JPH05253293A - 血液透析の進展をモニターする方法及びその装置 - Google Patents
血液透析の進展をモニターする方法及びその装置Info
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- JPH05253293A JPH05253293A JP5001260A JP126093A JPH05253293A JP H05253293 A JPH05253293 A JP H05253293A JP 5001260 A JP5001260 A JP 5001260A JP 126093 A JP126093 A JP 126093A JP H05253293 A JPH05253293 A JP H05253293A
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 ヘマトクリットを体外測定することによって
血液透析の進展をモニターする方法及び装置を提供す
る。 【構成】 所定の時点（ｔ）において短期的な（ｔ，ｔ
−５）及びこの時点に至る中期的（ｔ，ｔ−１５）な、
さらには血液透析開始からこの時点（ｔ，ｔ0 ）までの
ヘマトクリット関数変動を計算し、これらの変動値を比
較し、この比較の結果として血液透析進展状況の第１指
示値を得る血液透析進展モニター方法及び装置。
血液透析の進展をモニターする方法及び装置を提供す
る。 【構成】 所定の時点（ｔ）において短期的な（ｔ，ｔ
−５）及びこの時点に至る中期的（ｔ，ｔ−１５）な、
さらには血液透析開始からこの時点（ｔ，ｔ0 ）までの
ヘマトクリット関数変動を計算し、これらの変動値を比
較し、この比較の結果として血液透析進展状況の第１指
示値を得る血液透析進展モニター方法及び装置。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】この発明は血液透析の制御技術、
特に患者の血液のヘマトクリット測定を利用する制御技
術に係わる。
特に患者の血液のヘマトクリット測定を利用する制御技
術に係わる。
【０００２】
【従来の技術】ヘマトクリットとは血液総量に占める赤
血球の容積比である。腎不全を病む患者に対しては血液
を浄化し、かつ人体の水分量を所要の値に調整するため
人工腎の助けを借りる。この発明は特にこの第２のメカ
ニズム、即ち、透析装置が半透膜を通して起こる限外濾
過現象を利用するメカニズムに係わる。この作業の過程
で患者の血漿から液体が抽出され、この血漿は人体の結
合組織及び細胞と平衡を保ちつつこれらの組織及び細胞
から液体を抽出する。この作業を人体が耐え得る限度を
超えて迅速に行うと“血漿減量”が起こる。この発明が
防止しようとするのはこの現象である。
血球の容積比である。腎不全を病む患者に対しては血液
を浄化し、かつ人体の水分量を所要の値に調整するため
人工腎の助けを借りる。この発明は特にこの第２のメカ
ニズム、即ち、透析装置が半透膜を通して起こる限外濾
過現象を利用するメカニズムに係わる。この作業の過程
で患者の血漿から液体が抽出され、この血漿は人体の結
合組織及び細胞と平衡を保ちつつこれらの組織及び細胞
から液体を抽出する。この作業を人体が耐え得る限度を
超えて迅速に行うと“血漿減量”が起こる。この発明が
防止しようとするのはこの現象である。
【０００３】複雑な多量コンパートメント交換現象の結
果として透析中に起こる血漿減量はこの治療法を血行力
学的に耐え難いものとする要因の１つである。生物学的
補償現象によるある程度の長さの潜伏期間が過ぎると、
この血漿減量がさらに進行して軽度の、場合によっては
顕著な、また、虚弱な患者にあっては重度の心臓血管虚
血状態を招き、臨床システムを巻き込む場合が多い。も
ちろん治療手段や予防及び／または治療技術がないわけ
ではないが、どの時点で、いかにしてこれらを意図的に
利用するかが問題である。
果として透析中に起こる血漿減量はこの治療法を血行力
学的に耐え難いものとする要因の１つである。生物学的
補償現象によるある程度の長さの潜伏期間が過ぎると、
この血漿減量がさらに進行して軽度の、場合によっては
顕著な、また、虚弱な患者にあっては重度の心臓血管虚
血状態を招き、臨床システムを巻き込む場合が多い。も
ちろん治療手段や予防及び／または治療技術がないわけ
ではないが、どの時点で、いかにしてこれらを意図的に
利用するかが問題である。
【０００４】経験の積み重ねと既に公知の研究成果に照
らして、動脈内血圧及び心拍をたとえ極めて頻繁ではあ
っても非連続的にモニターする限り、おそらくは補償系
の機能低下が急激なため異常事態を充分早く発見するこ
とはできない。
らして、動脈内血圧及び心拍をたとえ極めて頻繁ではあ
っても非連続的にモニターする限り、おそらくは補償系
の機能低下が急激なため異常事態を充分早く発見するこ
とはできない。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】この発明の目的は人体
による血液減量補償の不足をモニター・オペレーターが
充分早期に介入して心臓血管の虚血を回避できるように
充分に早い予測を可能にする血液透析進展モニター方法
を提供することにある。この方法は使用し易く、信頼性
が高く、患者に損傷を与えないものでなければならな
い。
による血液減量補償の不足をモニター・オペレーターが
充分早期に介入して心臓血管の虚血を回避できるように
充分に早い予測を可能にする血液透析進展モニター方法
を提供することにある。この方法は使用し易く、信頼性
が高く、患者に損傷を与えないものでなければならな
い。
【０００６】血液透析中のヘマトクリット変化をモニタ
ーする種々の方法が提案されており、その多くは血清中
の赤血球濃度の直接モニターを可能にする比色定量を利
用するものであった。透析を制御するため全身のインピ
ーダンスを連続測定する方法は複数の発明者（ＴＥＮＤ
ＥＲ，ＤＥ ＶＲＩＥＳ，ＳＣＡＮＦＥＲＬＡ）によっ
て利用され、ある程度の成果を収めている。しかし、使
用する装置が高価であり、患者に不快感を与え、比較的
窮屈な状態を強いる。しかもこの方法は透析を受ける患
者の細胞膜生体電気特性が極めて不安定であるため信頼
性に欠ける。
ーする種々の方法が提案されており、その多くは血清中
