JP2665806B2 - ヘマトクリット測定装置 - Google Patents
ヘマトクリット測定装置Info
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
- A61M1/36—Other treatment of blood in a by-pass of the natural circulatory system, e.g. temperature adaptation, irradiation ; Extra-corporeal blood circuits
- A61M1/3621—Extra-corporeal blood circuits
- A61M1/3669—Electrical impedance measurement of body fluids; transducers specially adapted therefor
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- A61M1/3609—Physical characteristics of the blood, e.g. haematocrit, urea
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- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
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Description
【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明はヘマトクリット測定装置、特に連続測定が可
能でかつ血液の温度や血漿中の電解質濃度が変化する場
合においても高精度な測定が可能な改良されたヘマトク
リット測定装置に関する。
能でかつ血液の温度や血漿中の電解質濃度が変化する場
合においても高精度な測定が可能な改良されたヘマトク
リット測定装置に関する。
血液中のヘマトクリット（血液中で血球の占める容積
の割合）を測定することは、病気の診断、治療上有効な
手段であると同時に、人工腎臓などによる血液浄化治療
中の患者の血液量変化を監視するための有効な手段であ
ることから、その好適な測定装置が望まれていた。
の割合）を測定することは、病気の診断、治療上有効な
手段であると同時に、人工腎臓などによる血液浄化治療
中の患者の血液量変化を監視するための有効な手段であ
ることから、その好適な測定装置が望まれていた。
従来、この種のヘマトクリット測定装置として、遠心
分離法によりヘマトクリットを求める装置、一定体積の
血液中（単位体積中）の血球数と平均血球体積からヘマ
トクリットを求める装置および血液の電気抵抗からヘマ
トクリットを求める装置などの各種装置が知られてお
り、とりわけ血液の電気抵抗からヘマトクリットを求め
る装置は、連続測定が可能であり、かつ簡単にその計測
を行なうことができるという優れた特徴を有している。
分離法によりヘマトクリットを求める装置、一定体積の
血液中（単位体積中）の血球数と平均血球体積からヘマ
トクリットを求める装置および血液の電気抵抗からヘマ
トクリットを求める装置などの各種装置が知られてお
り、とりわけ血液の電気抵抗からヘマトクリットを求め
る装置は、連続測定が可能であり、かつ簡単にその計測
を行なうことができるという優れた特徴を有している。
しかし、この反面、該電気抵抗測定型の従来装置は、
血漿中の電解質やタンパク質の濃度などの変化により血
漿のインピーダンスが変化すると、その測定値に誤差が
生じてしまうという問題があった。
血漿中の電解質やタンパク質の濃度などの変化により血
漿のインピーダンスが変化すると、その測定値に誤差が
生じてしまうという問題があった。
そこで、このような問題を解決したヘマトクリット測
定装置として、本発明者らにより、血液のインピーダン
スを２種類の大きく異なる周波数において測定し、それ
らの測定値からヘマトクリットを演算出力する装置の提
案が行なわれている。（特開昭63−133062） 第３図には、血液透析などの対外循環回路において、
ヘマトクリットを連続測定する本発明者らの提案による
従来装置が示され、血液流路１には、血球の細胞膜イン
ピーダンスが、血漿あるいは細胞内液インピーダンスに
比し充分大きな値となる低周波を用い、血液の低周波イ
ンピーダンスを測定する低周波インピーダンス測定器２
と、血球の細胞膜インピーダンスが、血漿あるは細胞内
液インピーダンスに比し無視し得る小さな値を示す高周
波を用い、血液の高周波インピーダンスを測定する高周
波インピーダンス測定器３と、血液の低周波インピーダ
ンス及び高周波インピーダンスとヘマトクリットとの関
係式に用いてヘマトクリットを算出する演算測定装置４
とを含み、血液のヘマトクリットの連続的測定を行なう
ようにしていた。
定装置として、本発明者らにより、血液のインピーダン
スを２種類の大きく異なる周波数において測定し、それ
らの測定値からヘマトクリットを演算出力する装置の提
案が行なわれている。（特開昭63−133062） 第３図には、血液透析などの対外循環回路において、
ヘマトクリットを連続測定する本発明者らの提案による
従来装置が示され、血液流路１には、血球の細胞膜イン
ピーダンスが、血漿あるいは細胞内液インピーダンスに
比し充分大きな値となる低周波を用い、血液の低周波イ
ンピーダンスを測定する低周波インピーダンス測定器２
と、血球の細胞膜インピーダンスが、血漿あるは細胞内
液インピーダンスに比し無視し得る小さな値を示す高周
波を用い、血液の高周波インピーダンスを測定する高周
