JP2001506873A

JP2001506873A - System and method for non-invasive measurement of hemodynamics in a hemodialysis shunt

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Publication number: JP2001506873A
Application number: JP51971898A
Authority: JP
Inventors: ロバートアールストイアー; ディヴィッドアールミラー
Original assignee: イン―ラインダイアグノスティックスコーポレイション
Priority date: 1996-10-23
Filing date: 1997-10-22
Publication date: 2001-05-29
Anticipated expiration: 2017-10-22
Also published as: WO1998017193A1; JP3622984B2; EP0944362A4; AU5092098A; EP0944362A1; KR20000052728A; CA2268519A1; KR100498628B1

Abstract

(57)【要約】シャント内のアクセス再循環は、食塩水などの標準溶液を患者（２００）の血液の流れの該シャントの上流内に注入する方法によって定量的に判定される。アクセス路のある点で、ヘマトクリット値（デルタＨ）の時間変化の光度計測による測定が行なわれる。電子回路（１５０）は、デテクター（１００）から信号を受け取り、デルタＨの積分面積を、再循環溶液のアクセスを通る初期の標準溶液の時間と比較し、再循環（１５２）を表示する。 Abstract: Access recirculation in a shunt is determined quantitatively by injecting a standard solution, such as saline, into the patient's (200) blood stream upstream of the shunt. At a certain point on the access path, the time change of the hematocrit value (delta H) is measured by photometry. The electronics (150) receives the signal from the detector (100), compares the integrated area of Delta H with the time of the initial standard solution through the access of the recirculating solution, and indicates recirculation (152).

Description

【発明の詳細な説明】血液透析シャント内の血行動態の不侵襲測定システムおよび方法関係出願のクロスレファレンス本特許出願は、１９９６年１０月２３日出願のアメリカ合衆国仮特許出願第６０／０２９５８７号に優先する。発明の分野本発明は、血液透析のアクセス部位の血行動態を不侵襲測定し、またアクセス再循環および血流を不侵襲測定するためのシステムおよび方法に関する。より詳しくは、本発明は、シャント（アクセス部位）の再循環、アクセス部位の血液流量、透析器械の血液流量、および血液透析の配管路に必要な呼び流体量を定量的に測定するための分光光度計測システムおよび方法に関する。序論現代の医療では、とくに透析処置を受けている患者の状態を知るために多くの方法や指標が用いられる。血液透析は、ある種の生物的老廃物を除去するために患者の腎臓の代わりに人工腎臓を使用する必要があるときに用いられる処置である。人体の腎臓が、尿素、カリウム、さらには過剰な水分などの老廃物を除去するために正しく機能しなくなった場合には、血液を血液配管路を通して患者から取り出し、人工腎臓すなわち透析器を通して濾過することが必要になる。この処置では、血液は、透析器を通って浄化された後、患者の正規の循環システムに戻される。患者の循環システムへのアクセスは、外科的に植え込まれたシャントすなわちフィステルを用いて行なわれる。この「アクセス部位」は、通常、患者の腕部、足部、または頚部である。通常、この「アクセス部位」には複数の針が配置され、透析器の「動脈側」すなわち上流側の血液を除去し浄化された血液を最初の針の位置の下流側すなわち「静脈側」に戻すことが容易に行なえるようにする。しかし、不幸なことに、時間が経過すると、このフィステルすなわちシャントが詰るすなわち「狭窄」を起こすことが多い。その結果、アクセス部位を通る血流が減少し、最終的にはシャントの管脈形成または外科的交換が必要となる。シャントが「完全に詰って」機能停止すると、透析で浄化された血液の一部が動脈側の取り出し部位に逆流し、再循環して再び透析されることになる。これを「アクセス再循環」と呼ぶ。このような純化された血液の再循環が続くと、患者の循環血液の残る部分が適切に浄化されなくなり、患者には不適切な透析量があたえられることになる。このような、純化された血液が取り出し部位に戻る直接再循環のために起こる不適切な透析量の危険を避けるために、１）アクセス再循環の程度すなわちパーセント、２）シャント自身の中の実際の血液流量、および、３）透析器の血液流量自身を判定するためのさまざまな技術および方法がすでに考案されている。医療の専門家は、詰りすなわち狭窄の存在およびその程度を判定するために、これら三つのパラメーターを単に定性的にではなく定量的にも知ることをのそんでいる。これらのパラメーターは、いつアクセスが不良になるかを予測し、また外科的にアクセスを補修する必要性を判定するために必要である。いわゆるフィッケの希釈法によって測定する血液流量Ｑは、Ａ・Ｃ・ギュイトン著「医療生理学テキストブック（A．C．Guyton，Textbook of Medical Physiology）、第６版、２８７ページ、１９８１年、に記載されているが、Ｑは、注入された希釈液を希釈液の平均濃度×血管を通る希釈液の通過時間で割った値に等しい。注入期間中の血液のあるあたえられた生理的パラメーターの変化を連続的にモニターすることによって希釈曲線が得られる。あるいは、希釈液（すなわち媒体）の濃度の時間変化を測定してもよい。ヘステル、Ｒ・Ｌ等は、アメリカ腎臓病会報（Hester，R．L.，American Jour nal of Kidney）２０：６、１９９２年、５９８−６０２ページで、透析器の血液流路を反転させると、血液の再循環が高まることを示している。クリヴィツキー（Krivitski）は、ヨーロッパ特許出願第ＷＯ９６０８３０５Ａ１で、（再循環を強制的に起こさせる）血液流路の反転によって、シャント内の実際の血流を判定することができることを示している。アクセス血流の測定方法には、色コード化二重ソノグラフ法を用いるものがある。しかし、この方法は、高価である。この方法は、熟練した専門家を必要とし、測定は、操作員のエラーの影響を受けやすい。また、この方法には、血管の直径が異なることさらにはドップラーの流れの角度による制約があり、この方法を複雑なものにしている。また、食塩溶液を静脈内注入し、注入点の一上流点で管路を通過する光の強度の変化を光学的に検出してそれを記録する方法もある（アメリカ合衆国特許第５３１２５５０号）。また、動脈系および静脈系の透析器配管路の中に食塩のボーラスを注入して、超音波の速度の変化を測定する方法もある（アメリカ台衆国特許第５４５３５７６号）。この方法は、血液濃度を変化させる温度、プラズマ蛋白質レベル、および他の内在的ファクターの変化に敏感である。しかし、この場合により重要なことは、超音波の絶対速度が、血液の内在的ファクターによるばかりでなく、配管路自身の未知の機械的性質によって影響されることである。これらの内在的および外在的な物理的問題を補償するために、一般的には、動脈系または静脈系いずれかの対向する配管路で食塩を追加的に校正注入し、それによって食塩のボーラスによる希釈度の相対的変化をつくり出すことが必要となる。このようにすれば、配管路の未知の超音波特性および他の物理的および寸法的特性の影響を最小限に抑えることができる。この標準的なアクセス再循環測定法は、透析中の患者から三つの血中尿素窒素のサンプル採取を必要とする。しかし、尿素窒素測定を正しく行なうためには、患者から血液サンプルを採取することに加えて、実際のサンプル採取作業中の患者の看護、実験に要する費用、および適当な血液流量を維持することが必要となる。したがって、患者のアクセス部位における血流の血行動態および血液再循環パラメーターを不侵襲的かつ定量的に判定するためのシステムおよび方法に対するニーズは、いぜん存在する。発明の目的したがって、本発明の一つの目的は、看護時間を最小限に抑えかつ直接的な血液サンプルの採取を必要としないアクセスの不侵襲血行動態モニター・システムおよび方法を提供することである。本発明の他の一つの目的は、食塩希釈によるアクセスの血行動態データに関する即時かつ連続的視覚情報を表示するためのシステムおよび方法を提供することである。本発明のさらに他の一つの目的は、異なる限界濾過量、患者の姿勢、配管の種類および寸法、およびさらには異なる透析器膜および透析送り出しシステムを含む各種の条件のもとでアクセスの血流の血行動態を非侵襲判定するための反復可能で信頼性のあるシステムおよび方法を提供することである。本発明の他の一つの目的は、実際に透析器を通過する血液の流量Ｑを定量的に判定するための手段および方法を提供することである。本発明の他の一つの目的は、視覚的なリアルタイム表示手段で操作員に希釈濃度−時間曲線を提示することである。本発明のさらに他の一つの目的は、透析器の回路に実際に必要な呼び流体の量を即時に判定することのできるシステムおよび方法を提供することである。また、本発明の他の一つの目的は、食塩の注入を必要としないアクセス血流およびアクセス再循環を判定するためのシステムおよび方法を提供することである。これは、例えば、限界濾過量（ＵＦＲ）または透析器の血液の流量を変えることによって行なわれる。本発明の他の一つの目的は、透析器の血流のパラメーターを測定するためのシステムおよび方法を提供することである。本発明のこれらの目的および他の目的並びに効果は、以下の説明および請求の範囲からより明かとなろうし、また、本発明を実施することによって理解されよう。発明の概要本発明の一つの側面にあっては、シャントのアクセス再循環は、食塩溶液などの標準溶液をシャントの一上流点で患者の血液の流れの中に注入する方法によって定量的に判定される。アクセス路内のある点では、ヘマトクリット値の経時変化（ΔＨ）の光度測定が行なわれる。電子回路が、検出器からの信号を受け取り、アクセスを通って流れる初期の標準溶液と再循環溶液の経時変化ΔＨの積分面積と比較して、アクセス再循環量をほぼ即時に表示する。本発明の他の一側面にあっては、アクセス再循環および／またはアクセス血流は、血液の流れの中に溶液を注入することなく定量的に判定される。この側面では、アクセス再循環および／またはアクセス血流の程度が、透析器の血液の流量または限界濾過量（ＵＦＲ）を変化させて血液の一成分の濃度のそれに対応する変化を測定する方法によって定量的に判定される。この方法では、血液の一成分の濃度が、透析器の血液の流量またはＵＦＲの関数として測定され、電子回路がこれらの測定値を変換してアクセス再循環および／またはアクセス血流を定量的に判定し、それをほぼ即時に表示する。測定される血液の成分の好ましい一実施形態としては赤血球を挙げることができる。図面の簡単な説明第１図は、代表的な透析配管接続回路を示す。第２図は、シャントのある上流位置で血液の流れの中に１０ｍｌの食塩溶液を注入した後のヘマトクリット値の経時変化％Δ（または血液量（ＢＶ）の経時変化％Δ）をプロットしたグラフである。第３図は、アクセス再循環が存在するときの一回の注入希釈曲線を示すグラフである。比較的大きい第一の面積（曲線１）の後の第二の面積（曲線２）に注意されたい。第４図は、動脈系および静脈器配管路を反転させて強制的に（反転した）再循環を起こさせたときの一回の注入希釈曲線を示すグラフである。第５図は、動脈系および静脈系の正常な管路の向きでのマスフローに関する透析回路を示す線図である。第６図は、動脈系および静脈系の管路の向きを反転させた場合のマスフローに関する透析回路を示す線図である。発明の詳細な説明好ましい一実施形態にあっては、測定は、アメリカ合衆国特許第５４５６２５３号および第５３７２１３６号に記載の装置を用いて行なわれる。これらの特許文書は、その全文が本出願に添付されている。これらの特許は、いずれも、本発明の開示の一部を形成するものである。すなわち、好ましい一実施形態にあっては、ヘマトクリット値は、アクセス管路に配置されるキュベットを通る流れの血液で測定される。好ましい一実施形態にあっては、ヘマトクリット値を測定するために、アメリカ合衆国特許第５３７２１３６号に記載の装置および信号操作が用いられる。参照番号を付した構成要素は、アメリカ合衆国特許第５４５６２５３号の第１図のそれと同じである。血液透析にあっては、血液は、採取カテーテル手段によって患者２００から取り出される。第１図には、その一例が入力カテーテル１２２として示されている。入力カテーテル１２２は、部位１８０で患者２００の静脈内に挿入され、血液を濾過して不純物を除去するために用いられる血液フィルターの上流の血液の通路を画定するために用いられる。血液フィルターは、透析器１３０とも呼ばれる。汚れた血液は、患者２００内の動脈からポンプ手段例えばポンプ１４０へ流れる。血液は、さらにポンプ１４０から透析器１３０へ流れる。透析器１３０は、入口２３０および出口２４０を有する。ポンプ１４０は、汚れた血液を患者２００から入口２３０の中へ、さらに透析器１３０を通って出口２４０で透析器１３０から外へ移動させる機能を果たす。具体的には、入力カテーテル１２２内の汚れた血液は、透析器１３０の入口２３０へ送られる。透析器１３０を通過して浄化された後、血液は、血液透析に関連する構成要素３００内でヘパリン点滴など他の処置を受ける場合もある。透析処置後のきれいになった血液は、出力カテーテル手段例えば出力カテーテル１２４によって患者２００へ戻される。