の赤血球濃度の直接モニターを可能にする比色定量を利
用するものであった。透析を制御するため全身のインピ
ーダンスを連続測定する方法は複数の発明者（ＴＥＮＤ
ＥＲ，ＤＥ ＶＲＩＥＳ，ＳＣＡＮＦＥＲＬＡ）によっ
て利用され、ある程度の成果を収めている。しかし、使
用する装置が高価であり、患者に不快感を与え、比較的
窮屈な状態を強いる。しかもこの方法は透析を受ける患
者の細胞膜生体電気特性が極めて不安定であるため信頼
性に欠ける。
【０００７】血液量の測定方法はヨーロッパ特許ＥＰ−
０，２７２，４１４Ｂに開示されている。この特許では
先ず血漿の導電度及び血液の導電度を測定し、次いでこ
れらの値からヘマトクリットを連続測定することにより
透析パラメーターの制御を可能にする血液量を算定する
ため、新鮮な透析物の導電度、血液流量、透析装置の出
力特性が関与する複雑な式を適用することを提案してい
る。極めて複雑なこの方法は信頼性を高めるため頻繁な
較正を必要とする。使用される標準式はすべての患者に
適用できるわけではない。さらにまた、この方法は施術
の責任を一身に負わされる医師にほとんど介入の余地を
与ない。
０，２７２，４１４Ｂに開示されている。この特許では
先ず血漿の導電度及び血液の導電度を測定し、次いでこ
れらの値からヘマトクリットを連続測定することにより
透析パラメーターの制御を可能にする血液量を算定する
ため、新鮮な透析物の導電度、血液流量、透析装置の出
力特性が関与する複雑な式を適用することを提案してい
る。極めて複雑なこの方法は信頼性を高めるため頻繁な
較正を必要とする。使用される標準式はすべての患者に
適用できるわけではない。さらにまた、この方法は施術
の責任を一身に負わされる医師にほとんど介入の余地を
与ない。
【０００８】これに反してこの発明の方法はヘマトクリ
ットの展開に関して正確な指示を提供する。この指示に
従って医師は患者の身体の反応を予測し、防止すること
ができる。人体インピーダンスを測定すると同時に血液
透析装置の上流における血液インピーダンスを測定する
複合方法がヨーロッパ特許ＥＰ−０，０２９，７９３Ｂ
に開示されている。第１の測定は患者の手足に針を植え
込むことによって行われる。この針は周波数が１mHz の
電流と５kHz の電流との２つの電流のための電極として
作用する。この２つの電流によって２通りのインピーダ
ンスが測定される。透析装置の上流側の外部血液回路に
第２電極対を設け、これによってここでは５kHz のイン
ピーダンス測定を行うことができる。これら３つのイン
ピーダンス値を比較することにより医師は透析の進展状
況をモニターすることができる。この特許では外部血液
回路で測定されるインピーダンスに下限値を設定してい
る。この下限値に達するとアラームが作動する。特許Ｅ
Ｐ−０，０２９，７９３Ｂの装置は医師による血液透析
モニターを可能にするが、外部回路のインピーダンスが
下限値に達すると作動するアラーム・システムを利用す
ることで医師を極めて窮屈なモニターから解放するとい
う目的だけにこの装置を利用したければ、個々の患者ご
とにあらかじめ装置を較正しなければならない。また、
経験に照らしてこの下限値に達するのが極めて遅く、動
脈内血圧の低下そのものを確認できるのとほとんど同時
であることが判明している。
ットの展開に関して正確な指示を提供する。この指示に
従って医師は患者の身体の反応を予測し、防止すること
ができる。人体インピーダンスを測定すると同時に血液
透析装置の上流における血液インピーダンスを測定する
複合方法がヨーロッパ特許ＥＰ−０，０２９，７９３Ｂ
に開示されている。第１の測定は患者の手足に針を植え
込むことによって行われる。この針は周波数が１mHz の
電流と５kHz の電流との２つの電流のための電極として
作用する。この２つの電流によって２通りのインピーダ
ンスが測定される。透析装置の上流側の外部血液回路に
第２電極対を設け、これによってここでは５kHz のイン
ピーダンス測定を行うことができる。これら３つのイン
ピーダンス値を比較することにより医師は透析の進展状
況をモニターすることができる。この特許では外部血液
回路で測定されるインピーダンスに下限値を設定してい
る。この下限値に達するとアラームが作動する。特許Ｅ
Ｐ−０，０２９，７９３Ｂの装置は医師による血液透析
モニターを可能にするが、外部回路のインピーダンスが
下限値に達すると作動するアラーム・システムを利用す
ることで医師を極めて窮屈なモニターから解放するとい
う目的だけにこの装置を利用したければ、個々の患者ご
とにあらかじめ装置を較正しなければならない。また、
経験に照らしてこの下限値に達するのが極めて遅く、動
脈内血圧の低下そのものを確認できるのとほとんど同時
であることが判明している。
【０００９】その上、特許ＥＰ−０，０２９，７９３の
方法では、既に血液透析によって損傷を与えられている
患者に補足的な注射を施すことになるが、これはできる
ことなら避けたいことである。以上に述べた２つの方法
に共通の不都合は複数の測定の結果を関連づけねばなら
ないことである。生物学的測定がすべてそうであるよう
に、この複数の測定にもそれぞれ不確定領域がある。従
って、それぞれの測定結果を複雑な計算に導入するとエ
ラーが重なり、結論にずれを生じ、医師によるモニター
の仕事を複雑にするおそれがある。
方法では、既に血液透析によって損傷を与えられている
患者に補足的な注射を施すことになるが、これはできる
ことなら避けたいことである。以上に述べた２つの方法
に共通の不都合は複数の測定の結果を関連づけねばなら
ないことである。生物学的測定がすべてそうであるよう
に、この複数の測定にもそれぞれ不確定領域がある。従
って、それぞれの測定結果を複雑な計算に導入するとエ
ラーが重なり、結論にずれを生じ、医師によるモニター
の仕事を複雑にするおそれがある。
【００１０】上述したヘマトクリットの定義にかんが
み、赤血球の比率の測定によっても血漿量の測定によっ
てもヘマトクリットを測定することができる。ピックア
ップと連携する電子系が所要の換算を行う。従って、以
下の説明における用語ヘマトクリットは本来の意味での
ヘマトクリットを指すだけでなく、赤血球（エリスロシ
ット）をも、血漿量をも指す。
み、赤血球の比率の測定によっても血漿量の測定によっ
てもヘマトクリットを測定することができる。ピックア