波インピーダンス測定器３と、血液の低周波インピーダ
ンス及び高周波インピーダンスとヘマトクリットとの関
係式に用いてヘマトクリットを算出する演算測定装置４
とを含み、血液のヘマトクリットの連続的測定を行なう
ようにしていた。
以上の構成とすることにより、該提案に係る従来装置
は、血漿中の電解質やタンパク質の濃度が変化する場合
においても、高精度でかつ連続的なヘマトクリットの測
定を行なうことができたのである。
は、血漿中の電解質やタンパク質の濃度が変化する場合
においても、高精度でかつ連続的なヘマトクリットの測
定を行なうことができたのである。
しかし、この従来のヘマトクリット測定装置は、血液
の低周波インピーダンスおよび高周波インピーダンスの
測定を血液流路上の離れた位置において測定しているた
めより精度よく測定する場合には以下に述べるような問
題があり、その有効な対策が望まれた。
の低周波インピーダンスおよび高周波インピーダンスの
測定を血液流路上の離れた位置において測定しているた
めより精度よく測定する場合には以下に述べるような問
題があり、その有効な対策が望まれた。
すなわち、血液の低周波および高周波におけるインピ
ーダンスは、血漿中の電解質やタンパク質濃度のみでな
く、血液温度の影響を非常に強く受けるため、被測定体
である血液の温度が変化することにより、２つの測定位
置で温度差が生じる場合には、ヘマトクリットを正確に
測定することができないという問題であった。
ーダンスは、血漿中の電解質やタンパク質濃度のみでな
く、血液温度の影響を非常に強く受けるため、被測定体
である血液の温度が変化することにより、２つの測定位
置で温度差が生じる場合には、ヘマトクリットを正確に
測定することができないという問題であった。
そこでこの問題に対して、従来の装置では、２つの測
定位置における血液温度をそれぞれサーミスタ等の温度
検出器を用いて測定し、血液インピーダンスの変化を補
正する方法が提案されたが、その場合、装置が非常に複
雑になると共に、血液温度が急速に変化する場合には、
温度測定の時間遅れのため適切な補正ができず、ヘマト
クリット値の測定精度が低下するという問題があった。
定位置における血液温度をそれぞれサーミスタ等の温度
検出器を用いて測定し、血液インピーダンスの変化を補
正する方法が提案されたが、その場合、装置が非常に複
雑になると共に、血液温度が急速に変化する場合には、
温度測定の時間遅れのため適切な補正ができず、ヘマト
クリット値の測定精度が低下するという問題があった。
［問題点を解決するための手段］ 〔発明の目的〕 本発明は、このような従来の課題に鑑みなされたもの
であり、その目的は、血液のインピーダンスからヘマト
クリット値の連続測定が可能であり、かつ血液の温度測
定等の操作を行うことなく、簡単な構成で迅速かつ高精
度なヘマトクリット測定を行うことが可能なヘマトクリ
ット測定装置を提供することにある。
であり、その目的は、血液のインピーダンスからヘマト
クリット値の連続測定が可能であり、かつ血液の温度測
定等の操作を行うことなく、簡単な構成で迅速かつ高精
度なヘマトクリット測定を行うことが可能なヘマトクリ
ット測定装置を提供することにある。
（構成） 前記目的を達成するため、本発明のヘマトクリット測
定装置は血液流路と、該血液流路内の血液のインピーダ
ンスを血球の細胞膜インピーダンスが血漿あるいは細胞
内液のインピーダンスに比し十分大きな値となる低周波
において測定する低周波インピーダンス測定器と、該血
液流路内の血液のインピーダンスを血球の細胞膜インピ
ーダンスが血漿あるいは細胞内液インピーダンスに比し
無視しうる小さな値を示す高周波において測定する高周
波インピーダンス測定器と、血液の低周波インピーダン
ス及び高周波インピーダンスからヘマトクリットを求め
る演算装置とを含み、血液のヘマトクリット値を連続測
定する装置において、前記低周波インピーダンス測定器
は、低周波測定電流を発生する低周波定電流源、交流電
圧計、低域通過フィルタ及び抵抗測定セルを含み、前記
高周波インピーダンス測定器は、高周波測定電流を発生
する高周波定電流源、交流電圧計、高域通過フィルタ及
び抵抗測定セルを含み、前記低周波インピーダンス測定
器の前記抵抗測定セルと、前記高周波インピーダンス測
定器の前記抵抗測定セルは一体に形成されており、血液
流路が形成された絶縁パイプと、前記絶縁パイプに前記
血液流路に面して、一方の電極を配置し、前記血液流路
の中心軸に対し前記一方の電極の位置の反対側で、かつ
該一方の電極の位置から該中心軸方向に一定距離はなれ
た位置に他方の電極を配置し、該両電極を前記低周波定
電流源に接続した一対の電流供給電極と、前記電流供給
電極のそれぞれの電極に隣接して配置すると共に前記低
域通過フィルタに接続した一対の電圧検出電極と、さら
に、前記絶縁パイプに該血液流路に面して、前記電流供
給電極の一方の電極側に一方の電極を、前記電流供給電
極の他方の電極側に他方の電極を配置し、該両電極で前
記血液流路中に形成する電流通路を、前記電流供給電極
の両電極で前記血液流路中に形成する電流通路に対して
交叉するようにするとともに前記高周波定電流源および
高域通過フィルタに接続した一対の高周波測定電極とよ
りなることを特徴とする。
定装置は血液流路と、該血液流路内の血液のインピーダ
ンスを血球の細胞膜インピーダンスが血漿あるいは細胞
内液のインピーダンスに比し十分大きな値となる低周波
において測定する低周波インピーダンス測定器と、該血
液流路内の血液のインピーダンスを血球の細胞膜インピ
ーダンスが血漿あるいは細胞内液インピーダンスに比し
無視しうる小さな値を示す高周波において測定する高周
波インピーダンス測定器と、血液の低周波インピーダン