出力カテーテル１２４は、やはり部位１８０で患者２００の静脈内に挿入されており、透析器１３０から下流の血液の通路を画定し、透析器１３０から出た血液を患者２００へ戻す機能を果たす。上に述べたように、血液透析法には、患者２００の血液を浄化するために血液フィルターすなわち透析器１３０が用いられる。血液は、透析器１３０を通過するとき、汚れた血液の膜通路として機能する透析器１３０内の麦わら状の管（図示せず）内を移動する。この麦わら状の管は、拡散によって有毒物および過剰な流体を除去する。汚れた血液中の過剰な流体の例としては、水が挙げられ、汚れた血液中の有毒物の例としては、血中尿素窒素（ＢＵＮ）およびカリウムが挙げられる。限界濾過法では、過剰な流体および有毒物は、薬物と水の溶液であるきれいな透析液によって除去される。きれいな透析液は、制御装置とタンクを組み合わせたもの１７０から入力管２１０で透析器１３０に入る。透析液は、透析器１３０を通って流れるとき、麦わら状の管を取り囲んで流れる。このきれいな透析液が、麦わら状の管を通過する過剰な流体および有毒物を拡散によって抜き取り、この過剰な流体と有毒物を透析液とともに出力管２２０を介して透析器１３０の外に運び出し、血液を浄化する。出力管２２０をでる透析液は、血液の浄化後に廃棄される。汚れた血液が、患者２００内の動脈からポンプ１４０へそしてさらに透析器１３０へ流れるものもある。この場合には、汚れた血液は、入力カテーテル１２２から透析器１３０内に流れ込み、きれいな血液が、透析器１３０から出力カテーテル１２４を介して患者２００へ戻る。透析器１３０の両端には、血液の流路を画定し、流路内の血液の中に放射線を発射し、血液および流路双方を通過する放射線を検出するための分光光度計測手段が設置されている。この分光光度計測手段は、血液流路を画定するためのキュベット手段、および検出用放射線を発射するためのエミッター／デテクター手段を含む。エミッター／デテクター手段内には、放射線の方向をきめて発射するための発射手段と放射線を検出するための検出手段がともに配置されている。第１図に示す先行技術の実施形態には、エミッター／デテクター手段の例がエミッター／デテクター装置１００として描かれている。発射手段の例としては、光エミッター１０２が示されている。エミッター／デテクター装置１００は、検出手段も有するが、その例としては光デテクター１０４が描かれている。第１図では、キュベット手段の例としてはキュベット１０が描かれている。エミッター／デテクター装置１００では、光エミッター１０２によってキュベット１０に向けられて内部の血液およびキュベット１０の両方を通る放射線の部分が光デテクター１０４によって検出される。第１図に示すように、透析器１３０の両端にはキュベット１０が設置されている。各キュベット１０は、その上に光エミッター１０２および光デテクター１０４を有する。このシステムの好ましい実施形態にあっては、光エミッター１０２および光デテクター１０４は、エミッター／デテクター光装置１００内のスプリングで負荷されたＣ型クランプでともに保持されている。該エミッター／デテクター手段は、計算手段に電気的に接続されている。このシステムの好ましい一実施形態にあっては、計算手段の例として、第１図にはエミッター／デテクター装置１００上の光エミッター１０２および光デテクター１０４とケーブル１２０または１２８によって電気的にコンピュータ１５０が描かれている。採取カテーテル１２２は、透析器１３０の入力口２３０の前に配置されるキュベット１０へ血液を採取する。透析器１３０の入力口２３０にあるエミッター／デテクター装置１００は、その中の血液に分光光度計測による分析のために電磁放射の波長の放射線をあたえ、のそむ生物的成分の濃度を求める。透析器１３０の入力口２３０および出力口２４０の両方にある光デテクター１０４は、各々が、検出した放射線をケーブル１２０または１２８を介してコンビュータ１５０へ伝える。コンピュータ１５０は、求めるあるいはのそむ生物的成分の（ケーブル１２０を介して得た）透析前および（ケーブル１２８を介して得た）透析後の濃度をそれぞれ計算する。コンピュータ１５０は、次に、得られた生物的成分の濃度を、それぞれ第一の表示装置１５２および第二の表示装置１５４でアナログ方式またはデジタル方式で表示する。ここではコンピュータ１５０として例示されている計算手段は、リアルタイムでの計算と問題となるいくつかの血液のパラメーターを表示する多重機能を有するものであることが好ましい。１．一回注入希釈法第一の側面では、約１０ｍｌの食塩水が動脈路内に約５秒間で注入される。（動脈路内の）注入点１５のすぐ下流には、使捨て式の測定用血液チャンバー１０が配置されている。第１図参照。食塩水による全血の希釈のために、ただちにヘマトクリット値（ＡＨ）の変化が起こる。次に、この希釈曲線の下の面積を適当に計測計算して、第２図参照、（フィッケの原理）、下の式によって透析器の血流（Ｑｉ）、アクセス再循環（ＡＲ）、およびアクセス血流（Ｑａ）を求める。Ｑｉ＝Ｖ／Ｋ∫（％ΔＨ）ｄｔ（１）ただし、Ｑｉ＝透析器の血液流量（ｍｌ／分）。Ｋ＝変換係数。ヘマトクリット値の変化率を面積および分単位に変換するために経験的に求めたもの。 ∫（％ΔＨ）ｄｔ＝第３図のヘマトクリット値希釈曲線（１）の下の面積。Ｖ＝注入した食塩水の量（通常１０ｍｌ）。アクセス再循環（ＡＲ）が存在する場合には、第３図が得られる。ＡＲを求めるためには、下の式が用いられる。ＡＲ＝（∫（％ΔＨ）₂ｄｔ／Ｓ∫（％ΔＨ）₁ｄｔ）・１００（２）ただし、ＡＲ＝限界濾過がオフの場合のアクセス再循環％。 ∫（％ΔＨ）₂ｄｔ＝曲線２の下の面積、「測定面積」。 ∫（％ΔＨ）₁、ｄｔ＝曲線１の下の面積、「校正面積」。希釈曲線１の下の面積、「校正面積」は、チャンバーを通過して光デテクターの通路内の血液を希釈する１０ｍｌ食塩のボーラスの１００％をあらわす。希釈曲線２の下の面積、「測定面積」は、静脈路からシャント（すなわちアクセス）内に流れ込み、光デテクターを二度通って動脈路へ「戻る」再循環をした食塩水の量をあらわす。希釈曲線の下の面積は、次のようにして特定の時間中に測定される。第３図において、食塩溶液の注入は、時間０秒に行なわれる。その結果得られる線５１は、時間１９秒までほぼ平坦に推移するが、この時点で線５１の傾斜が劇的に大きくなる。この時点で、システムは、曲線の下の面積の測定を開始する。システムは、線５１の傾斜が負の傾斜から傾斜ゼロまたは正の傾斜へ変化するまで曲線１の下の面積の測定を継続する。図では、この変化は、約時間４１秒で起こる。この時点で、曲線１の面積の測定が停止し、曲線２の面積の測定が開始される。曲線２の測定は、線５１の傾斜が負からゼロへ変化する時点まで継続する。第３図では、この変化は、約時間７８秒で起こる。この時点で、曲線２の面積の測定が停止する。Ｑｉ（ｍｌ／分単位）および第３図の希釈曲線１と２間の時間（Ｔ）がわかれば、下の式で、透析器の回路に必要な呼び流体の量を計算することができる。ＰＤＣＶ＝ＱｉＴ（ｌ／６０）（３）最後に、アクセス血流を計算するために、動脈路を、静脈路と反転させてシャントの静脈路の「下流」に配置する。ここで、１０ｍｌの食塩のボーラスを（５秒間かけて）通常通りに動脈路内に注入し、第４図に示すような希釈曲線を得る。アクセス再循環の判定の場合と同様に、反転させたアクセスの再循環（ＲＡＲ）を下の式で計算する。ＲＡＲ＝∫（％ΔＨ）₂ｄｔ／∫（％ΔＨ）₁ｄｔ（４）また、上の式２と同様に、限界濾過の処理は、オフにされている。ＲＡＲが求められれば、アクセス血流Ｑａは、下の式で計算される。Ｑａ＝Ｑｉ（ＲＡＲ^-1−１）（５）したがって、使捨ての測定用血液チャンバーのすぐ上流で動脈路内に食塩水を一回注入した場合の校正面積（曲線１）および測定面積（曲線２）が求められる。第３および４図参照。基準の面積、すなわち校正面積は、一回注入された食塩のボーラスの中にすでに組み込まれており、センサーを二つ使用する必要はない。あるいは、慣習的に用いられている第二の食塩水の注入を行なってもよい。その場合には、最初の注入が基準値の測定となり、第二回目の注入が測定用の注入となる。単一のデテクターを用いた一回注入法は、大きな改良であり、多くの効果をもたらすものである。例えば、他の方法では、通常、二つのデテクターを正確に同じに「同調させる」ことが必要になる。二回注入法では、二回の注入を、毎回正確に同じ量だけしかも所与の同じ速度で行なわなければならない。さもなければ、校正面積と測定面積が異なって、誤った結果を生じることになる。上に述べた式では、ヘマトクリット値希釈曲線、∫（％ΔＨ）ｄｔの下の面積を正確に測定することが必要である。この測定の最も一般的な誤りは、食塩のボーラスの注入速度（通常、５秒間で１０ｍｌ）が変化することから生じる。食塩水の注入の実際の速度は、動脈注入における基本的なパラメーターから計算することができる。これらの注入で誘起されたトランジエントによって生じる変化（摂動）、Ｑｉは、（式１から得られる）式５ａおよび５ｂのように補償される。Ｑｉ（補償後）＝Ｖ／［Ｋ（Ａｒｅａ_m−Ａｒｅａ_p）］（５ａ）ただし、Ａｒｅａ_m＝ヘマトクリット値希釈曲線の下の測定面積。Ａｒｅａ_p＝食塩水注入の押し出し速度の面積。Ａｒｅａ_p＝［（−０．０１８）Ｑｉ（生）＋１．２２］・[2013／span−Ｑｉ（生）（０．３６６１）］（５ｂ）ただし、Ｑｉ（生）＝Ａｒｅａ_mに基づく生の血液流量。 span＝食塩水注入の始めから注入の終わりまでの時間（秒）。注入速度によって誘起されたトランジエントをこのように補償することによって、より正確な血流、アクセス再循環、およびアクセス血流の測定を行なうことができる。２．第二の側面、Δヘマトクリット値法第５図を参照して、下記の数学計算によって、Δヘマトクリット値法によるアクセス再循環を求め、以下のようにして質量（ｍ）と血液流量（Ｑ）を釣り合わせることができる。ｍａ＋ｍｒ＝ｍｉ（６）および、Ｑａ＋Ｑｒ＝Ｑｉ（７）したがって、ＱａＨａ＋ＱｒＨｏ＝ＱｉＨｉ（８）（ただし、Ｑｏ＝Ｑｉ−ＵＦＲ）なぜなら、ＱｉＨｉ＝ＱｏＨｏ＝（Ｑｉ−ＵＦＲ）Ｈｏ（９）またＨｏ＝（Ｑｉ／（Ｑｉ−ＵＦＲ））Ｈｉ（１０）しかし、Ｒ＝Ｑｒ／Ｑｉ、式８をＱｉで割れば、下の式が得られる。Ｈｉ／Ｈａ＝（１−Ｒ）［１−Ｒ（Ｑｉ／Ｑｉ−ＵＦＲ）］^-1 （１１）したがって、Δヘマトクリット値法によってアクセス再循環（ＡＲ）を求めるための下の式が得られる。ＡＲ＝１００（Ｈｉ−Ｈａ）［Ｑｉ／Ｑｉ−ＵＦＲ））Ｈｉ−Ｈａ］^-1(１２) 式１２から、透析器の血液流量、Ｑｉを変化させるか、または限界濾過量（ＵＦＲ）を変化させることによってヘマトクリット値に変化を生じ、したがって、アクセス再循環の直接測定が行なわれることがわかる。 Δヘマトクリット値法によってアクセス血流Ｑａを求める場合を、動脈路と静脈路を反転させた第６図を参照して説明する。配管／透析器回路の周囲では、ヘマトクリット値が釣り合っていなければならないから、下記の式が成立する。ＱａＨａ＋ＱｏＨｏ＝Ｈｉ（Ｑａ＋Ｑｏ）（１３）しかし、ＱｉＨｉ＝ＱｏＨｏ、また（Ｑｏ＝Ｑｉ−ＵＦＲ）（１４）したがって、ＱａＨａ＋ＱｉＨｉ＝Ｈｉ（Ｑａ＋Ｑｉ−ＵＦＲ）（１５）また、Ｈｉ／Ｈａ＝Ｑａ（Ｑａ−ＵＦＲ）（１６）したがって、Ｑａ＝Ｈｉ（ＵＦＲ）／（Ｈｉ−Ｈａ）（１７）式１７から、Δヘマトクリット値法によって得られるＱａは、透析器の血液流量Ｑｉに依存しないことがわかる。したがって、単に限界濾過量（ＵＦＲ）を変えるだけで、アクセス血流を直接計算することができる。例として、Ｑａの値は、次のようにして求めることができる。ＵＦＲ＝０ミリリットル／分、すなわちｍｌ／分と仮定する。式（１７）によって、Ｑａは、０ｍｌ／分となる。また、ＵＦＲ＝０ｍｌ／分であるから、アクセスのヘマトクリット値Ｈａは、３０．０となる。これが、Ｈａの基本値となる。ＵＦＲが、例えば３０ｍｌ／分まで上昇すると、短時間（３または４分間）の後に測定した動脈路のヘマトクリット値、Ｈｉは、約３１．０である。したがって、式１７によって、Ｑａ＝３１（３０）／（３１−３０）＝９３０ｍｌ／分となる。瞬間的なヘマトクリット値のモニターを利用して、上のΔヘマトクリット値法では、ＡＲおよびＱａを即時に直接測定することができる。Δヘマトクリット値法を血液量モニター（ヘマトクリット値の相対的測定）とともに用いてＡＲおよびＱａを測定すれば、即時に直接結果を得ることができる。ただし、ヘマトクリット値を相対的に測定するため、結果は、あまり正確ではない。アメリカ合衆国特許第５３７２１３６号が絶対的なヘマトクリット値の測定法を示していることを再び強調しておかなければならない。本発明の第二の側面で説明したこの方法は、ＢＶ測定の光学的、電気伝導的、または超音波的単一波長測定法とともにヘマトクリット値の相対的測定を組み込むことを意図したものである。したがって、ＡＲを測定するために単にＱｉまたはＵＦＲを変化させる方法あるいはＱａを測定するために単にＵＦＲを変化させる方法は、きわめて重要で、新しく、しかもユニークな概念である。アメリカ合衆国特許第５３７２１３６号ば、ヘマトクリット値を瞬間的にしかも連続して測定でき、上に述べた使捨ての血液チャンバーとともに使用することができる操作手段を明確に述べたものである。上に述べた説明は、アクセスの血流の血行動態に関する情報の不侵襲分析に関するものであるが、上に述べた回路およびアルゴリズムは、他の流動体のパラメーターの分析にも適用できることは理解されよう。本発明は、その意図および基本的特性から逸脱することなく他の具体的な形態で実施することも可能である。上に述べた実施形態は、すべての点で説明のためだけのものであり、本発明を限定するものではない。