ップと連携する電子系が所要の換算を行う。従って、以
下の説明における用語ヘマトクリットは本来の意味での
ヘマトクリットを指すだけでなく、赤血球（エリスロシ
ット）をも、血漿量をも指す。
【００１１】
【課題を解決するための手段】この発明はヘマトクリッ
トを体外測定することによって血液透析の進展状況をモ
ニターする方法において、所定の時点において短期的な
及びこの時点に至る中期的な、さらには血液透析開始か
らこの時点までのヘマトクリット関数変動を計算し、こ
れらの変動値を比較し、この比較の結果として血液透析
進展状況の第１指示値を得ることを特徴とする血液透析
進展モニター方法に係わる。短期的変動が中長期的変動
よりも大きければ、指示値が増大し、逆の場合には低下
する。中期間が短期間の約３倍、好ましくは約１５分間
であり、血液透析の進展状況を指示する第１及び第２指
示値の組み合わせがアラーム・レベルを構成する。好ま
しくは、血液インピーダンスの測定に基づいてヘマトク
リットを測定し、インピーダンス測定値が好ましくは５
kHz の周波数で行われる瞬間測定平均値に基づく。
トを体外測定することによって血液透析の進展状況をモ
ニターする方法において、所定の時点において短期的な
及びこの時点に至る中期的な、さらには血液透析開始か
らこの時点までのヘマトクリット関数変動を計算し、こ
れらの変動値を比較し、この比較の結果として血液透析
進展状況の第１指示値を得ることを特徴とする血液透析
進展モニター方法に係わる。短期的変動が中長期的変動
よりも大きければ、指示値が増大し、逆の場合には低下
する。中期間が短期間の約３倍、好ましくは約１５分間
であり、血液透析の進展状況を指示する第１及び第２指
示値の組み合わせがアラーム・レベルを構成する。好ま
しくは、血液インピーダンスの測定に基づいてヘマトク
リットを測定し、インピーダンス測定値が好ましくは５
kHz の周波数で行われる瞬間測定平均値に基づく。
【００１２】この発明は血液透析回路内に配置した測定
セルと、定電流電源と、インピーダンスメーターから成
り、前記測定セルがカプセルによって閉鎖された２つの
開口部を有する半剛性管と、前記カプセルを貫通し、そ
れぞれが電源と接続すると共にインピーダンスメーター
と接続する２つの電極を含む血液インピーダンスの体外
測定による血液透析進展モニター装置において、インピ
ーダンスメーターから信号を受信し、血液透析進展状況
指示値を制御する計算器を含むことを特徴とする血液透
析進展モニター装置にも係わる。
セルと、定電流電源と、インピーダンスメーターから成
り、前記測定セルがカプセルによって閉鎖された２つの
開口部を有する半剛性管と、前記カプセルを貫通し、そ
れぞれが電源と接続すると共にインピーダンスメーター
と接続する２つの電極を含む血液インピーダンスの体外
測定による血液透析進展モニター装置において、インピ
ーダンスメーターから信号を受信し、血液透析進展状況
指示値を制御する計算器を含むことを特徴とする血液透
析進展モニター装置にも係わる。
【００１３】
【作用】この発明の方法及び装置の重要な利点は損傷が
発現する前に血漿減量を検出して患者を虚血の危険から
保護することを可能にすることにある。方法が簡単であ
るだけに装置も簡単に、従って比較的低コストで構成で
き、このことは普及を容易にすると考えられる。
発現する前に血漿減量を検出して患者を虚血の危険から
保護することを可能にすることにある。方法が簡単であ
るだけに装置も簡単に、従って比較的低コストで構成で
き、このことは普及を容易にすると考えられる。
【００１４】モニター結果のデータを活用すれば医学研
究の分野での利用も容易になる。
究の分野での利用も容易になる。
【００１５】
【実施例】この発明の作用と利点を添付の図面に沿って
以下に説明する。図１にはヘマトクリットの相対変動展
開を血液透析の過程で患者の血液に対して行われるリア
ルタイム測定から求めることができるように示してあ
る。ヘマトクリットの展開は例えば比色分析測定によっ
て、あるいはこの発明の好ましい実施態様ではインピー
ダンス測定によって明らかにすることができる。比色分
析測定をインピーダンス測定による測定と連携させるこ
ともできる。
以下に説明する。図１にはヘマトクリットの相対変動展
開を血液透析の過程で患者の血液に対して行われるリア
ルタイム測定から求めることができるように示してあ
る。ヘマトクリットの展開は例えば比色分析測定によっ
て、あるいはこの発明の好ましい実施態様ではインピー
ダンス測定によって明らかにすることができる。比色分
析測定をインピーダンス測定による測定と連携させるこ
ともできる。
【００１６】この発明におけるヘマトクリットは種々の
形態を取ることができるが、ここでは血漿量の相対変
動：
形態を取ることができるが、ここでは血漿量の相対変
動：
【００１７】
【数２】
【００１８】を考察する。図１において、横軸は時間
（ｍｉｎ）を、縦軸は時点ｔ0 から時点ｔまでの血漿量
相対変動の％値である。
（ｍｉｎ）を、縦軸は時点ｔ0 から時点ｔまでの血漿量
相対変動の％値である。
【００１９】
【数３】
【００２０】をそれぞれ示す。この発明の装置による測
定から曲線２０を求めることができる。所定の時点ｔに
おいて、
定から曲線２０を求めることができる。所定の時点ｔに
おいて、
【００２１】
【数４】
【００２２】の３つの値、即ち、時点ｔにおける値（曲
線上の点２１）、５分前の時点における値（点２２）及
び１５分前の時点における値（点２３）を考察する。こ
の発明の測定原理は直線２４で示す短期間（ここでは５
分間）に亘る勾配の展開を、直線２５で示す中期間（こ
こでは１５分間）及び直線２６で示す（透析開始から
の）長期間に亘る勾配の展開と比較するというものであ
る。
線上の点２１）、５分前の時点における値（点２２）及
び１５分前の時点における値（点２３）を考察する。こ
の発明の測定原理は直線２４で示す短期間（ここでは５
分間）に亘る勾配の展開を、直線２５で示す中期間（こ
こでは１５分間）及び直線２６で示す（透析開始から
の）長期間に亘る勾配の展開と比較するというものであ
る。
【００２３】血液中の赤血球比率モニターを可能にする
比色分析測定法は公知である。この方式による好ましい
方法では血液が循環する測定セルの同じ側に光源と光セ