ス及び高周波インピーダンスからヘマトクリットを求め
る演算装置とを含み、血液のヘマトクリット値を連続測
定する装置において、前記低周波インピーダンス測定器
は、低周波測定電流を発生する低周波定電流源、交流電
圧計、低域通過フィルタ及び抵抗測定セルを含み、前記
高周波インピーダンス測定器は、高周波測定電流を発生
する高周波定電流源、交流電圧計、高域通過フィルタ及
び抵抗測定セルを含み、前記低周波インピーダンス測定
器の前記抵抗測定セルと、前記高周波インピーダンス測
定器の前記抵抗測定セルは一体に形成されており、血液
流路が形成された絶縁パイプと、前記絶縁パイプに前記
血液流路に面して、一方の電極を配置し、前記血液流路
の中心軸に対し前記一方の電極の位置の反対側で、かつ
該一方の電極の位置から該中心軸方向に一定距離はなれ
た位置に他方の電極を配置し、該両電極を前記低周波定
電流源に接続した一対の電流供給電極と、前記電流供給
電極のそれぞれの電極に隣接して配置すると共に前記低
域通過フィルタに接続した一対の電圧検出電極と、さら
に、前記絶縁パイプに該血液流路に面して、前記電流供
給電極の一方の電極側に一方の電極を、前記電流供給電
極の他方の電極側に他方の電極を配置し、該両電極で前
記血液流路中に形成する電流通路を、前記電流供給電極
の両電極で前記血液流路中に形成する電流通路に対して
交叉するようにするとともに前記高周波定電流源および
高域通過フィルタに接続した一対の高周波測定電極とよ
りなることを特徴とする。
（作用） 本発明は以上の構成からなり、次にその作用を説明す
る。
る。
上記構成において低周波インピーダンス測定器を用い
ているのは前記低周波電流は血球内を通過することがで
きないため、該低周波においては血球濃度、すなわちヘ
マトクリット値を反映した血液のインピーダンスを得る
ことができるからである。
ているのは前記低周波電流は血球内を通過することがで
きないため、該低周波においては血球濃度、すなわちヘ
マトクリット値を反映した血液のインピーダンスを得る
ことができるからである。
一方、高周波インピーダンス測定器における前記高周
波電流は血球内を自由に通過できるため、該高周波にお
いてはヘマトクリット値には依存せず、血液中の電解質
濃度やタンパク質濃度を反映した血液のインピーダンス
を得ることができ、その値を用いて前記血液の低周波イ
ンピーダンスを補正することにより精確なヘマトクリッ
ト値を求めることができる。
波電流は血球内を自由に通過できるため、該高周波にお
いてはヘマトクリット値には依存せず、血液中の電解質
濃度やタンパク質濃度を反映した血液のインピーダンス
を得ることができ、その値を用いて前記血液の低周波イ
ンピーダンスを補正することにより精確なヘマトクリッ
ト値を求めることができる。
さらに、上記構成において、低周波および高周波測定
用の電極をそれぞれ交叉するように配置したのは、低周
波電流および高周波電流を同一位置で、かつ互いに交差
する方向に流すことにより、相互の干渉を最小にするた
めであり、かつわずかに生じる干渉を低域通過フィルタ
および高域通過フィルタにより除去して、同一温度にお
ける低周波インピーダンスおよび高周波インピーダンス
の精確な測定を可能にすることにより、血液インピーダ
ンスの温度による変化を互いに補償するためである。
用の電極をそれぞれ交叉するように配置したのは、低周
波電流および高周波電流を同一位置で、かつ互いに交差
する方向に流すことにより、相互の干渉を最小にするた
めであり、かつわずかに生じる干渉を低域通過フィルタ
および高域通過フィルタにより除去して、同一温度にお
ける低周波インピーダンスおよび高周波インピーダンス
の精確な測定を可能にすることにより、血液インピーダ
ンスの温度による変化を互いに補償するためである。
すなわち、前述したように、血液のインピーダンスは
その温度が変化すると大きく変化する。そしてその温度
特性は、血液中の電気伝導のキャリアーであるNa+、Cl-
等のイオンが水溶液中で示す電気伝導度の温度特性に主
に依存するため、血液のインピーダンスは、前述の低周
波および高周波のいずれにおいても、血液の温度変化に
よりほぼ同程度の比率で変化し、血液温度の１℃の上昇
に対し、血液インピーダンスは各々の値の約２％だけ低
下する。
その温度が変化すると大きく変化する。そしてその温度
特性は、血液中の電気伝導のキャリアーであるNa+、Cl-
等のイオンが水溶液中で示す電気伝導度の温度特性に主
に依存するため、血液のインピーダンスは、前述の低周
波および高周波のいずれにおいても、血液の温度変化に
よりほぼ同程度の比率で変化し、血液温度の１℃の上昇
に対し、血液インピーダンスは各々の値の約２％だけ低
下する。
さらに、ヘマトクリットは、血液のインピーダンスの
周波数特性を解析した結果、ほぼ前記低周波インピーダ
ンスρＬと、高周波インピーダンスρＨの比ρL/ρＨの
関数となることが明らかになった。
周波数特性を解析した結果、ほぼ前記低周波インピーダ
ンスρＬと、高周波インピーダンスρＨの比ρL/ρＨの
関数となることが明らかになった。
従って、血液の低周波インピーダンスρＬおよび高周
波インピーダンスρＨそのものは温度によって変化する
ものの、それが同一の温度で測定されていれば、その比
ρL/ρＨは温度による影響が受けず、その値の関数であ
るヘマトクリットの演算においても温度の影響が除去で
きるからである。
波インピーダンスρＨそのものは温度によって変化する
ものの、それが同一の温度で測定されていれば、その比
ρL/ρＨは温度による影響が受けず、その値の関数であ
るヘマトクリットの演算においても温度の影響が除去で
きるからである。
（発明の効果） 以上説明したように、本発明によれば、血液から直接