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION Cross-Reference to Systems and Methods for Non-Invasive Measurement of Hemodynamics in Hemodialysis Shunts This application is filed in US Provisional Patent Application No. 60/029587, filed October 23, 1996. Prioritize. FIELD OF THE INVENTION The present invention relates to systems and methods for non-invasive measurement of hemodynamics at hemodialysis access sites and for access recirculation and blood flow. More specifically, the present invention provides a spectrometer for quantitatively measuring shunt (access site) recirculation, blood flow at the access site, blood flow of the dialysis machine, and the amount of nominal fluid required in the piping for hemodialysis. The present invention relates to a photometric measurement system and method. Introduction In modern medicine, many methods and indicators are used to determine the condition of patients undergoing dialysis treatment in particular. Hemodialysis is a procedure used when it is necessary to use an artificial kidney in place of a patient's kidney to remove certain biological waste. If the human kidney fails to function properly to remove waste products such as urea, potassium, and excess water, blood is removed from the patient through a blood line and filtered through an artificial kidney or dialyzer. It becomes necessary. In this procedure, the blood is purified through a dialyzer before being returned to the patient's normal circulation system. Access to the patient's circulatory system is provided using a surgically implanted shunt or fistula. The "access site" is typically the arm, foot, or neck of the patient. Usually, a plurality of needles are arranged at the "access site", and the blood on the "arterial side", that is, the upstream side of the dialyzer is removed, and the purified blood is placed downstream, that is, "the venous side" of the position of the first needle. Make it easy to return. Unfortunately, however, over time, the fistula or shunt often becomes plugged or "stenotic." As a result, blood flow through the access site is reduced, ultimately requiring shunt angioplasty or surgical replacement. If the shunt fails "fully clogged", a portion of the dialysis-purified blood will flow back to the arterial removal site, recirculate and dialyze again. This is called "access recirculation". As such recirculation of the purified blood continues, the remaining portion of the patient's circulating blood will not be properly purified, and the patient will receive an inappropriate dialysis volume. To avoid the danger of inadequate dialysis volume caused by such direct recirculation of purified blood returning to the withdrawal site, 1) the degree or percentage of access recirculation, 2) the actual situation within the shunt itself Various techniques and methods have already been devised for determining the blood flow rate of the dialyzer, and 3) the blood flow rate of the dialyzer itself. Medical professionals are reluctant to know these three parameters quantitatively, not just qualitatively, to determine the presence and degree of clogging or stenosis. These parameters are necessary to predict when access will be compromised and to determine the need to surgically repair access. The blood flow Q measured by the so-called Ficke dilution method is described in AC Guyton, "A textbook of medical physiology (A.C. Guyton, Textbook of Medical Physiology), 6th edition, page 287, 1981". Where Q is equal to the infused diluent divided by the average concentration of the diluent times the transit time of the diluent through the blood vessels. The dilution curve can be obtained by continuous monitoring, or the time course of the concentration of the diluent (ie, the medium) may be measured. L., American Journal of Kidney, 20: 6, 1992, pp. 598-602, show that reversing the blood flow path of a dialyzer increases blood recirculation. tski) shows in European Patent Application WO 96608305 A1 that the actual blood flow in the shunt can be determined by reversing the blood flow path (which forces recirculation). Some measurement methods use a color-coded dual sonographic method, but this method is expensive.This method requires skilled specialists and the measurement is less sensitive to operator error. In addition, this method is complicated by the limitations of the different vessel diameters and the angle of Doppler flow, and the intravenous infusion of saline solution. There is also a method of optically detecting a change in the intensity of light passing through a conduit at one upstream point and recording the change (U.S. Pat. No. 5,321,550). There is also a method of injecting a bolus of saline into the dialyzer line and measuring the change in the speed of the ultrasound (U.S. Pat. No. 5,453,576), which measures the temperature, Sensitive to changes in plasma protein levels, and other intrinsic factors, but more importantly in this case, the absolute velocity of the ultrasound is not only dependent on the intrinsic factors of the blood, but also of the unknown of the pipeline itself. In order to compensate for these intrinsic and extrinsic physical problems, it is common to add salt in opposing plumbing, either arterial or venous. It is necessary to perform a calibrated injection, thereby creating a relative change in dilution with a bolus of saline. In this way, the effects of unknown ultrasonic characteristics and other physical and dimensional characteristics of the pipeline can be minimized. This standard access recirculation assay requires three blood urea nitrogen samples from a patient on dialysis. However, in order for urea nitrogen measurements to be correct, in addition to taking blood samples from the patient, it is necessary to maintain patient care, experimental costs, and adequate blood flow during the actual sampling process. Required. Thus, there remains a need for systems and methods for non-invasively and quantitatively determining hemodynamic and blood recirculation parameters of blood flow at a patient's access site. OBJECTS OF THE INVENTION Accordingly, it is an object of the present invention to provide an access non-invasive hemodynamic monitoring system and method that minimizes nursing time and does not require direct blood sample collection. It is another object of the present invention to provide a system and method for displaying immediate and continuous visual information on hemodynamic data of access by saline dilution. Yet another object of the present invention is to provide access to blood flow under a variety of conditions including different ultrafiltration volumes, patient positions, tubing types and dimensions, and even different dialyzer membranes and dialysis delivery systems. To provide