ンサーを配置し、人工像に影響されずに逆拡散光を測定
できるようにする。しかし、血液インピーダンスの測定
からヘマトクリットを間接的に測定する電気的方法が最
も実用的であり、最も操作し易い。この方法を以下に詳
しく説明する。
比色分析測定法は公知である。この方式による好ましい
方法では血液が循環する測定セルの同じ側に光源と光セ
ンサーを配置し、人工像に影響されずに逆拡散光を測定
できるようにする。しかし、血液インピーダンスの測定
からヘマトクリットを間接的に測定する電気的方法が最
も実用的であり、最も操作し易い。この方法を以下に詳
しく説明する。
【００２４】図２に示す半剛性管１はプラスチック材か
ら成り、例えば２０mm2 の定断面積を有する。典型的に
は互いに７０mmの間隔を保つ２つの場所にエラストマー
材４，５によって閉塞された２つのカプセル２，３があ
り、これに電極６，７がそれぞれ植え込まれている。こ
の電極は例えば２本の殺菌された針から成り、膜４，５
を貫通し、該膜がそれぞれの針を完全密封状態に囲む。
これらの膜は患者の血液が循環する管１の側方隔壁を構
成する。この組立体は無菌状態にあり、使い捨てである
ことが好ましい。測定セル９は好ましくは血液透析シス
テムの入口に配置する。このように配置すれば、測定セ
ルの温度はほぼ一定に保たれ、患者の体温よりやや低
い。
ら成り、例えば２０mm2 の定断面積を有する。典型的に
は互いに７０mmの間隔を保つ２つの場所にエラストマー
材４，５によって閉塞された２つのカプセル２，３があ
り、これに電極６，７がそれぞれ植え込まれている。こ
の電極は例えば２本の殺菌された針から成り、膜４，５
を貫通し、該膜がそれぞれの針を完全密封状態に囲む。
これらの膜は患者の血液が循環する管１の側方隔壁を構
成する。この組立体は無菌状態にあり、使い捨てである
ことが好ましい。測定セル９は好ましくは血液透析シス
テムの入口に配置する。このように配置すれば、測定セ
ルの温度はほぼ一定に保たれ、患者の体温よりやや低
い。
【００２５】図４には一連の測定を一括して略示した。
１２は局所配電線からの交流が装置に直接給電されるの
を、特にその電極が患者の血液と接触するのを防止する
ための保護回路である。１３は周波数が５kHz の低電圧
電源であり、１０はインピーダンスメーター１１が出力
側における電極６，７間で測定される交流電圧の降下か
ら電極間インピーダンスを計算する間、電極に給電する
定電流電源である。瞬間インピーダンスＺに比例する信
号が出力され、計算器１４がこの信号を毎秒ｎ回、例え
ば５回の速度で読み取る。マイクロプロセッサーの一部
を形成する計算器１４は先ず瞬間測定値を平滑化し、Ｐ
秒、例えば５秒間に亘ってＺの平均値を計算する。この
場合には２５の個別測定値が平均されることになる。こ
うして値Ｚｍが得られる。インピーダンスの経時的展開
の追跡に利用されるのがこの測定値である。
１２は局所配電線からの交流が装置に直接給電されるの
を、特にその電極が患者の血液と接触するのを防止する
ための保護回路である。１３は周波数が５kHz の低電圧
電源であり、１０はインピーダンスメーター１１が出力
側における電極６，７間で測定される交流電圧の降下か
ら電極間インピーダンスを計算する間、電極に給電する
定電流電源である。瞬間インピーダンスＺに比例する信
号が出力され、計算器１４がこの信号を毎秒ｎ回、例え
ば５回の速度で読み取る。マイクロプロセッサーの一部
を形成する計算器１４は先ず瞬間測定値を平滑化し、Ｐ
秒、例えば５秒間に亘ってＺの平均値を計算する。この
場合には２５の個別測定値が平均されることになる。こ
うして値Ｚｍが得られる。インピーダンスの経時的展開
の追跡に利用されるのがこの測定値である。
【００２６】直流で測定される電気抵抗と等価の５kHz
で測定された血液インピーダンスＺは血液中の赤血球の
比率に、従って、ヘマトクリット（総血液量に赤血球が
占める容積比）に比例する。この発明の装置は血液透析
開始から約５分後に作動させる。第１の値Ｚ0 が求めら
れる。あらかじめ較正してあれば、この値に基づいて対
応のヘマトクリットを計算することができる。医師が患
者の総血液量を算定すれば初期血漿量ＶＰ0を算出する
ことができる（血漿量＋赤血球量＝総血液量）。
で測定された血液インピーダンスＺは血液中の赤血球の
比率に、従って、ヘマトクリット（総血液量に赤血球が
占める容積比）に比例する。この発明の装置は血液透析
開始から約５分後に作動させる。第１の値Ｚ0 が求めら
れる。あらかじめ較正してあれば、この値に基づいて対
応のヘマトクリットを計算することができる。医師が患
者の総血液量を算定すれば初期血漿量ＶＰ0を算出する
ことができる（血漿量＋赤血球量＝総血液量）。
【００２７】測定開始時点ｔ0 から継続的にインピーダ
ンスＺを測定し、記憶させる。血液透析のモニターに利
用できる値は必要に応じてメモリーから読み出される。
このモニターには２つの量が利用され、その１つは（符
号は別として血漿量の相対変動にほぼ等しい）ヘマトク
リットの相対変動であり、もう１つはインピーダンスに
比例するこのヘマトクリット（またはこの血漿量の）レ
ベルである。この２つの量のそれぞれを分析すれば血液
透析の進展を指示する指示値をそれぞれ独立に評価する
ことができる。この２つの指示値の組み合わせからアラ
ーム・レベルを求めることができる。
ンスＺを測定し、記憶させる。血液透析のモニターに利
用できる値は必要に応じてメモリーから読み出される。
このモニターには２つの量が利用され、その１つは（符
号は別として血漿量の相対変動にほぼ等しい）ヘマトク
リットの相対変動であり、もう１つはインピーダンスに
比例するこのヘマトクリット（またはこの血漿量の）レ
ベルである。この２つの量のそれぞれを分析すれば血液
透析の進展を指示する指示値をそれぞれ独立に評価する
ことができる。この２つの指示値の組み合わせからアラ
ーム・レベルを求めることができる。
【００２８】この発明の方法は血液透析の過程において
定間隔で、例えば５分毎に行われる。図１はそれぞれの
サイクルにおいて計算された量を示す：先ず、進展状況
を指示する第１指示値（勾配指示値：ＩＰ）の計算には
直線２４で表わされる短期間に亘る勾配ＰＣＤ、（直線
２５で表わされる）中期間に亘る勾配ＰＭＤ及び長期間