に高周波および低周波の２種類の周波数のインピーダン
スを同一温度において測定し、その測定値からヘマトク
リットの算出を行っている。
に高周波および低周波の２種類の周波数のインピーダン
スを同一温度において測定し、その測定値からヘマトク
リットの算出を行っている。
従って、本発明によれば、血液の温度や血液中の電解
質やタンパク質濃度の影響を受けることなくヘマトクリ
ットの連続測定を行うことができ、特に電解質を含んだ
薬液を血液中に注入した場合や血液浄化などにより、急
激に血液の温度や血漿中の電解質濃度が変化した場合に
おいても、これに追随して高精度のヘマトクリット測定
を行うことが可能となる。
質やタンパク質濃度の影響を受けることなくヘマトクリ
ットの連続測定を行うことができ、特に電解質を含んだ
薬液を血液中に注入した場合や血液浄化などにより、急
激に血液の温度や血漿中の電解質濃度が変化した場合に
おいても、これに追随して高精度のヘマトクリット測定
を行うことが可能となる。
また、本発明によれば、従来装置のように血液の温度
を測定する必要がないため、温度検出器や補正装置等が
不要となり、装置全体の構成を簡単かつ安価なものとす
ることが可能となる。
を測定する必要がないため、温度検出器や補正装置等が
不要となり、装置全体の構成を簡単かつ安価なものとす
ることが可能となる。
［他の発明の説明］ 〔第２発明の説明〕 第２発明のヘマトクリット測定装置（請求項（２）記
載）において、該装置の前記高周波用電極の他の電極
を、前記電流供給電極の他の電極と共有したことを特徴
とする。
載）において、該装置の前記高周波用電極の他の電極
を、前記電流供給電極の他の電極と共有したことを特徴
とする。
上記構成において、低周波インピーダンス測定用電極
と高周波インピーダンス測定用電極の一部を兼用してい
るのは、電極の総数を減らすことにより、抵抗測定セル
の構造を簡単化するとともに、それぞれのインピーダン
ス測定をごく近傍で行うことにより同一温度の血液を測
定対象とすることができるからである。
と高周波インピーダンス測定用電極の一部を兼用してい
るのは、電極の総数を減らすことにより、抵抗測定セル
の構造を簡単化するとともに、それぞれのインピーダン
ス測定をごく近傍で行うことにより同一温度の血液を測
定対象とすることができるからである。
次に本発明の好適な実施例を図面に基づき説明する。
第１実施例 第１図には、血液透析等の対外循環回路においてヘマ
トクリットを連続測定する本実施例の構成を示すもので
ある。血液流路10には、低周波インピーダンス測定器20
および高周波インピーダンス測定器30が一体化して設け
られている。
トクリットを連続測定する本実施例の構成を示すもので
ある。血液流路10には、低周波インピーダンス測定器20
および高周波インピーダンス測定器30が一体化して設け
られている。
本実施例の特徴的事項は、前記低周波インピーダンス
測定器20および高周波インピーダンス測定器30を用いて
前記血液流路10の同一場所において、血液の低周波にお
けるインピーダンスρＬおよび高周波におけるインピー
ダンスρＨを測定し、これら両測定値ρＬおよびρＨを
用いて血液のヘマトクリットの連続測定を行うことにあ
る。
測定器20および高周波インピーダンス測定器30を用いて
前記血液流路10の同一場所において、血液の低周波にお
けるインピーダンスρＬおよび高周波におけるインピー
ダンスρＨを測定し、これら両測定値ρＬおよびρＨを
用いて血液のヘマトクリットの連続測定を行うことにあ
る。
本実施例において、前記低周波インピーダンス測定器
20は、抵抗測定セル21、低周波定電流源22、低域通過フ
ィルタ23および交流電圧計24を用いて形成している。
20は、抵抗測定セル21、低周波定電流源22、低域通過フ
ィルタ23および交流電圧計24を用いて形成している。
また前記高周波インピーダンス測定器30は、前記低周
波インピーダンス測定器20と一体化して共用される抵抗
測定セル21、高周波定電流源31、高域通過フィルタ32お
よび交流電圧計33を用いて形成している。そして前記抵
抗測定セル21は、その中心部に血液流路10を形成したポ
リカーボネートの円筒状絶縁パイプ25を有し、該パイプ
25には前記血液流路10に面して、一方の電極26aを配置
し、他方の電極26bをパイプ中心軸方向に所定距離はな
れた位置に、該中心軸を挟んで一対の低周波電流供給電
極を設けた。
波インピーダンス測定器20と一体化して共用される抵抗
測定セル21、高周波定電流源31、高域通過フィルタ32お
よび交流電圧計33を用いて形成している。そして前記抵
抗測定セル21は、その中心部に血液流路10を形成したポ
リカーボネートの円筒状絶縁パイプ25を有し、該パイプ
25には前記血液流路10に面して、一方の電極26aを配置
し、他方の電極26bをパイプ中心軸方向に所定距離はな
れた位置に、該中心軸を挟んで一対の低周波電流供給電
極を設けた。
また、該一対の低周波電流供給電極26aおよび26bに隣
接して、それぞれの内側に他の一対の電圧検出電極27a
および27bを設けた。
接して、それぞれの内側に他の一対の電圧検出電極27a
および27bを設けた。
さらに、前記パイプ25には前記血液流路10に面して、
パイプ中心軸に対して、前記低周波電流供給電極26a側
に一方の電極28a、前記電流供給電極26b側に他方の電極
28bを配置し、該両極28a、28bで前記パイプ内に形成す
る電流通路を、前記低周波供給電極の両電極26a、26b
で、前記パイプ内に形成する電流通路に対して交叉する
ように配置した一対の高周波電極を設けた。
パイプ中心軸に対して、前記低周波電流供給電極26a側
に一方の電極28a、前記電流供給電極26b側に他方の電極
