行血容比値的測定。具體地，從發光元件1 3向著構成血液流路的可撓性管C内流動的血液照射光（近紅外線）’用受光元件 -16- 1310318 14接受其反射光。由於該受光元件14輸出基於接受光的照度的電壓的電氣信號，所以可通過這樣的輸出檢測血容比値。這樣’按照本實施方案，不需要如透過型的另外部件的透明小容器等，可從通用的可撓性管測定，减少部件數，降低成本’但當然也可使用如透明小容器的專用部件提高測定精度。

表示該血容比値和輸出電壓的關係的圖如第7圖所示。該圖分别表示没有形成縫隙的、縫隙寬度爲2 m m、3 m m及 4mm的血容比値（％)和受光元件14的輸出電壓的關係。如圖表明，在形成如本實施方案的縫隙時，在實用範圍的血容比値（2 0〜6 0 %)中可將輸出電壓作成比例關係，更正確地進行測定的同時，可不需要以後的校正等。另外，雖然也有根據患者使血容比値在1 0〜6 0 %的範圍内推移的，但即使在其範圍内只要在上述縫隙寬度也成爲比例關係。

另一方面，縫隙寬度在2〜4mm時，在實用範圍的血容比値中，由於可得到更直線的輸出電壓所以是優選的，特别優選的是_將縫隙寬度作成3 m m的。另外，在本實施方案中’從上述觀點看，使用縫隙寬度2〜4 m m的，但根據嵌合的可撓性管的直徑也可以使用其他的縫隙寬度的。另外 ’代替縫隙，在作成多個孔時，優選的是將孔的直徑作成上述尺寸2〜4mm。 . 另一方面，在透析治療中，驅動血液泵3，從動脈側穿刺針a採取的患者的血液，通過動脈側血液流路1 a、透析 -17- 1310318 器2及静脈側血液流路1 b到静脈側穿刺針b，從該静脈側穿刺針b回到患者的體内而進行體外循環。在其過程中，用透析器2去除雜質等的同時進行除水。

這樣的除水，如上所述’是通過驅動除水泵8進行的，通過從透析器2的血液流路（中空絲管内部）流動的血液强制去除規定量的水分而進行的同時，根據用血容比檢測器 7測定的血容比値（更具體地，循環血液量變化率△ BV)控制其除水速度。這樣的循環血液量變化率△ BV，可用（透析開始時的Ht -測定時的Ht)/測定時的HtxlOO的計算式求出。

由此，依測定用血容比檢測器7表示患者的血液濃度血容比値，將其測定値反饋到除水泵8的驅動控制機構，能够按照符合患者的容態的除水速度進行除水。即，測定的血容比値是平常値時，用預先規定的除水速度進行除水，另一方面，血容比値的上升被測定爲比通常的更多，判斷成接近認爲是患者的血液濃度升高引起休克症狀或血壓下降的値時，可控制除水泵8的驅動’减慢除水速度。在此，在本實施方案中，將血容比檢測器7設置在動脈側血液流路I a側，但也可設置在静脈側血液流路1 b側。此時，需要從静脈側測定的血容比値（H tv)預測動脈側的血容比値（Hta)，可用如以下的計算求出該Hta。即，對於動脈側和静脈側’從Htv = Qb/(Qb-Qu)· Hta的關係式成立’可求出Hta = (Qb-Qu)/Qb· Htv的計算式。其中，動脈側血液流路1 a的血液流速Q b及除水速度Q u是 -18- 1310318 已知的，同時由於可測定静脈側的血容比値Htv ’所以可算出動脈側的血容比値Hta。以下，對於本發明的第2實施方案進行說明。作爲第2實施方案的血容比檢測器，其殼體部是與血液流路連接的滴液室4的支台（固定機構）一體地形成的’如第8圖所示，從滴液室4的固定機構23的下端部突出形成

而構成的。在該圖中，符號2 3 a是爲了夾持滴液室4的一對突出部，在殼體部1厂内形成可嵌合從突出部23 a固定的滴液室4 的下端延設的可撓性管C的一部分的溝槽，同時將用於覆蓋該溝槽而關閉用的蓋部1 5 1搖動自如地安裝在殻體部1 Γ 上。