に亘る勾配ＰＬＤを利用する。また、限界指示値ＩＳを
計算するためには点２１の縦座標そのものを利用する。
定間隔で、例えば５分毎に行われる。図１はそれぞれの
サイクルにおいて計算された量を示す：先ず、進展状況
を指示する第１指示値（勾配指示値：ＩＰ）の計算には
直線２４で表わされる短期間に亘る勾配ＰＣＤ、（直線
２５で表わされる）中期間に亘る勾配ＰＭＤ及び長期間
に亘る勾配ＰＬＤを利用する。また、限界指示値ＩＳを
計算するためには点２１の縦座標そのものを利用する。
【００２９】勾配指示値ＩＰは３つの量、即ち、短期間
に亘る勾配ＰＣＤに依存する第１の量Ａ1 、中期間に亘
る勾配ＰＭＤに依存する第２の量Ａ2 及び（図１に直線
２６で表わされる）長期間に亘る勾配ＰＬＤに依存する
第３の量Ａ3 の和である。この３つの勾配は毎分の血漿
変動％にマイナス符号を付した形で表わされる。項Ａ3
は常に長期間勾配の同一関数である：
に亘る勾配ＰＣＤに依存する第１の量Ａ1 、中期間に亘
る勾配ＰＭＤに依存する第２の量Ａ2 及び（図１に直線
２６で表わされる）長期間に亘る勾配ＰＬＤに依存する
第３の量Ａ3 の和である。この３つの勾配は毎分の血漿
変動％にマイナス符号を付した形で表わされる。項Ａ3
は常に長期間勾配の同一関数である：
【００３０】
【数５】
【００３１】他の２つの項Ａ1 及びＡ2 は２つの部分、
即ち、勾配にだけ依存する部分と、直ぐ上位の期間に亘
る勾配との比較結果である部分とから成る。Ａ2 は下記
のように表わされる：
即ち、勾配にだけ依存する部分と、直ぐ上位の期間に亘
る勾配との比較結果である部分とから成る。Ａ2 は下記
のように表わされる：
【００３２】
【数６】
【００３３】ただし
【００３４】
【数７】
【００３５】は端数を省いた近似整数絶対値であり、定
数は ＰＭＤ＜ＰＬＤ−１ ならば＋１であり、 ＰＭＤ＞ＰＬＤ＋４ ならば−１である。
数は ＰＭＤ＜ＰＬＤ−１ ならば＋１であり、 ＰＭＤ＞ＰＬＤ＋４ ならば−１である。
【００３６】同様に、Ａ1 は下記のように表わされる：
【００３７】
【数８】
【００３８】ただし
【００３９】
【数９】
【００４０】は端数を省いた近似整数絶対値であり、定
数は ＰＣＤ＜ＰＭＤ−４ ならば＋２であり、 ＰＣＤ＞ＰＭＤ＋４ ならば−２である。
数は ＰＣＤ＜ＰＭＤ−４ ならば＋２であり、 ＰＣＤ＞ＰＭＤ＋４ ならば−２である。
【００４１】従って、勾配指示値ＩＰは常にプラスまた
はマイナス符号の付いた整数で表わされる。装置のマイ
クロプロセッサーはＩＰを許容変動幅−９，＋９以内に
維持する役割を果す（ＩＰ値がこの範囲からはみ出すこ
とがあるとすれば必ず人工像に起因することが経験上明
らかになっている）。限界指示値ＩＳは下記のように表
わされる：
はマイナス符号の付いた整数で表わされる。装置のマイ
クロプロセッサーはＩＰを許容変動幅−９，＋９以内に
維持する役割を果す（ＩＰ値がこの範囲からはみ出すこ
とがあるとすれば必ず人工像に起因することが経験上明
らかになっている）。限界指示値ＩＳは下記のように表
わされる：
【００４２】
【数１０】
【００４３】この値も端数を省いた近似整数で表わされ
る。上述したのと同じ理由で許容変動幅０＋９以内に制
限される。アラーム・レベル（ＮＡ）は上記２つの指示
値の和に等しい： ＮＡ＝ＩＰ＋ＩＳ −９＜ＮＡ＜＋１８ 正の値はすべて危険な状態を示唆する。
る。上述したのと同じ理由で許容変動幅０＋９以内に制
限される。アラーム・レベル（ＮＡ）は上記２つの指示
値の和に等しい： ＮＡ＝ＩＰ＋ＩＳ −９＜ＮＡ＜＋１８ 正の値はすべて危険な状態を示唆する。
【００４４】患者の特徴（一般的には体格など）に応じ
てＮＡに４，８、または１２を限界値として設定し、こ
の設定限界値を超えると音声アラームが作動するように
装置を構成する。以上の説明から明らかなように、ＩＳ
だけでは透析の進展中の異常事態を防止することはでき
ない。これに反してＩＰはそれだけでも直接利用できる
指示を提供する。ＩＰとＩＳを組み合わせることによっ
てもっと精密な分析が、従って、もっと的確な予見が可
能になる。
てＮＡに４，８、または１２を限界値として設定し、こ
の設定限界値を超えると音声アラームが作動するように
装置を構成する。以上の説明から明らかなように、ＩＳ
だけでは透析の進展中の異常事態を防止することはでき
ない。これに反してＩＰはそれだけでも直接利用できる
指示を提供する。ＩＰとＩＳを組み合わせることによっ
てもっと精密な分析が、従って、もっと的確な予見が可
能になる。
【００４５】インピーダンス測定によってヘマトクリッ
トを求める場合に方法上の不都合があるとすれば、血漿
量の変化や血漿中の電解質、特にナトリウムの濃度変化
がインピーダンスの変化を招く可能性であるが、血漿量
変化も電解質濃度変化も緩慢であり、短期的勾配の比較
にはほとんど影響しない。この発明の装置を図６（Ａ）
に示した。図示の装置は血漿量の指示を伴なうモデルで
ある。３０はハウジングであり、その前面には測定用の
種々の手段が配置されている。即ち、４位置モード・セ
レクター３２、３位置アラーム・セレクター３３、スク
リーン・ページ選択押しボタン３４、測定サイクル開始
ボタン３５、及びアラーム停止押しボタン３６である。
トを求める場合に方法上の不都合があるとすれば、血漿
量の変化や血漿中の電解質、特にナトリウムの濃度変化
がインピーダンスの変化を招く可能性であるが、血漿量
変化も電解質濃度変化も緩慢であり、短期的勾配の比較
にはほとんど影響しない。この発明の装置を図６（Ａ）
に示した。図示の装置は血漿量の指示を伴なうモデルで
ある。３０はハウジングであり、その前面には測定用の
種々の手段が配置されている。即ち、４位置モード・セ
レクター３２、３位置アラーム・セレクター３３、スク
リーン・ページ選択押しボタン３４、測定サイクル開始
ボタン３５、及びアラーム停止押しボタン３６である。
【００４６】３７はスクリーンＬＣＤである。このスク
リーンは図６（Ｂ）に示すページ１（３８）及び図６
（Ｃ）に示すページ２（３９）のいずれか一方を（押し
ボタン３４で）選択的に表示することを可能である。ペ
ージ１には下記のデータが表示される：４０には（時点
ｔ0 における）初期インピーダンス（キロオーム）、４
１には作用中の故障指示、４２には時点ｔにおけるイン