28bを配置し、該両極28a、28bで前記パイプ内に形成す
る電流通路を、前記低周波供給電極の両電極26a、26b
で、前記パイプ内に形成する電流通路に対して交叉する
ように配置した一対の高周波電極を設けた。
そして前記一対の低周波電流供給電極26aおよび26b
は、それぞれ低周波定電流源22に接続しており、該電極
26aおよび26bには、生体に対して安全であること、血球
を通過して流れる電流が極めて微弱であること、電極の
分極が生じないことなどの要件を満たす50KHz、100μA
r.m.sの低周波交流電流ILを供給する。
は、それぞれ低周波定電流源22に接続しており、該電極
26aおよび26bには、生体に対して安全であること、血球
を通過して流れる電流が極めて微弱であること、電極の
分極が生じないことなどの要件を満たす50KHz、100μA
r.m.sの低周波交流電流ILを供給する。
一方前記一対の高周波用電極28aおよび28bは、前記高
周波電流源31に接続されており、該電極には血球の細胞
膜を容易に通過することができること、生体に対して安
全であることなどの要件を満たす20MHz100μAr.m.sの高
周波電流IHを供給する。そして、前記低周波電流ILと前
記高周波電流IHは、前記した配置の電極28a、28bによ
り、前記血液流路10中の同一位置で互いに交叉する方向
に流れるように供給する。
周波電流源31に接続されており、該電極には血球の細胞
膜を容易に通過することができること、生体に対して安
全であることなどの要件を満たす20MHz100μAr.m.sの高
周波電流IHを供給する。そして、前記低周波電流ILと前
記高周波電流IHは、前記した配置の電極28a、28bによ
り、前記血液流路10中の同一位置で互いに交叉する方向
に流れるように供給する。
従って、血液流路の同一位置にて２種類の周波数の測
定電流を流しているにも拘わらず、前記低周波電流供給
電極26aおよび26bに隣接配置された他の一対の電圧検出
電極27aおよび27b間には、50KMzにおける血液のインピ
ーダンスρＬに比例する大きさの50KHzの交流電圧が発
生する一方、20MHzの交流電圧の発生は低く抑えてい
る。
定電流を流しているにも拘わらず、前記低周波電流供給
電極26aおよび26bに隣接配置された他の一対の電圧検出
電極27aおよび27b間には、50KMzにおける血液のインピ
ーダンスρＬに比例する大きさの50KHzの交流電圧が発
生する一方、20MHzの交流電圧の発生は低く抑えてい
る。
そして、その反対に、前記高周波用電極28aおよび28b
間には、20MHzにおける血液のインピーダンスρＨに比
例した20MHzの交流電圧が発生する一方、50KHzの交流電
圧の発生は低く押さえている。
間には、20MHzにおける血液のインピーダンスρＨに比
例した20MHzの交流電圧が発生する一方、50KHzの交流電
圧の発生は低く押さえている。
そして、低域通過フィルタ23は、前記一対の電圧検出
電極27a、27bおよび交流電圧計24に接続し、これら電極
27aおよび27bの間に発生する50KHzの交流電圧を交流電
圧計24に送り、20MHzの交流電圧を阻止する。
電極27a、27bおよび交流電圧計24に接続し、これら電極
27aおよび27bの間に発生する50KHzの交流電圧を交流電
圧計24に送り、20MHzの交流電圧を阻止する。
一方高域通過フィルタ32は、前記一対の高周波用電極
28a、28bおよび交流電圧計33に接続し、これら電極28a
および28b間に発生する20MHzの交流電圧を交流電圧計33
に送り、50KHzの交流電圧を阻止する。
28a、28bおよび交流電圧計33に接続し、これら電極28a
および28b間に発生する20MHzの交流電圧を交流電圧計33
に送り、50KHzの交流電圧を阻止する。
交流電圧計24および33は、それぞれ、低域通過フィル
タ23および高域通過フィルタ32から送られる交流電圧を
直流電圧VLおよびVHにそれぞれ変換しヘマトクリットの
演算装置40へ向け出力する。
タ23および高域通過フィルタ32から送られる交流電圧を
直流電圧VLおよびVHにそれぞれ変換しヘマトクリットの
演算装置40へ向け出力する。
このように本実施例においては、２種類の測定電流を
互いに交叉する方向に流すことにより、血液流路の同一
場所において測定しているにも係わらず双方への影響を
少なくすることができ、かつ残存するノイズ成分に対し
ては、各々低域通過フィルタおよび高域通過フィルタを
用いることにより、血液の低周波インピーダンス測定と
高周波インピーダンス測定の干渉を防ぎ、各々の正確な
値を得ることが可能となる。
互いに交叉する方向に流すことにより、血液流路の同一
場所において測定しているにも係わらず双方への影響を
少なくすることができ、かつ残存するノイズ成分に対し
ては、各々低域通過フィルタおよび高域通過フィルタを
用いることにより、血液の低周波インピーダンス測定と
高周波インピーダンス測定の干渉を防ぎ、各々の正確な
値を得ることが可能となる。
また低周波において電流ILは血球の細胞膜を容易に通
過することができない。このため、血球の配向などによ
り血液インピーダンスに異方向性が生ずるが、本実施例
の低周波インピーダンス測定器20は、４電極法を用いて
血液の流れに対し斜め方向のインピーダンスを血液の低
周波インピーダンスとして測定している。
過することができない。このため、血球の配向などによ
り血液インピーダンスに異方向性が生ずるが、本実施例
の低周波インピーダンス測定器20は、４電極法を用いて
血液の流れに対し斜め方向のインピーダンスを血液の低
周波インピーダンスとして測定している。
従って、前記血球の配向などに起因した血液インピー