在殼體部1 Γ的溝槽上形成與以前實施方案相同的縫隙，通過該縫隙進行發光元件及受光元件的光照射及受光。由此，可測定可撓性管C内流動的血液的血容比値，根據測定了的血容比値可控制除水泵。另外，溝槽和元件等，由於是與以前的實施方案大致相同的，所以圖中未示出省略說明。另外，在本實施方案的蓋部15'上没有形成用於與殼體部 1 Γ的固定的固定機構，但也可具備形成與第1實施方案相同的鈎子的固定機構。另外，在本實施方案中，使血容比檢測器與連接在静脈側血液流路1 b的滴液室4的固定機構 2 3 —體化，但也可以將滴液室連接在動脈側血液流路1 a 上，使血容比檢測器與固定該滴液室的固定機構一體化。 -19- 1310318 ，若離間可使縫隙寬度I變大。在這樣的板狀部件24a上分别形成長孔24aa、24ba，用墊圈Wl、W2將螺釘nl、n2嵌合在這些長孔24aa、24ba 上，可任意調整相互的板狀部件24a及24b的離間尺寸、固定。即板狀部件24a及24b作成僅可滑動長孔24aa、24ba 的長度尺寸，而且用螺釘nl、n2固定在所設定的位置上。

因此，可容易調節縫隙寬度以便使血容比値（％)和受光元件1 4的輸出電壓的關係成爲正比例關係，可更正確地測定該血容比値。另外，構成血液流路的可撓性管C雖然存在即使外經相同但由於壁厚不同而其内徑也不同的、或者由於表面的不同（有無壓花加工等）而對來自發光元件13的光的反射不同的，但可以調節考慮這些差異對受光元件1 4的輸出電壓的影響的縫隙寬度，來抑制測定誤差。

另外，將保持可撓性管c的溝槽Π a的寬度和深度作爲可變的，也可對應於外徑不同的多種的可撓性管C。也可獨立地調整發光元件1 3上部的縫隙寬度和受光元件1 4上部的縫隙寬度而構成。而且，縫隙1 2 ’的中心軸和保持在溝槽1 a的可撓性管C的中心軸也不一定在同一直線上，也可以對應於安裝在基板2 0的發光元件的指向性進行微調整。另外，代替縫隙1 2'作成多個孔時’也可在各孔上安裝可變節流進行調整，此時，除了調整孔的大小，也可進行該孔的位置調整時，可進行與上述相同的微調整。以下，對於本發明的第4實施方案進行說明。作爲該第4實施方案的血容比檢測器’通過反複進行發 -21- 1310318 光元件的滅燈及點燈進行點滅，在其滅燈時，經常監視入射到受光元件的輸出電壓的構成。例如，如第1 3圖所示，在没有入射外亂射光的狀態中，可預先認識受光元件的輸出電壓波形是如K 1，監視以後的滅燈時的輸出電壓。若在滅燈中將外亂射光射入到受光元件，該受光元件的輸出電壓波形如K2地變化時，該輸出波形K2在滅燈時的輸出電壓與輸出波形K 1相同地進行重讀，將重讀後的輸出波形K 3作爲檢測波形。這樣的重讀是在發光元件點滅時進行，在當時修正重讀電壓。另外，根據輸出波形K1，也可認識由於發光元件滅燈時和點燈時的差L引起的輸出電壓 ’代替將輸出波形K2作爲輸出波形K3進行重讀。另外，血容比檢測器自身的構成，也可採用第1〜第3實施方案中的任何一個，其他的構成也可作成如上所述地進行控制發光元件的控制及受光元件的監視。若按照如上述的第4實施方案，由於可抑制外亂射光的誤差，所以可提高測定精度，也可提高作爲醫療器械的安全性。另外，可將防止外亂射光入射到縫隙内的密封結構等作成簡易的或者可以不要，所以可簡化血容比檢測器自身的構造。以下，對於本發明的第5實施方案進行說明。作爲第5實施方案的血容比檢測器是考慮可撓性管C内的血液流速的不同測定血容比値的。受光元件的輸出電壓和血容比値之間的關係有時是依賴於血液的流速Q B的，例如第1 4圖所示，若流速Q B是q 1時和，是q 2時，受光 -22- 1310318 元件的輸出電壓和血容比値的關係式不同。在此’在本實施方案中，將血液流速QB是ql時的受光元件的輸出電壓和血容比値的關係式（Ht = axV + b :其中，a 及b是常數）保持在檢測器上’在測定時，若初期的血液流速QB是q 1時，就直接繼續測定，另一方面，若血液流速 Q B是q 2時，自動地控制血液流路中的血液泵將血液流速 QB作成ql的同時繼續測定血容比値。