ピーダンス、４３には時点ｔにおけるインピーダンス、
４４には勾配指示値ＩＰ、４５には限界指示値ＩＳ、４
６には時点ｔにおける血漿容積値。
リーンは図６（Ｂ）に示すページ１（３８）及び図６
（Ｃ）に示すページ２（３９）のいずれか一方を（押し
ボタン３４で）選択的に表示することを可能である。ペ
ージ１には下記のデータが表示される：４０には（時点
ｔ0 における）初期インピーダンス（キロオーム）、４
１には作用中の故障指示、４２には時点ｔにおけるイン
ピーダンス、４３には時点ｔにおけるインピーダンス、
４４には勾配指示値ＩＰ、４５には限界指示値ＩＳ、４
６には時点ｔにおける血漿容積値。
【００４７】ページ２が選択されると、下記データが現
われる：４７には開始時点ｔ0 からの長期間に亘る勾配
（ＰＬＤ）、４８にはｔ−１０分間におけるＰＣＤ、４
９にはｔ−５分間におけるＰＣＤ、５０には（ページ１
の４３に現われるように）時点ｔにおけるＰＣＤ、５１
には初期血漿量ＶＰ0 （ml）、５２にはｔ−１０分間に
おけるＶＰ変動絶対値、５３にはｔ−５分間におけるＶ
Ｐ変動絶対値、５４には（ページ１の４５に現われるよ
うに）ｔにおけるＶＰ変動絶対値。
われる：４７には開始時点ｔ0 からの長期間に亘る勾配
（ＰＬＤ）、４８にはｔ−１０分間におけるＰＣＤ、４
９にはｔ−５分間におけるＰＣＤ、５０には（ページ１
の４３に現われるように）時点ｔにおけるＰＣＤ、５１
には初期血漿量ＶＰ0 （ml）、５２にはｔ−１０分間に
おけるＶＰ変動絶対値、５３にはｔ−５分間におけるＶ
Ｐ変動絶対値、５４には（ページ１の４５に現われるよ
うに）ｔにおけるＶＰ変動絶対値。
【００４８】図６に示す装置の表示データはすべて血漿
量に関するデータであり、血漿容積は医師が利用し易い
量である。血漿量値は既に述べたようにヘマトクリット
測定値から求められ、ヘマトクリット値はインピーダン
ス測定または比色分析測定のほか、患者の血液中に占め
る赤血球の比率を測定できるあらゆる方法で求められ
る。
量に関するデータであり、血漿容積は医師が利用し易い
量である。血漿量値は既に述べたようにヘマトクリット
測定値から求められ、ヘマトクリット値はインピーダン
ス測定または比色分析測定のほか、患者の血液中に占め
る赤血球の比率を測定できるあらゆる方法で求められ
る。
【００４９】測定は下記の態様で行われる： ・装置に給電する。 ・電極を接続−５秒ごとのインピーダンス測定値が４２
に表示される。 ・モードセレクター３２によって手動モード（インピー
ダンスだけの測定）または自動モードＡ1 ，Ａ2 ，Ａ3
のいずれか１つを選択する。
に表示される。 ・モードセレクター３２によって手動モード（インピー
ダンスだけの測定）または自動モードＡ1 ，Ａ2 ，Ａ3
のいずれか１つを選択する。
【００５０】Ａ1 は貧弱な体格の患者（血液量を３５０
０mlと仮定）に対応する Ａ2 は中程度の体格（４０００ml）に対応する Ａ3 は頑強な体格（４５００ml）に対応する ・アラームセレクター３３によって、アラームを作動さ
せる合計値レベルを選択する。上述の場合には３つのレ
ベル：（それぞれ強、中、弱感度に相当する）４，８及
び１２が設定されていた。
０mlと仮定）に対応する Ａ2 は中程度の体格（４０００ml）に対応する Ａ3 は頑強な体格（４５００ml）に対応する ・アラームセレクター３３によって、アラームを作動さ
せる合計値レベルを選択する。上述の場合には３つのレ
ベル：（それぞれ強、中、弱感度に相当する）４，８及
び１２が設定されていた。
【００５１】・一般に開始から５分後に透析パラメータ
ーが安定したら、押しボタン３５を押す。 装置が自動モード（押しボタン３２の位置Ａ1 ，Ａ2 ま
たはＡ3 ）なら、測定は下記のように進展する： −０乃至１０分間：インピーダンスの安定した初期値を
観察 −１０分間経過時点まで：Ｚ0 及び初期血漿量（５１）
を計算及び表示 −１５分間経過時点まで：血漿量の第１変動値（４６及
び５４）及びまれにはＰＬＤ（４７）と同じ短期勾配Ｐ
ＣＤ（４３及び５０）を計算及び表示 −次いで、５分間ごとにすべての値を、特にＩＰ及びＩ
Ｓと、もしＩＰ＋ＩＳ≧（ボタン３３で選択された）ア
ラーム限界値ならアラーム作動値を計算及び表示 以下に述べる例はヘマトクリットの体外測定値またはそ
の逆関数である血漿量の測定値の展開を患者の動脈内血
圧の展開と比較し、この発明の方法が少なくとも発現す
る１５分前に患者の障害を予見してこれを回避する可能
性を医師に与えることができることを示す。
ーが安定したら、押しボタン３５を押す。 装置が自動モード（押しボタン３２の位置Ａ1 ，Ａ2 ま
たはＡ3 ）なら、測定は下記のように進展する： −０乃至１０分間：インピーダンスの安定した初期値を
観察 −１０分間経過時点まで：Ｚ0 及び初期血漿量（５１）
を計算及び表示 −１５分間経過時点まで：血漿量の第１変動値（４６及
び５４）及びまれにはＰＬＤ（４７）と同じ短期勾配Ｐ
ＣＤ（４３及び５０）を計算及び表示 −次いで、５分間ごとにすべての値を、特にＩＰ及びＩ
Ｓと、もしＩＰ＋ＩＳ≧（ボタン３３で選択された）ア
ラーム限界値ならアラーム作動値を計算及び表示 以下に述べる例はヘマトクリットの体外測定値またはそ
の逆関数である血漿量の測定値の展開を患者の動脈内血
圧の展開と比較し、この発明の方法が少なくとも発現す
る１５分前に患者の障害を予見してこれを回避する可能
性を医師に与えることができることを示す。
【００５２】この例を図５に示した。横軸は時間
（時）、縦軸は中央部１７に動脈内血圧値（cmHg）を、
上部１６に血漿量相対変動値
（時）、縦軸は中央部１７に動脈内血圧値（cmHg）を、
上部１６に血漿量相対変動値
【００５３】
【数１１】
【００５４】をそれぞれ示す。重要なのは同時点におけ
るインピーダンスＺｍに比例する量であり、これによっ
てグラフ下方に示すアラーム・レベル１８を得た。ＩＰ
＋ＩＳに等しいこのアラーム・レベルは０乃至１２であ
った。限界値は上述のようにそれぞれ４，８及び１２に
設定した。
るインピーダンスＺｍに比例する量であり、これによっ
てグラフ下方に示すアラーム・レベル１８を得た。ＩＰ
＋ＩＳに等しいこのアラーム・レベルは０乃至１２であ
った。限界値は上述のようにそれぞれ４，８及び１２に
設定した。