a repeatable and reliable system and method for non-invasive determination of hemodynamics of a patient. Another object of the present invention is to provide means and a method for quantitatively determining the flow rate Q of blood actually passing through a dialyzer. Another object of the present invention is to present a dilution concentration-time curve to an operator on a visual real-time display means. It is yet another object of the present invention to provide a system and method that allows an immediate determination of the amount of priming fluid actually required for a dialyzer circuit. It is another object of the present invention to provide a system and method for determining access blood flow and access recirculation that does not require infusion of saline. This is done, for example, by changing the ultrafiltration (UFR) or the blood flow of the dialyzer. It is another object of the present invention to provide a system and method for measuring blood flow parameters of a dialyzer. These and other objects and advantages of the present invention will become more apparent from the following description and appended claims, and will be understood by the practice of the invention. SUMMARY OF THE INVENTION In one aspect of the invention, access recirculation of a shunt is determined quantitatively by injecting a standard solution, such as a saline solution, into a patient's blood stream at one upstream point of the shunt. Is done. At a certain point in the access path, the luminous intensity of the change over time (ΔH) of the hematocrit value is measured. An electronic circuit receives the signal from the detector and provides an almost instantaneous indication of the amount of access recirculation as compared to the integrated area of the aging ΔH of the initial standard and recirculating solutions flowing through the access. In another aspect of the invention, access recirculation and / or access blood flow is determined quantitatively without injecting a solution into the blood stream. In this aspect, the degree of access recirculation and / or access blood flow is determined by the method of altering the blood flow or ultrafiltration (UFR) of the dialyzer to determine a corresponding change in the concentration of one component of the blood. It is determined quantitatively. In this method, the concentration of one component of the blood is measured as a function of the blood flow or UFR of the dialyzer, and electronics converts these measurements to quantitatively determine access recirculation and / or access blood flow. Judge and display it almost immediately. One preferred embodiment of the component of blood to be measured includes red blood cells. BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS FIG. 1 shows a typical dialysis tubing connection circuit. FIG. 2 is a graph plotting the% change in hematocrit over time (or% change in blood volume (BV) over time) after injecting 10 ml of saline solution into the bloodstream at an upstream location of the shunt. It is. FIG. 3 is a graph showing a single injection dilution curve when access recirculation is present. Note the second area (curve 2) after the relatively large first area (curve 1). FIG. 4 is a graph showing a single infusion dilution curve when the arterial and venous lines are reversed to force (reversed) recirculation. FIG. 5 is a diagram showing a dialysis circuit relating to mass flow in a normal duct direction of the arterial system and the venous system. FIG. 6 is a diagram showing a dialysis circuit relating to mass flow when the directions of the arterial and venous conduits are reversed. DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION In one preferred embodiment, measurements are made using the devices described in U.S. Patent Nos. 5,456,253 and 5,372,136. These patent documents are attached in their entirety to the present application. All of these patents form part of the disclosure of the present invention. That is, in one preferred embodiment, the hematocrit is measured on the blood flowing through a cuvette located in the access line. In one preferred embodiment, the device and signal manipulation described in US Pat. No. 5,372,136 is used to measure hematocrit. The numbered components are the same as those in FIG. 1 of US Pat. No. 5,456,253. In hemodialysis, blood is removed from the patient 200 by means of a collection catheter. FIG. 1 shows an example of the input catheter 122. An input catheter 122 is inserted into the vein of patient 200 at site 180 and is used to define a blood passage upstream of a blood filter used to filter blood to remove impurities. The blood filter is also called a dialyzer 130. Dirty blood flows from the artery in the patient 200 to a pump means, for example, a pump 140. Blood further flows from pump 140 to dialyzer 130. The dialyzer 130 has an inlet 230 and an outlet 240. Pump 140 serves to move the contaminated blood from patient 200 into inlet 230 and through dialyzer 130 out of dialyzer 130 at outlet 240. Specifically, dirty blood in input catheter 122 is sent to inlet 230 of dialyzer 130. After being cleaned through the dialyzer 130, the blood may undergo other treatments, such as heparin infusion, within components 300 related to hemodialysis. The cleaned blood after the dialysis treatment is returned to the patient 200 by output catheter means, for example, output catheter 124. Output catheter 124 is also inserted into the vein of patient 200 at site 180 and serves to define a blood passage downstream from dialyzer 130 and return blood exiting dialyzer 130 to patient 200. As mentioned above, hemodialysis uses a blood filter or dialyzer 130 to purify the blood of the patient 200. As the blood passes through the dialyzer 130, it travels in a straw-like tube (not shown) in the dialyzer 130 that serves as a membrane path for dirty blood. This straw-like tube removes toxics and excess fluid by diffusion. Examples of excess fluid in soiled blood include water, and examples of toxics in soiled blood include blood urea nitrogen (BUN) and potassium. In ultrafiltration, excess fluid and toxics are removed by a clean dialysate, which is a solution of drug and water. Clean dialysate enters the dialyzer 130 at the input line 210 from the controller and tank combination 170. As the dialysate