ダンスの異方向性の影響をほとんど受けることなく、そ
の測定を正確に行うことが可能となる。
ダンスの異方向性の影響をほとんど受けることなく、そ
の測定を正確に行うことが可能となる。
ヘマトクリットの演算装置40は、前記各測定器20およ
び30を用いて測定される血液のインピーダンスρＬおよ
びρＨに基づき血液のヘマトクリットを演算する装置で
あり、実施例の演算装置40は、除算器41、対数増幅器42
および通常のリニア増幅器43を含む。
び30を用いて測定される血液のインピーダンスρＬおよ
びρＨに基づき血液のヘマトクリットを演算する装置で
あり、実施例の演算装置40は、除算器41、対数増幅器42
および通常のリニア増幅器43を含む。
そして、前記除算器41は、血液の50KHzにおけるイン
ピーダンスρＬに比例する電圧VLを、20MHzにおけるイ
ンピーダンスρＨに比例する電圧VHで割算し、その比、 γ＝VL/VH＝（ρL/ρＨ） を電圧信号として対数増幅器42へ向け出力する。
ピーダンスρＬに比例する電圧VLを、20MHzにおけるイ
ンピーダンスρＨに比例する電圧VHで割算し、その比、 γ＝VL/VH＝（ρL/ρＨ） を電圧信号として対数増幅器42へ向け出力する。
対数増幅器42は、除算器41の出力する信号γを対数lo
geγに変換し、さらにリニア増幅器43は、その値logeγ
をＫ倍し、これをヘマトクリット値 Ht＝Klogeγ として表示器50へ向けて出力する。
geγに変換し、さらにリニア増幅器43は、その値logeγ
をＫ倍し、これをヘマトクリット値 Ht＝Klogeγ として表示器50へ向けて出力する。
ここにおいて、前記リニア増幅器43の増幅率Ｋは、Ｋ
＝88に設定すると好適である。
＝88に設定すると好適である。
測定されたヘマトクリット値を表示する表示器50は、
A/D変換器と表示板とを含み、ヘマトクリット演算装置4
0から出力されるアナログ電圧信号をA/D変換し、このヘ
マトクリット値Htの値、すなわちHt＝88loge（ρL/
ρＨ）の値を％単位で表示板上にデジタル表示する。
A/D変換器と表示板とを含み、ヘマトクリット演算装置4
0から出力されるアナログ電圧信号をA/D変換し、このヘ
マトクリット値Htの値、すなわちHt＝88loge（ρL/
ρＨ）の値を％単位で表示板上にデジタル表示する。
このようにして、実施例によれば、血液流路10内の同
一部位における同一温度の血液の低周波インピーダンス
ρＬおよび高周波インピーダンスρＨを求めているた
め、血液速度や室温の変化、さらには、例えば、電解質
を含んだ薬液を患者の血液に注入したりすることによ
り、急激に血液の温度や血漿中の電解質濃度が変化した
場合においても、血液のヘマトクリット値を正確に測定
することができる。
一部位における同一温度の血液の低周波インピーダンス
ρＬおよび高周波インピーダンスρＨを求めているた
め、血液速度や室温の変化、さらには、例えば、電解質
を含んだ薬液を患者の血液に注入したりすることによ
り、急激に血液の温度や血漿中の電解質濃度が変化した
場合においても、血液のヘマトクリット値を正確に測定
することができる。
さらに、実施例によれば、血液の低周波インピーダン
スρＬと高周波インピーダンスρＨの温度による変化を
互いに打ち消しているため、血液の温度測定や補正のた
めの装置を必要としないため、装置全体の構成を簡単か
つ安価なものとすることが可能になる。
スρＬと高周波インピーダンスρＨの温度による変化を
互いに打ち消しているため、血液の温度測定や補正のた
めの装置を必要としないため、装置全体の構成を簡単か
つ安価なものとすることが可能になる。
第２実施例 ところで、本実施例の抵抗測定セルのように、患者の
血液に直接接触する部材については、ウィルスや細菌等
の感染を防止するため使い捨てとすることが好ましく、
その場合、使い捨て部材を簡素化、低価格化することが
必要であり、このような要求を満足する本発明の第２実
施例を第２図に示した。
血液に直接接触する部材については、ウィルスや細菌等
の感染を防止するため使い捨てとすることが好ましく、
その場合、使い捨て部材を簡素化、低価格化することが
必要であり、このような要求を満足する本発明の第２実
施例を第２図に示した。
なお、ヘマトクリットの演算装置および表示器につい
ては、前記第１実施例と同様に構成することができるの
で記載を省略し、その他についても前記第１実施例と対
応する部材には同一符号を付し、その説明は省略する。
ては、前記第１実施例と同様に構成することができるの
で記載を省略し、その他についても前記第１実施例と対
応する部材には同一符号を付し、その説明は省略する。
本実施例の特徴的事項は、低周波インピーダンス測定
器20および高周波インピーダンス測定器30の一体化され
た抵抗測定セル21に設けた一対の低周波電流供給電極26
a又は26bのうちの１方、電極26bを高周波用電極として
利用し、電極の総数を減少させ抵抗測定セル21の構造を
簡素化したことである。
器20および高周波インピーダンス測定器30の一体化され
た抵抗測定セル21に設けた一対の低周波電流供給電極26
a又は26bのうちの１方、電極26bを高周波用電極として
利用し、電極の総数を減少させ抵抗測定セル21の構造を
簡素化したことである。
すなわち、低周波電流供給電極26a、26bおよび電圧検
出電極27a、27bが絶縁パイプ25上に第１実施例と同様に
配置されているとともに第１実施例での高周波用電極28
bを前記低周波電流供給電極26bと兼用させて設けた。
出電極27a、27bが絶縁パイプ25上に第１実施例と同様に
配置されているとともに第１実施例での高周波用電極28
bを前記低周波電流供給電極26bと兼用させて設けた。