測定這樣的血容比値後，自動地控制血液泵，將血液的流速QB從q 1回到原來的q2，但此時的血容比値是不變時 ’由於依賴流量測定値偏離，所以剛回到q2後的血容比値進行校正後繼續測定，以便重讀成將血液的流速Q B作爲 q 1時的値。此時，重讀後的測定的單位電壓的血容比値的變化（△ Ht/Δ V)直接使用QB = q〗時的値a。

可是’實際上由於存在血液流速QB是q2時的關係式 (Ht = CXV + d :其中，c及d是常數），所以由於該常數c與血液流速QB是ql時的常數&不同而產生誤差。爲此，根據需要，將血液流速QB自動變更成關係式是已知的q 1，測定此時的血容比値的同時，將血液流速Q B自動回到q 2時，進行校正繼續測定，以使複原後的血容比値重讀成QB = q 1 時的値。校正的時間，可以作成血容比値的變化量超過所規定的範圍的場合和測定時間經過某個規定時間的場合等。例如第1 5圖所示’在測定時間t!、t2及t3時進行校正時’實際的血容比値的變化是Η 2時，血液流速Q B是利用 q 1的關係式的常數a時的測定値如Η 1地推移。 -23- 1310318 4 會從溝槽1 1 a進入檢測開關2 5側。通過這樣的檢測開關2 5打開’可認識在溝槽1 1 a設置可擦性管C且蓋部1 5正常關閉’所以可防止可撓性管C的忘記設置於血容比檢測器及忘記關閉蓋部1 5 °另外’可防止忘記關閉蓋部1 5 ’可避免在縫隙1 2入射外散射光產生測定誤差。另外，只要檢測到在溝槽1 1 a中嵌合作爲血液流路的可擦性管C，且蓋部1 5是關閉狀態時，代替上述檢測開關2 5 ，也可以採取其他的機構。另外，在血液淨化裝置上連接血容比檢測器，測定血容比値的構成時，爲了防止忘記可擦性管C的設置或忘記關閉蓋部1 5時，也可作成從該血液淨化裝置在視覺或聽覺上向操作者報知的形式。進而，作爲另一個實施方案，也可以將血容比檢測器（包括與其他的構成要件一體化的和個別配置的兩者）與連接在血液流路1的血液判别器（圖中未示出）聯動。該血液判别器如以上所述地形成在氣泡檢測器5的殼體内，是判别血液流路1内有無血液的。由此，可使血容比値的測定開始點（測定開始的時候）一致起來。即，特别是根據循環血液量變化率（△ B V)控制除水泵時，由於該循環血液量變化率是相對値，所以測定開始點是各種各樣時，對於每次測定不能進行比較，但是在血液流動開始後在所規定時間後（也可以是開始流動時間）開始測定，將測定開始點一致時，可正確地進行每次測定的比較。另外，若與血液判别器聯動時，在血液流路1内可排除 -25- 1310318 在初始時的生理食鹽水回到患者的體内時會產生的分流部的再循環的影響（將用生理食鹽水稀釋了的血液進入血液流路1中’使測定的表現血容比値變小）。因此，可更正確地進行血容比値的測定。另外’血液判别器通常最好與静脈側血液流路1 b連接，且使這樣的血液判别器和血容比檢測器聯動，但即使是將血液判别器與動脈側血液流路1 a連接，將它與血容比檢測器聯動也是可以的。進而，也可以將血容比檢測器和血液判别器一體化（例如，在血容比檢測器的殼體部形成血液判别器）。以上，對於本實施方案進行說明，但本發明不受這些限制，例如所使用的透析裝置及血液流路也可以是其他的結構。即，本實施方案中所適用的透析裝置是分别地構成了透析液供給裝置和透析用監視裝置的所謂中心系統，但也可適用於將這些作成整體的裝置（所謂個人用的透析裝置）。在本實施方案中，用透析用監視裝置6内的複式泵P將透析液供給到透析器2中，但也可以是不具有該複式泵P 等的所謂室内方式的。另外在血液流路中使用具有動脈側穿刺針a及静脈側穿刺針b的雙針型的，但也可以是具有 1根穿刺針的單針型的。進而，本發明的血容比檢測器不限於使用於透析治療時的，可適用於將血液在體外循環的各種淨化裝置。此時，血液流路不限於可撓性管，可適用能流動血液的各種流路。進而，也可不形成蓋部1 5地，在殼體部1 1形成的溝槽 -26- 1310318 < 1 1 a内嵌合可撓性管C等的血液流路，通過縫隙1 2進行來自發光元件的光的照射及受光元件的反射光的受光。