flows through the dialyzer 130, it flows around the straw-like tubing. The clean dialysate drains excess fluid and toxics through the straw-like tubing by diffusion, carries the excess fluid and toxics with dialysate out of dialyzer 130 via output tube 220 and removes blood To purify. The dialysate leaving the output tube 220 is discarded after purifying the blood. In some cases, dirty blood flows from the arteries in the patient 200 to the pump 140 and further to the dialyzer 130. In this case, dirty blood flows from the input catheter 122 into the dialyzer 130, and clean blood returns from the dialyzer 130 to the patient 200 via the output catheter 124. At both ends of the dialyzer 130, spectrophotometric measurement means for defining a blood flow path, emitting radiation into the blood in the flow path, and detecting radiation passing through both the blood and the flow path are provided. ing. The spectrophotometer includes cuvette means for defining a blood flow path and emitter / detector means for emitting detection radiation. In the emitter / detector means, both a launching means for directing and emitting radiation and a detecting means for detecting radiation are arranged. In the prior art embodiment shown in FIG. 1, an example of the emitter / detector means is depicted as an emitter / detector device 100. A light emitter 102 is shown as an example of the launch means. The emitter / detector device 100 also has detection means, of which an optical detector 104 is depicted as an example. FIG. 1 shows a cuvette 10 as an example of the cuvette means. In the emitter / detector device 100, the portion of radiation directed at the cuvette 10 by the light emitter 102 and passing through both the internal blood and the cuvette 10 is detected by the light detector 104. As shown in FIG. 1, cuvettes 10 are provided at both ends of dialyzer 130. Each cuvette 10 has a light emitter 102 and a light detector 104 thereon. In a preferred embodiment of this system, light emitter 102 and light detector 104 are held together by a spring loaded C-clamp in emitter / detector light device 100. The emitter / detector means is electrically connected to the computing means. In one preferred embodiment of this system, as an example of the computing means, FIG. 1 shows that the computer 150 is electrically connected to the light emitter 102 and the light detector 104 on the emitter / detector device 100 and to the cable 120 or 128. It is drawn. The collection catheter 122 collects blood into the cuvette 10 placed in front of the input port 230 of the dialyzer 130. The emitter / detector device 100 at the input 230 of the dialyzer 130 irradiates the blood therein with radiation of the wavelength of electromagnetic radiation for spectrophotometric analysis to determine the concentration of the biological components that are present. The light detectors 104 at both the input 230 and the output 240 of the dialyzer 130 each transmit the detected radiation to the computer 150 via the cable 120 or 128. Computer 150 calculates the pre-dialysis (obtained via cable 120) and post-dialysis (obtained via cable 128) concentrations of the desired or desired biological component, respectively. The computer 150 then displays the resulting concentration of the biological component on the first display 152 and the second display 154, respectively, in an analog or digital manner. The calculation means, illustrated here as computer 150, preferably has a multiplexing function of calculating in real time and displaying some blood parameters of interest. 1. Single Injection Dilution In a first aspect, about 10 ml of saline is infused into the arterial tract in about 5 seconds. Immediately downstream of the injection point 15 (in the arterial tract), a disposable measuring blood chamber 10 is arranged. See FIG. Immediate changes in hematocrit (AH) occur due to dilution of whole blood with saline. Next, the area under the dilution curve is appropriately measured and calculated, see FIG. The access blood flow (Qa) is determined. Qi = V / K∫ (% ΔH) dt (1) where Qi = dialyzer blood flow rate (ml / min). K = conversion coefficient. Empirically determined to convert the rate of change of hematocrit to area and minute units. ∫ (% ΔH) dt = area under the hematocrit dilution curve (1) in FIG. V = volume of saline injected (usually 10 ml). If access recirculation (AR) is present, FIG. 3 is obtained. The following equation is used to determine AR. AR = (∫ (% ΔH) _Two dt / S∫ (% ΔH) ₁ dt) · 100 (2) where AR =% access recirculation when ultrafiltration is off. ∫ (% ΔH) _Two dt = area under curve 2, "measured area". ∫ (% ΔH) ₁ , Dt = area under curve 1, "calibration area". The area under the dilution curve 1, the "calibration area", represents 100% of the bolus of 10 ml saline that passes through the chamber and dilutes the blood in the passage of the light detector. The area under Dilution Curve 2, the "measured area", represents the amount of saline that has flowed into the shunt (or access) from the venous tract and recirculated back to the arterial tract twice through the light detector. The area under the dilution curve is measured during a specific time as follows. In FIG. 3, the injection of the saline solution is performed at time 0 seconds. The resulting line 51 transitions substantially flat until time 19 seconds, at which point the slope of the line 51 increases dramatically. At this point, the system starts measuring the area under the curve. The system continues to measure the area under curve 1 until the slope of line 51 changes from a negative slope to zero or a positive slope. In the figure, this change occurs at approximately time 41 seconds. At this point, the measurement of the area of the curve 1 is stopped, and the measurement of the area of the curve 2 is started. The measurement of curve 2 continues until the slope of line 51 changes from negative to zero. In FIG. 3, this change occurs at about time 78 seconds. At this point, the measurement of the area of the curve 2 stops. Knowing Qi (in ml / min) and the time (T) between dilution curves 1 and 2 in FIG. 3, the following equation can be used to calculate the amount of nominal fluid required for the dialyzer circuit. PDCV = Qi T (1/60) (3) Finally, to calculate the access blood flow, the arterial