【００５５】図から明らかなように、ヘマトクリット
（場合によっては血漿量）、アラーム・レベル及び動脈
内血圧の間の対応関係を辿ることができる。具体的に
は、ヘマトクリット曲線の勾配が増大するとアラーム・
レベルが上昇し、これに続いて患者の血圧が低下する。
２５分経過の時点で勾配が急激に増大し、アラーム・レ
ベルが限界値ｎ２（値９）を超える。これは血圧が低下
してから１５分後である。同様に、２時間３５分経過の
時点でレベル１０に達し、次いで再び改善が見られ、２
時間４５分経過の時点で不安なレベルとなり、その５分
後に血圧が低下した。
（場合によっては血漿量）、アラーム・レベル及び動脈
内血圧の間の対応関係を辿ることができる。具体的に
は、ヘマトクリット曲線の勾配が増大するとアラーム・
レベルが上昇し、これに続いて患者の血圧が低下する。
２５分経過の時点で勾配が急激に増大し、アラーム・レ
ベルが限界値ｎ２（値９）を超える。これは血圧が低下
してから１５分後である。同様に、２時間３５分経過の
時点でレベル１０に達し、次いで再び改善が見られ、２
時間４５分経過の時点で不安なレベルとなり、その５分
後に血圧が低下した。
【００５６】なお、この実験は通常なら最初のアラーム
があったあと血漿膨脹効果（浸透効果）を促進する溶質
を注射することによって限外濾過を遅らせる医師の介入
なしに行われた。図５から明らかなように、勾配だけに
基づく最初のアラームが作動してもこれに対応してなん
らかの手段を講することは全くしなかった。即ち、次の
アラームに対するヘマトクリット・レベルの影響を引き
続き検討するためであった。
があったあと血漿膨脹効果（浸透効果）を促進する溶質
を注射することによって限外濾過を遅らせる医師の介入
なしに行われた。図５から明らかなように、勾配だけに
基づく最初のアラームが作動してもこれに対応してなん
らかの手段を講することは全くしなかった。即ち、次の
アラームに対するヘマトクリット・レベルの影響を引き
続き検討するためであった。
【００５７】以上に述べた血液透析中における患者の血
中ヘマトクリット・モニター方法は主としてインピーダ
ンスの測定を利用するものであった。電気的測定は操作
も情報処理も容易だからである。ただし、ヘマトクリッ
トまたは血漿量に比例する量の展開をモニターできるな
らいかなる方法でもこの発明の実施に利用できる。例え
ば、血中の赤血球濃度の、従って、ヘマトクリットの展
開を極めて正確にモニターできる比色分析のような光学
的方法も利用できる。
中ヘマトクリット・モニター方法は主としてインピーダ
ンスの測定を利用するものであった。電気的測定は操作
も情報処理も容易だからである。ただし、ヘマトクリッ
トまたは血漿量に比例する量の展開をモニターできるな
らいかなる方法でもこの発明の実施に利用できる。例え
ば、血中の赤血球濃度の、従って、ヘマトクリットの展
開を極めて正確にモニターできる比色分析のような光学
的方法も利用できる。
【００５８】従来の技術と比較してこの発明は今日まで
最も検出し易かった身体症状である低血圧の発現よりも
はるか早く血漿減量を検出できるという点ですぐれてい
る。非定型の反応を示す患者の場合、異常事態を伴なっ
た透析に続く最初の透析であらたに異常事態が起こるの
を確実に予防することができる。この発明の方法は装置
が人工腎そのものと容易に一体化するから実施するのが
簡単であり、患者を損傷しない。また、この発明の方法
によって得られる結果はナトレミア（血中のナトリウム
比率）とは無関係であることが立証されている。装置の
操作は極めて簡単であり、使用したい医師が短期間練習
するだけでよい。さらにまた、危険性のある患者の場合
または研究を目的とする場合、透析の進展をリアルタイ
ムでモニターすることができる。同様に、情報処理手段
によってデータを記録かつ記憶し、患者の経過を追跡
し、詳細な科学的かつ統計的な特徴を求めることができ
る。電気的−電子的構成は簡単であるから個々の装置が
低コストで提供され、それぞれの透析センターに必要な
だけの装置を設置することができる。
最も検出し易かった身体症状である低血圧の発現よりも
はるか早く血漿減量を検出できるという点ですぐれてい
る。非定型の反応を示す患者の場合、異常事態を伴なっ
た透析に続く最初の透析であらたに異常事態が起こるの
を確実に予防することができる。この発明の方法は装置
が人工腎そのものと容易に一体化するから実施するのが
簡単であり、患者を損傷しない。また、この発明の方法
によって得られる結果はナトレミア（血中のナトリウム
比率）とは無関係であることが立証されている。装置の
操作は極めて簡単であり、使用したい医師が短期間練習
するだけでよい。さらにまた、危険性のある患者の場合
または研究を目的とする場合、透析の進展をリアルタイ
ムでモニターすることができる。同様に、情報処理手段
によってデータを記録かつ記憶し、患者の経過を追跡
し、詳細な科学的かつ統計的な特徴を求めることができ
る。電気的−電子的構成は簡単であるから個々の装置が
低コストで提供され、それぞれの透析センターに必要な
だけの装置を設置することができる。
【図１】図１は血漿量の経時的な相対変動の展開を示
す。
す。
【図２】図２は外部血液回路に植え込まれるインピーダ
ンス測定セルを示す。
ンス測定セルを示す。
【図３】図３はインピーダンスの測定態様を略示する。
【図４】図４はこの発明の装置によって行われる一連の
作用を略示する。
作用を略示する。
【図５】図５は患者の血漿量と動脈内血液の変化を比較
して示す。
して示す。
【図６】図６はこの発明の装置の一実施例を示す。
１…半剛性管 ２，３…カプセル ４，５…エラストマー材、膜材 ６，７…電極 ９…測定セル １０…定電流電源 １１…インピーダンスメーター １２…保護回路 １３…低電圧電源 １４…計算器
Claims (12)
- 【請求項１】 ヘマトクリットを体外測定することによ
って血液透析の進展をモニターする方法において、 所定の時点において短期的な及びこの時点に至る中期的
な、さらには血液透析開始からこの時点までのヘマトク
リット関数変動を計算し、 これらの変動値を比較し、 この比較の結果として血液透析進展状況の第１指示値を
得ることを特徴とする血液透析進展モニター方法。 - 【請求項２】 請求項１に記載の方法において、ヘマト