そして前記電極26bおよび28aは、前記高周波定電流源
31および高域通過フィルタ32に接続されており、第１実
施例と同様血液の高周波インピーダンスの測定を行う。
31および高域通過フィルタ32に接続されており、第１実
施例と同様血液の高周波インピーダンスの測定を行う。
以上の構成とすることにより、血液流路10のごく近傍
にて、ほぼ互いに直交する方向に低周波および高周波の
測定電流を流すことができ、互いに干渉することなく血
液の低周波インピーダンスρＬおよび高周波インピーダ
ンスρＨを測定することが可能となる。
にて、ほぼ互いに直交する方向に低周波および高周波の
測定電流を流すことができ、互いに干渉することなく血
液の低周波インピーダンスρＬおよび高周波インピーダ
ンスρＨを測定することが可能となる。
また、本実施例においては、血液の低周波インピーダ
ンスおよび高周波インピーダンス測定に電極26bを兼用
する場合について説明したが、これに限らず、たとえば
電極26aを兼用することも可能である。
ンスおよび高周波インピーダンス測定に電極26bを兼用
する場合について説明したが、これに限らず、たとえば
電極26aを兼用することも可能である。
また、前記各実施例においては、同一場所における低
周波インピーダンス測定及び高周波インピーダンス測定
の干渉を避けるため、低域通過フィルタおよび高通過フ
ィルタを用いたが、第１、第２および第３の本発明は、
これに限るものではなく、例えば、時分割方式により低
周波および高周波測定の干渉を避けることも可能であ
る。
周波インピーダンス測定及び高周波インピーダンス測定
の干渉を避けるため、低域通過フィルタおよび高通過フ
ィルタを用いたが、第１、第２および第３の本発明は、
これに限るものではなく、例えば、時分割方式により低
周波および高周波測定の干渉を避けることも可能であ
る。
また、前記各実施例においては、血液の対外循環流路
においてヘマトクリットを測定する場合の構成を示した
が、本発明はこれに限るものではなく、例えば低周波イ
ンピーダンス測定器および高周波インピーダンス測定器
の形状などを適宜変更して、採血した血液のヘマトクリ
ット測定を行うことも可能である。
においてヘマトクリットを測定する場合の構成を示した
が、本発明はこれに限るものではなく、例えば低周波イ
ンピーダンス測定器および高周波インピーダンス測定器
の形状などを適宜変更して、採血した血液のヘマトクリ
ット測定を行うことも可能である。
第１図は、本発明ヘマトクリット測定装置の第１実施例
を示す説明図、 第２図は、本発明第２実施例におけるヘマトクリット測
定装置の低周波インピーダンス測定器および高周波イン
ピーダンス測定器を示す説明図、 第３図は、従来のヘマトクリット測定装置の構成を示す
説明図である。 1,10……血液流路 2,20……低周波インピーダンス測定器 3,30……高周波インピーダンス測定器 4,40……ヘマトクリット演算装置 5,50……表示器 21……抵抗測定セル 22……低周波定電流源 23……低域通過フィルタ 24,33……交流電圧計 25……円筒状絶縁パイプ 26a,26b……低周波電流供給電極 27a,27b……電圧検出電極 28a,28b……高周波用電極 31……高周波定電流源 32……高域通過フィルタ 41……除算器 42……対数増幅器 43……リニア増幅器
を示す説明図、 第２図は、本発明第２実施例におけるヘマトクリット測
定装置の低周波インピーダンス測定器および高周波イン
ピーダンス測定器を示す説明図、 第３図は、従来のヘマトクリット測定装置の構成を示す
説明図である。 1,10……血液流路 2,20……低周波インピーダンス測定器 3,30……高周波インピーダンス測定器 4,40……ヘマトクリット演算装置 5,50……表示器 21……抵抗測定セル 22……低周波定電流源 23……低域通過フィルタ 24,33……交流電圧計 25……円筒状絶縁パイプ 26a,26b……低周波電流供給電極 27a,27b……電圧検出電極 28a,28b……高周波用電極 31……高周波定電流源 32……高域通過フィルタ 41……除算器 42……対数増幅器 43……リニア増幅器
Claims (2)
- 【請求項１】血液流路と、 該血液流路内の血液のインピーダンスを血球の細胞膜イ
ンピーダンスが血漿あるいは細胞内液のインピーダンス
に比し十分大きな値となる低周波において測定する低周
波インピーダンス測定器と、 該血液流路内の血液のインピーダンスを血球の細胞膜イ
ンピーダンスが血漿あるいは細胞内液インピーダンスに
比し無視しうる小さな値を示す高周波において測定する
高周波インピーダンス測定器と、 血液の低周波インピーダンス及び高周波インピーダンス
からヘマトクリットを求める演算装置とを含み、 血液のヘマトクリット値を連続測定する装置において、 前記低周波インピーダンス測定器は、低周波測定電流を
発生する低周波定電流源、交流電圧計、低域通過フィル
タ及び抵抗測定セルを含み、 前記高周波インピーダンス測定器は、高周波測定電流を
発生する高周波定電流源、交流電圧計、高域通過フィル
タ及び抵抗測定セルを含み、 前記低周波インピーダンス測定器の前記抵抗測定セル
と、前記高周波インピーダンス測定器の前記抵抗測定セ
ルは一体に形成されており、血液流路が形成された絶縁
パイプと、前記絶縁パイプに前記血液流路に面して、一
方の電極を配置し、前記血液流路の中心軸に対し前記一
方の電極の位置の反対側で、かつ該一方の電極の位置か
ら該中心軸方向に一定距離はなれた位置に他方の電極を
配置し、該両電極を前記低周波定電流源に接続した一対
の電流供給電極と、前記電流供給電極のそれぞれの電極
に隣接して配置すると共に前記低域通過フィルタに接続
した一対の電圧検出電極と、 さらに、前記絶縁パイプに該血液流路に面して、前記電