tract is placed “downstream” of the shunt's venous tract, inverted from the venous tract. Here, a bolus of 10 ml saline is infused into the arterial tract as usual (over 5 seconds) to obtain a dilution curve as shown in FIG. As in the case of the access recirculation determination, the recirculation (RAR) of the inverted access is calculated by the following equation. RAR = ∫ (% ΔH) _Two dt / ∫ (% ΔH) ₁ dt (4) Also, as in Equation 2 above, the process of ultrafiltration is turned off. Once the RAR is determined, the access blood flow Qa is calculated by the following equation. Qa = Qi (RAR ^-1 -1) (5) Thus, the calibration area (curve 1) and measurement area (curve 2) for a single injection of saline into the arterial tract immediately upstream of the disposable measurement blood chamber are determined. See FIGS. 3 and 4. The reference area, the calibration area, is already incorporated into the bolus of saline injected once, eliminating the need for two sensors. Alternatively, a conventionally used injection of a second saline solution may be performed. In that case, the first injection is a reference value measurement, and the second injection is a measurement injection. Single injection using a single detector is a significant improvement and has many advantages. For example, other methods typically require that two detectors be "tuned" exactly the same. In the double injection method, two injections must be performed each time in exactly the same amount and at the same given rate. Otherwise, the calibration area and the measurement area will be different, giving incorrect results. The above equation requires that the area under the hematocrit dilution curve, ∫ (% ΔH) dt, be accurately measured. The most common error in this measurement results from a change in the infusion rate of a saline bolus (typically 10 ml in 5 seconds). The actual rate of saline infusion can be calculated from basic parameters in arterial infusion. The changes (perturbations) caused by the transients induced by these injections, Qi, are compensated as in Equations 5a and 5b (obtained from Equation 1). Qi (after compensation) = V / [K (Area _m -Area _p )] (5a) However, Area _m = Measured area under hematocrit dilution curve. Area _p = Area of extrusion speed for saline injection. Area _p = [(-0.018) Qi (raw) + 1.22]-[2013 / span-Qi (raw) (0.3661)] (5b) where Qi (raw) = Area _m Based on the raw blood flow. span = the time (in seconds) from the beginning of the saline infusion to the end of the infusion. By compensating for the transients induced by the infusion rate in this way, more accurate blood flow, access recirculation, and access blood flow measurements can be made. 2. Second Aspect, ΔHematocrit Method Referring to FIG. 5, the access recirculation by the Δhematocrit method is obtained by the following mathematical calculation, and the mass (m) and the blood flow (Q) are calculated as follows. Can be balanced. ma + mr = mi (6) and Qa + Qr = Qi (7) Therefore, QaHa + QrHo = QiHi (8) (where Qo = Qi-UFR) because QiHi = QoHo = (Qi-UFR) Ho (9) and Ho = ( Qi / (Qi-UFR)) Hi (10) However, when R = Qr / Qi and equation 8 is divided by Qi, the following equation is obtained. Hi / Ha = (1-R) [1-R (Qi / Qi-UFR)] ^-1 (11) Therefore, the following equation for determining access recirculation (AR) by the Δhematocrit value method is obtained. AR = 100 (Hi-Ha) [Qi / Qi-UFR)) Hi-Ha] ^-1 (12) From equation 12, changing the blood flow rate, Qi, or changing the ultrafiltration (UFR) of the dialyzer causes a change in the hematocrit value, and thus a direct measurement of access recirculation is made. You can see that. The case where the access blood flow Qa is obtained by the Δ hematocrit value method will be described with reference to FIG. Since the hematocrit must be balanced around the piping / dialyzer circuit, the following equation holds: QaHa + QoHo = Hi (Qa + Qo) (13) However, QiHi = QoHo and (Qo = Qi-UFR) (14) Therefore, QaHa + QiHi = Hi (Qa + Qi-UFR) (15) Also, Hi / Ha = Qa (Qa-UFR) (16) Therefore, Qa = Hi (UFR) / (Hi−Ha) (17) From equation 17, it can be seen that Qa obtained by the Δhematocrit value method does not depend on the blood flow Qi of the dialyzer. Therefore, the access blood flow can be calculated directly by simply changing the ultrafiltration (UFR). As an example, the value of Qa can be determined as follows. Assume UFR = 0 ml / min, ie ml / min. According to equation (17), Qa is 0 ml / min. Further, since UFR = 0 ml / min, the hematocrit value Ha of the access is 30.0. This is the basic value of Ha. When the UFR rises, for example to 30 ml / min, the hematocrit of the arterial tract measured after a short time (3 or 4 minutes), Hi, is about 31.0. Therefore, according to Equation 17, Qa = 31 (30) / (31-30) = 930 ml / min. Utilizing instantaneous hematocrit monitoring, the AR hematocrit method described above can directly and directly measure AR and Qa. If AR and Qa are measured using the Δhematocrit method together with a blood volume monitor (relative measurement of hematocrit), a direct and immediate result can be obtained. However, the results are not very accurate because hematocrit values are measured relatively. It must be emphasized again that U.S. Pat. No. 5,372,136 shows a method for measuring absolute hematocrit. The method described in the second aspect of the invention is intended to incorporate the relative measurement of hematocrit with the optical, conductive or ultrasonic single wavelength measurement of BV measurement. Therefore, simply changing Qi or UFR to measure AR or simply changing UFR to measure Qa is a very important, new and unique concept. U.S. Pat. No. 5,372,136 clearly describes an operating means by which hematocrit values can be measured instantaneously and continuously and can be used with the disposable blood chambers described above. Although the above description relates to the non-invasive analysis of hemodynamic information of access blood flow, it is understood that the circuits and algorithms described above can be applied to the analysis of other fluid parameters. Like. The present invention may be embodied in other specific forms without departing from its spirit and essential characteristics. The embodiments described above are merely illustrative in all respects and do not limit the invention.