クリット関数が血漿量の相対変動 【数１】 であることを特徴とする方法。 - 【請求項３】 請求項１又は２に記載の方法において、
短期的変動が中長期的変動よりも大きければ指示値が増
大し、逆の場合には低下することを特徴とする方法。 - 【請求項４】 請求項１から３までのいずれかに記載の
方法において、該中期的期間が該短期的期間の約３倍で
あり、好ましくは約１５分間であることを特徴とする方
法。 - 【請求項５】 請求項１から４までのいずれかに記載の
方法において、所定の時点におけるヘマトクリット・レ
ベル測定によって血液透析進展状況の第２指示値を得る
ことを特徴とする方法。 - 【請求項６】 請求項５又は請求項１から３までのいず
れかに記載の方法において、血液透析進展状況の前記第
１及び第２指示値の比較からアラーム・レベルを得るこ
とを特徴とする方法。 - 【請求項７】 請求項１から６までのいずれかに記載の
方法において、血液インピーダンスの測定に基づいてヘ
マトクリット測定を行うことを特徴とする方法。 - 【請求項８】 請求項７に記載の方法において、インピ
ーダンス測定値が好ましくは周波数５kHz で行われる瞬
間測定平均値に基づくことを特徴とする方法。 - 【請求項９】 血液透析回路内に配置した測定セル
（９）と、定電流電源（１０）と、インピーダンスメー
ター（１１）から成り、前記測定セル（９）がカプセル
（２，３）によって閉鎖された２つの開口部を有する半
剛性管（１）と、前記カプセルを貫通し、それぞれが電
源（１０）と接続すると共にインピーダンスメーター
（１１）と接続する２つの電極（６，７）を含む血液イ
ンピーダンスの体外測定による血液透析進展モニター装
置において、インピーダンスメーター（１１）から信号
を受信し、請求項１から７までのいずれかに記載の方法
に従って血液透析進展状況指示値を制御する計算器（１
３）を含むことを特徴とする血液透析進展モニター装
置。 - 【請求項１０】 請求項９に記載の装置において、電源
（１０）には保護回路（１２）を介して局所配電線から
給電されることを特徴とする装置。 - 【請求項１１】 請求項９及び１０のいずれかに記載の
装置において、測定セル（９）を血液透析装置の入口に
配置したことを特徴とする装置。 - 【請求項１２】 請求項９から１１までのいずれかに記
載の装置において、電源がほぼ５kHz の周波数を有する
電流を供給することを特徴とする装置。
Applications Claiming Priority (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| FR9200063A FR2685871A1 (fr) | 1992-01-07 | 1992-01-07 | Appareil de suivi de l'hemodialyse par impedancemetrie. |
| FR9201333A FR2687072B3 (fr) | 1992-02-06 | 1992-02-06 | Appareil pour la surveillance de l'hemodialyse. |
| FR9200063 | 1992-02-06 | ||
| FR9201333 | 1992-02-06 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05253293A true JPH05253293A (ja) | 1993-10-05 |
Family
ID=26229172
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP5001260A Pending JPH05253293A (ja) | 1992-01-07 | 1993-01-07 | 血液透析の進展をモニターする方法及びその装置 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5416027A (ja) |
| EP (1) | EP0551043B1 (ja) |
| JP (1) | JPH05253293A (ja) |
| AT (1) | ATE140155T1 (ja) |
| DE (1) | DE69212132D1 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2003505209A (ja) * | 1999-07-30 | 2003-02-12 | ホスパル アクチエンゲゼルシャフト | 透析機およびそれを制御する方法 |
| JP2010532217A (ja) * | 2007-07-05 | 2010-10-07 | バクスター・インターナショナル・インコーポレイテッド | 導電性接触を用いる透析流体測定システム |
Families Citing this family (13)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6058934A (en) * | 1995-11-02 | 2000-05-09 | Chiron Diagnostics Corporation | Planar hematocrit sensor incorporating a seven-electrode conductivity measurement cell |
| JP4225196B2 (ja) * | 2001-07-03 | 2009-02-18 | 株式会社ジェイ・エム・エス | 簡便な制御手段を有する血液透析装置 |
| US7241378B2 (en) * | 2001-07-27 | 2007-07-10 | Jms Co., Ltd. | Hemodialysis apparatus |
| US20040254513A1 (en) | 2002-04-10 | 2004-12-16 | Sherwin Shang | Conductive polymer materials and applications thereof including monitoring and providing effective therapy |
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