流供給電極の一方の電極側に一方の電極を、前記電流供
給電極の他方の電極側に他方の電極を配置し、該両電極
で前記血液流路中に形成する電流通路を、前記電流供給
電極の両電極で前記血液流路中に形成する電流通路に対
して交叉するようにするとともに前記高周波定電流源お
よび高域通過フィルタに接続した一対の高周波測定電極
と、 よりなることを特徴とするヘマトクリット測定装置。 - 【請求項２】特許請求の範囲（１）に記載の装置におい
て、前記高周波用電極の他の電極を前記電流供給電極の
他の電極と共有したことを特徴とするヘマトクリット測
定装置。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1237760A JP2665806B2 (ja) | 1989-09-13 | 1989-09-13 | ヘマトクリット測定装置 |
| DE69014262T DE69014262T2 (de) | 1989-09-13 | 1990-09-13 | Hämatokritmessvorrichtung. |
| EP90117678A EP0417796B1 (en) | 1989-09-13 | 1990-09-13 | Hematocrit measuring instrument |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1237760A JP2665806B2 (ja) | 1989-09-13 | 1989-09-13 | ヘマトクリット測定装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0399254A JPH0399254A (ja) | 1991-04-24 |
| JP2665806B2 true JP2665806B2 (ja) | 1997-10-22 |
Family
ID=17020045
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1237760A Expired - Fee Related JP2665806B2 (ja) | 1989-09-13 | 1989-09-13 | ヘマトクリット測定装置 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| EP (1) | EP0417796B1 (ja) |
| JP (1) | JP2665806B2 (ja) |
| DE (1) | DE69014262T2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR101613587B1 (ko) | 2014-03-12 | 2016-04-19 | 광주과학기술원 | 혈액의 헤마토크리트 측정 방법 및 장치 |
Families Citing this family (45)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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| US5385846A (en) * | 1993-06-03 | 1995-01-31 | Boehringer Mannheim Corporation | Biosensor and method for hematocrit determination |
| WO1996032883A1 (en) * | 1995-04-20 | 1996-10-24 | Microcor, Inc. | Method and apparatus for noninvasively determining hematocrit |
| ES2143911B1 (es) * | 1997-03-06 | 2000-12-01 | Nte Sa | Metodo y aparato para medir la concentracion y composicion de biomasa. |
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| US7390667B2 (en) | 1997-12-22 | 2008-06-24 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | System and method for analyte measurement using AC phase angle measurements |
| US8071384B2 (en) | 1997-12-22 | 2011-12-06 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | Control and calibration solutions and methods for their use |
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| WO2003008956A1 (fr) * | 2001-07-18 | 2003-01-30 | Arkray, Inc. | Appareil et dispositif pour analyse |
| SE521208C2 (sv) * | 2001-08-29 | 2003-10-14 | Haemo Wave Ab | System och förfarande för blodanalys |
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