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＺ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＥ，ＧＨ，ＨＵ，ＩＬ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＷ (72)発明者ミラーディヴィッドアールアメリカ合衆国バーモント州 84050 モーガンノーストラッパーズループ 6551────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of front page (81) Designated countries EP (AT, BE, CH, DE, DK, ES, FI, FR, GB, GR, IE, IT, L U, MC, NL, PT, SE), OA (BF, BJ, CF) , CG, CI, CM, GA, GN, ML, MR, NE, SN, TD, TG), AP (GH, KE, LS, MW, S D, SZ, UG, ZW), EA (AM, AZ, BY, KG) , KZ, MD, RU, TJ, TM), AL, AM, AT , AU, AZ, BA, BB, BG, BR, BY, CA, CH, CN, CU, CZ, DE, DK, EE, ES, F I, GB, GE, GH, HU, IL, IS, JP, KE , KG, KP, KR, KZ, LC, LK, LR, LS, LT, LU, LV, MD, MG, MK, MN, MW, M X, NO, NZ, PL, PT, RO, RU, SD, SE , SG, SI, SK, SL, TJ, TM, TR, TT, UA, UG, UZ, VN, YU, ZW (72) Inventor Miller David Earl United States Vermont 84050 Morgan North Trapper's Loop 6551

Claims

【特許請求の範囲】１．動脈および静脈配管路を有する透析システム内のアクセス再循環を測定するための方法において、限界濾過がオフであることを確認する工程、あらかじめ定められた量の食塩水を、動脈路内の注入部位へあらかじめ定められた期間にわたって導入する工程、第一の期間のヘマトクリット値の変化のパーセント値を測定する工程、該第一の期間の後に起こる第二の期間のヘマトクリット値の変化のパーセント値を測定する工程、および、該第二の期間のヘマトクリット値の変化の測定値を該第一の期間のヘマトクリット値の変化の測定値と比較して、アクセス再循環に正比例する信号を生成する工程、を有する方法。２．請求の範囲１に記載の方法において、さらに、該第一および第二の期間のヘマトクリット値の変化のパーセント値を示す曲線の下の面積（Ａｒｅａ_m）を測定する工程、未補正の血液流量（Ｑｉ（生））を求める工程、Ｑｉ（生）および溶液の注入の始まりから注入の終わりまでの秒単位での時間幅の関数として、溶液注入の押し出し速度の面積（Ａｒｅａ_p）を求める工程、注入された食塩水の量を測定する工程、注入された食塩水の量を（Ａｒｅａ_m−Ａｒｅａ_p）×変換係数で割って、補正された血液流量を示す結果を得る工程、を有する方法。３．未補正の血液流量（Ｑｉ（生））は、Ａｒｅａ_mの値から求める請求の範囲２に記載の方法。４．Ａｒｅａ_pを求める工程は、式Ａｒｅａ_p＝［（−０．０１８）Ｑｉ（生）＋１．２２］・［−(2013／span)−Ｑｉ（生）（０．３６６１）］を解くことを含む請求の範囲２に記載の方法。５．請求の範囲１に記載の方法において、さらに、信号にあらかじめ定められた係数を掛けて、アクセス再循環の変化のパーセント値を得る工程を、を有する方法。６．前記係数が１００である請求の範囲５に記載の方法。７．請求の範囲１に記載の方法において、さらに、動脈路内への食塩水の導入点から下流の動脈路に血液チャンバーを配置する工程、および、該二つの測定工程の各々を、該チャンバーを通る血液のヘマトクリット値の光度測定によって行なう工程、を有する方法。８．動脈および静脈配管路を有する透析システム内のアクセス再循環を測定するための方法において、あらかじめ定められた量の食塩水を、動脈路内へあらかじめ定められた期間にわたって導入する工程、第一の期間のヘマトクリット値の変化のパーセント値を測定する工程、導入された食塩水の量を、該第一の期間のヘマトクリット値の変化の測定値とあらかじめ定められた変換係数の積と比較して、透析器の血液流量を示す信号を生成する工程、を有する方法。９．動脈および静脈配管路を有する透析システム内の透析回路の呼び溶液量を測定する方法において、あらかじめ定められた量の食塩水を、動脈路内へ第一の期間にわたって導入する工程、第二の期間のヘマトクリット値の変化のパーセント値を測定する工程、第三の期間のヘマトクリット値の変化のパーセント値を測定する工程、動脈路内に導入された食塩水の量を、該第一の期間のヘマトクリット値の変化の測定値とあらかじめ定められた変換係数の積と比較して、透析器の血液流量を示す信号を生成する工程、および、透析器の血液流量と第一、第二および第三の期間の和とを掛け、得られた値を６０で割って、透析回路の呼び溶液量を示す信号を生成する工程、を有する方法。 10．動脈および静脈配管路を有する透析システム内のアクセス血流を測定する方法において、あらかじめ定められた量の食塩水を、静脈路内へ第一の期間にわたって導入する工程、透析器の血液流量を求める工程、第二の期間のヘマトクリット値の変化のパーセント値を測定する工程、第三の期間のヘマトクリット値の変化のパーセント値を測定する工程、第三の期間のヘマトクリット値の変化の測定値を第二の期間のヘマトクリット値の変化の測定値と比較して、反転させたアクセス再循環（ＲＡＲ）に正比例する信号を生成する工程、および、ＲＡＲの逆数から１を引き、得られた値に透析器の血液流量を掛けて、アクセス血液流量を示す信号を生成する工程、を有する方法。 11．動脈および静脈配管路内に溶液を注入するときに、注入によって誘起されるトランジエントを除去するための方法において、限界濾過がオフであることを確認する工程、あらかじめ定められた量の食塩水を、少なくとも動脈および静脈路のいずれか一方の中へあらかじめ定められた期間にわたって導入する工程、ある期間のヘマトクリット値の変化のパーセント値を示す曲線の下の面積（Ａｒｅａ_m）を測定する工程、未補正の血液流量（Ｑｉ（生））を求める工程、Ｑｉ（生）および溶液の注入の始まりから注入の終わりまでの秒単位での時間幅の関数として、溶液注入の押し出し速度の面積（Ａｒｅａ_p）を求める工程、注入された食塩水の量を測定する工程、注入された食塩水の量を（Ａｒｅａ_m−Ａｒｅａ_p）×変換係数で割って、補正された血液流量を示す結果を得る工程、を有する方法。 12．未補正の血液流量（Ｑｉ（生））は、Ａｒｅａ_mの値から求める請求の範囲１１に記載の方法。 13．Ａｒｅａ_pを求める工程は、式Ａｒｅａ_p＝［（−０．０１８）Ｑｉ（生）＋１．２２］・[-(2013／span)−Ｑｉ（生）（０．３６６１）］を解くことを含む請求の範囲１１に記載の方法。 14．動脈および静脈配管路を有する透析システム内のアクセス血流を判定するための方法において、あらかじめ定められた量の食塩水を、静脈路内へあらかじめ定められた期間にわたって導入する工程、初期の限界濾過量（ＵＦＲ）を設定する工程、初期ＵＦＲでアクセスヘマトクリット値を判定する工程、ＵＦＲの値を第二のＵＦＲへ変更する工程、第二のＵＦＲで動脈のヘマトクリット値を測定する工程、動脈のヘマトクリット値に第二のＵＦＲを掛けて、得られた値を動脈ヘマトクリット値からアクセスのヘマトクリット値を引いた値で割ってアクセス血流を計算する工程、を有する方法。 15．動脈および静脈配管路を有する透析システム内のアクセス再循環（ＡＲ）のパーセント値を判定するための方法において、あらかじめ定められた量の食塩水を、静脈路の注入部位へあらかじめ定められ期間にわたって導入する工程、初期の限界濾過量（ＵＦＲ）を設定する工程、初期の透析器血液流量（Ｑ）を測定する工程、初期のＵＦＲまたは初期の透析器血液流量でアクセスヘマトクリット値（Ｈａ）を求める工程、ＵＦＲの値または透析器血液流量を第二の値へ変更する工程、第二の値で動脈のヘマトクリット値（Ｈｉ）を測定する工程、アクセス再循環（ＡＲ）のパーセント値をＵＦＲまたは透析器血液流量のいずれかの変化の関数として計算する工程、を有する方法。 16．請求の範囲１５に記載の方法において、前記透析器血液流量を測定する工程は、第一の期間のヘマトクリット値の変化のパーセント値を測定する工程、導入された食塩水の量を、該第一の期間のヘマトクリット値の変化の測定値とあらかじめ定められた変換係数の積と比較して、透析器の血液流量を示す信号を生成する工程、を有する方法。 17．請求の範囲１５に記載の方法において、前記アクセス再循環のパーセント値を計算する工程は、式ＡＲ＝１００（Ｈｉ−Ｈａ）［Ｑｉ／Ｑｉ−ＵＦＲ））Ｈｉ−Ｈａ］^-1 を解く工程を有する方法。[Claims] 1. Measuring access recirculation in dialysis systems with arterial and venous lines In the method for A step of confirming that ultrafiltration is off, Apply a predetermined amount of saline to the injection site in the arterial tract Introducing over a period of time, Measuring a percentage change in hematocrit during a first period; Percentage change in hematocrit for a second period that occurs after the first period Measuring the G value, and Measuring the change in hematocrit value for the second period Generates a signal that is directly proportional to access recirculation, as compared to a measured change in lit value Process, Having a method. 2. The method of claim 1, further comprising: A song showing the percentage change in hematocrit during the first and second periods Area under the line (Area_mMeasuring), Determining the uncorrected blood flow (Qi (raw)); Time in seconds from the beginning of Qi (raw) and solution injection to the end of injection Area of extrusion rate of solution injection (Area_p) About Measuring the amount of saline injected, The amount of saline injected (Area_m-Area_p) X conversion factor, Obtaining a result indicating the corrected blood flow, Having a method. 3. Uncorrected blood flow (Qi (raw)) is Area_mClaims calculated from the value of 3. The method according to 2. 4. Area_pThe process of finding Formula Area_p= [(-0.018) Qi (raw) + 1.22] • Solve [-(2013 / span) -Qi (raw) (0.3661)] 3. The method of claim 2, comprising: 5. The method of claim 1, further comprising: The signal is multiplied by a predetermined factor to obtain a percentage change in access recirculation. A step of obtaining a count value. 