當然，也可以不在支台ST上形成固定的機構（托架22或螺桿N 等）可以作成另外的固定機構。發光元件及受光元件不限於上述實施方案的LED及光電二極體’只要能測定照射了的反射光，可以測定血容比値的，也可以是其他的發光機構及受光機構。按照申請專利範圍第1項的，由於將血容比檢測器作成所謂反射型的’所以可避免構成血液流路的可撓性管的變形，且可實現小型化。進而，由於從發光元件照射的光及回到受光元件的反射光是按照通過縫隙或多個孔的方式構成的，所以可更正確地測定血容比値。按照申請專利範圍第2項的，由於在筐體部上設置蓋部，用該蓋部覆蓋含有縫隙或多個孔的上述溝槽可測定血容比値，所以難以受到外散射光的影響，所以可測定更正確的血容比値。按照申請專利範圍第3項的，由於通過在筐體部上搖動自如地形成蓋部，可開放或關閉含有縫隙或多個孔的溝槽，所以在測定血容比値時’可搖動蓋部’再關閉後設置在血液流路的一部分上，而且，在不測定時’可搖動蓋部’ 打開後從血液流路卸下。因此，可提高檢測器的相對於血液流路的設置及卸下時的操作性。按照申請專利範圍第4項的，由於具有蓋部在覆蓋含有縫隙或多個孔的狀態下可固定的固定機構，所以可防止設 -27- 1310318 定後檢測器偏移位置或不注意打開蓋部’可更正確地測定血容比値。按照申請專利範圍第5項的，用蓋部關閉檢測機構檢測在溝槽中嵌合血液流路，且測蓋部是關閉的狀態，所以可防止忘記將該血液流路設置在血容比檢測器及忘記關閉蓋部。按照申請專利範圍第6項的，在透析治療中使用的血液流路上配設血容比檢測器，可控制透析治療中的除水速度、補液條件或透析液條件，所以可配合患者的情况進行治療。按照申請專利範圍第7項的，由於將血容比檢測器和滴液室的固定機構一體化，所以與將這些個别地形成的比，可簡化裝置構成的同時，可進一步地實現小型化。按照申請專利範圍第8項的，由於將血容比檢測器和氣泡檢測器一體化，所以與這些個别地形成時比較，可簡化裝置結構同時，可進一步地實現小型化。按照申請專利範圍第9項的，由於將血容比檢測器和血液判别器聯動，該血液判别器以判别血液的流動的時間作爲基準開始測定血容比値，所以可正確進行每次測定的比較，同時可更正確地測定血容比値。按照申請專利範圍第1 0項的，由於可任意地調整縫隙或多個孔的寬度或直徑，所以可作成血容比値和以受光元件的測量値成爲正比例關係的縫隙寬度或孔的直徑，可進行血容比値的更正確的測定。另外，可考慮由於可撓性管不 -28- 4 1310318 第8圖是本發明的第2實施方式的血容比檢測器，表示與滴液室的固定機構一體化的主視圖及右視圖；第9圖是表示打開本發明的第3實施方式的血容比檢測器的蓋部狀態的俯視圖；第1 0圖是表示第9圖的X - X線斷面圖；第11圖是表示第9圖的A部放大圖；第12圖是表示第11圖的XII-XII線斷面圖；第1 3圖是表示本發明的第4實施方式的血容比檢測器的受光元件的輸出電壓波形圖：第1 4圖是表示血容比値依賴於血液的流速時，血容比値和受光元件的輸出電壓的關係圖；第15圖是表示本發明的第5實施方式的血容比檢測器中血液的流速Q B是利用q 1的關係式的常數a時的測定値H j 、及實際的血容比値的變化是H2的圖；第16圖是表示本發明的第5實施方式的血容比檢測器中，在繼續測定中的ta的時刻，血液的流速QB從q2變更到 q3時，變更後的血容比値的推測値H4及變更前的血容比値的推測値H3的圖；第17圖是表示打開本發明的第6實施方式的血容比檢測器的蓋部狀態的俯視圖；第18圖是表示第17圖的XVIH-XVHI線斷面圖。主要部分之代表符號說明 1 血液流路 1 a 動脈側血液流路 -30- 1310318 lb 靜脈側血液流路 2 透析器 3 血液泵 4 滴液室 5 氣泡檢測器 6 透析用監視裝置 7 血容比檢測器 8 除水泵 9 加熱器 10 脫氣機構 11 殼體部 11a 溝槽 12 縫隙 13 發光機構 14 受光機構 15 蓋部 16 鈎 17 銷 18 活動銷 19 銷 20 基板 2 1 板 22 托架 23 固定機構