6. The method according to claim 5, wherein the coefficient is 100. 7. The method of claim 1, further comprising: Place a blood chamber in the arterial tract downstream from the point of introduction of saline into the arterial tract Process, and Each of the two measurement steps is determined by determining the hematocrit of blood passing through the chamber. Performing photometric measurement. 8. Measuring access recirculation in dialysis systems with arterial and venous lines In the method for A predetermined amount of saline is injected into the arterial tract for a predetermined period The process of introducing Measuring a percentage change in hematocrit during a first period; The amount of saline introduced is a measure of the change in hematocrit during the first period. Is compared with a product of a predetermined conversion factor, Generating a number, Having a method. 9. Measure the nominal solution volume of the dialysis circuit in a dialysis system with arterial and venous lines. In the method A predetermined amount of saline is introduced into the arterial tract for a first period Process, Measuring a percentage change in hematocrit for a second period; Measuring a percentage change in hematocrit during a third period; The amount of saline introduced into the arterial tract is determined by the change in hematocrit during the first period. Compared to the product of the measured value of dialysis and a predetermined conversion factor, Generating a signal indicative of the quantity; and The value obtained by multiplying the blood flow rate of the dialyzer by the sum of the first, second and third periods Dividing by 60 to generate a signal indicative of the nominal solution volume of the dialysis circuit; Having a method. Ten. Measuring access blood flow in dialysis systems with arterial and venous lines In the law, Introduce a predetermined amount of saline into the venous tract for a first period Process, The step of determining the blood flow rate of the dialyzer, Measuring a percentage change in hematocrit for a second period; Measuring a percentage change in hematocrit during a third period; The measured change in hematocrit during the third period is compared to the hematocrit during the second period. In comparison to the measured value of the change in the access value, the inverted access recirculation (RAR) Generating an example signal; and Subtract 1 from the reciprocal of RAR, multiply the obtained value by the blood flow rate of the dialyzer, and Generating a signal indicative of cess blood flow; Having a method. 11． Induced by injection when injecting solution into arterial and venous tracts In a method for removing transients, A step of confirming that ultrafiltration is off, Apply a predetermined amount of saline, at least to the arterial and venous One of which is introduced into one of them for a predetermined period, Area under the curve showing the percentage change in hematocrit over a period of time (Area_mMeasuring), Determining the uncorrected blood flow (Qi (raw)); Time in seconds from the beginning of Qi (raw) and solution injection to the end of injection Area of extrusion rate of solution injection (Area_p) About Measuring the amount of saline injected, The amount of saline injected (Area_m-Area_p) X conversion factor, Obtaining a result indicating the corrected blood flow, Having a method. 12． Uncorrected blood flow (Qi (raw)) is Area_mClaims calculated from the value of 12. The method according to 11. 13. Area_pThe process of finding Formula Area_p= [(-0.018) Qi (raw) + 1.22] -Solve [-(2013 / span) -Qi (raw) (0.3661)] 12. The method according to claim 11, comprising: 14. To determine access blood flow in dialysis systems with arterial and venous lines In the method A predetermined amount of saline is injected into a vein for a predetermined period. The process of introducing Setting an initial ultrafiltration (UFR), Determining the access hematocrit value in the initial UFR; Changing the value of UFR to a second UFR; Measuring the arterial hematocrit value in the second UFR; The arterial hematocrit value is multiplied by the second UFR, and the obtained value is used as the arterial hematocrit. Access blood flow divided by crit value minus access hematocrit value The step of calculating Having a method. 15． Access Recirculation (AR) in a dialysis system with arterial and venous lines In a method for determining a percentage value, Apply a predetermined amount of saline to the injection site in the IV vein. Process to be introduced over a period Setting an initial ultrafiltration (UFR), Measuring the initial dialyzer blood flow (Q); Access hematocrit (H) at initial UFR or initial dialyzer blood flow a) determining a) Changing the value of UFR or dialyzer blood flow to a second value; Measuring the hematocrit value (Hi) of the artery with the second value; The access recirculation (AR) percentage is determined by the UFR or dialyzer blood flow. Calculating as a function of the change in displacement, Having a method. 16． 16. The method of claim 15, wherein measuring the dialyzer blood flow. Is Measuring a percentage change in hematocrit during a first period; The amount of saline introduced is a measure of the change in hematocrit during the first period. Is compared with a product of a predetermined conversion factor, Generating a number, Having a method. 17． 16. The method of claim 15, wherein the access recirculation percentage value The process of calculating Formula AR = 100 (Hi-Ha) [Qi / Qi-UFR)) Hi-Ha]^-1 A method having a step of solving.