-31- 1310318 2 4 a、2 4 b 板狀部件 25 檢測開關 26 蓋 -32-

Claims

1310318 月丨蚋修(更)正替換頁 • 1 --------— |丨|丨|_^ 第9 2 1 1 7 7 5 8號「血容比檢測器」專利申請案 (2009年1月12日修正）拾、申請專利範圍： 1 . 一種血容比檢測器，配置在使患者的血液進行體外循環且淨化的血液淨化裝置的血液流路上，用於測定表示該血液的濃度的血容比値，其特徵是具有：殼體部，其形成有可嵌合上述血液流路的一部分的溝槽；在該殼體部的溝槽内形成的縫隙或多個孔；及，發光機構和受光機構，配置在上述殼體部内，通過上述縫隙或多個孔而配置在面臨上述血液流路的位置上，又，從上述發光機構對在血液流路中流動的血液照射光的同時，用上述受光機構接受其反射光。 2 .如申請專利範圍第1項之血容比檢測器，其中在上述殼體部上設置蓋部，用該蓋部覆蓋含有上述縫隙或多個孔的上述溝槽後，可測量血容比値。 3 ·如申請專利範圍第2項之血容比檢測器，其中藉由上述蓋部對上述殻體部形成搖動自如，可打開或關閉含有上述縫隙或多個孔的溝槽。 4 ·如申請專利範圍第2或3項之血容比檢測器，其中具有在上述蓋部覆蓋含有上述縫隙或多個孔的上述溝槽的狀態下可以卡止的卡止機構。 5 .如申請專利範圍第2或3項之血容比檢測器，其中設置蓋部關閉檢測機構，該機構是檢測血液流路嵌合在上述溝槽中且上述蓋部是關閉的狀態。正替换頁 !310318 6 ·如申請專利範圍第1項之血容比檢測器，其中上述血液流路係以其途中連接有血液淨化器且使患者的血液在體外循環以進行透析治療的血液回路所構成，且根據所測定的血容比値，控制用於除水的除水泵、補液條件或透析液條件。 7 ·如申請專利範圍第6項之血容比檢測器，其中上述血液回路連接著滴液室，上述滴液室的固定機構和上述殼體部是一體形成的。 8 .如申請專利範圍第6項之血容比檢測器，其中上述血液回路係連接有氣泡檢測器，而該氣泡檢測器是形成在上述殼體部内。 9 .如申請專利範圍第6項之血容比檢測器，其中上述血液回路係連接有用於判别有無血液的血液判别器，以該血液判别器判别出血液流動的時間點作爲基準而開始測定血容比値。 I 0 ·如申請專利範圍第1項之血容比檢測器，其中可任意調整上述縫隙或多個孔的寬度或直徑。 II ·如申請專利範圍第1項之血容比檢測器，其中使上述發光機構閃爍，根據其熄燈時朝向上述受光機構的光的入射量而對測定値進行校正。 1 2.如申請專利範圍第1項之血容比檢測器，其中因應流通於上述血液流路中之血液流速，對被測定的血容比値進行校正。