JP5026558B2 - 血液透析装置 - Google Patents

Description

本発明は、血液透析装置に関する。

図９は、従来からの血液透析装置の一例を示す概略構成図である。図９に示すように、血液透析装置は、主に、体外循環装置７１と、透析器７６と、制御装置７７と、血液回路７９と、透析回路８１とを備えている。図９の例では、透析器７６は、中空糸型のダイアライザーである。

体外循環装置７１は、主に、患者３０から脱血した血液を体外循環させるための血液ポンプ７３と、透析液の供給及び排出を行う透析液ポンプ７５と、患者３０から脱血した血液に対して除水を行う除水ポンプ７４と、圧力検知部７２とを有している。図９の例では、透析液ポンプ７５は複式ポンプであり、給液側ポンプ（図示せず）と排液側ポンプ（図示せず）とを備えている。

また、図９の例では、血液回路７９と透析液回路８１とで、一つの流体系が構成されている。血液ポンプ７３は血液回路７９上に設けられている。また、透析ポンプ７５においては、透析液回路８１の給液ライン上に給液側ポンプが設けられており、排液ライン上に排液側ポンプが設けられている。

更に、透析器７６は血液回路７９及び透析液回路８１の両方に接続されている。このため、体外循環装置７１を稼動すれば、患者３０から取り出された血液は、透析器７６に送られ、透析器７６において透析膜を介して透析液に接触し、浄化される。浄化された血液は、患者３０に返血される。また、体外循環装置７１において、除水ポンプ７４を稼動させれば、血液から余剰な水分が除去され、患者３０の血液量は適正な値となる。

また、図９に示す透析装置においては、透析器７６の血液入口側には圧力センサ７８が設けられている。また、透析器７６の透析液出口側には圧力センサ８０が設けられている。圧力センサ７８及び８０は、後述するように、内部濾過流量のシミュレーションを実施するために利用される。

圧力センサ７８及び８０それぞれからは、血液又は透析液の圧力に応じたアナログ信号が、圧力検知部７２へと出力される。圧力検知部７２は、圧力センサ７８及び８０から出力された信号をデジタル信号に変換し、得られたデジタル信号を制御装置７７に入力する。制御装置７７は、入力されたデジタル信号に基づいて、透析器７６の血液入口側、及び透析液出口側の２箇所の圧力値を算出する。

但し、上記２箇所の圧力測定点における圧力は時間と共に変動しており、上記２箇所の圧力測定点においては圧力波形が観測される。よって、図９の例では、制御装置７７は、入力されたデジタル信号から圧力波形を求め、この圧力波形を平均化して得られた値を圧力値として算出している。

このように、図９に示す透析装置においては、透析器７６の血液入口側、及び透析液出口側の２箇所の圧力が測定される。なお、血液出口側、及び透析液入口側についても、つまり４箇所の圧力が測定される場合もある（例えば、特許文献１参照。）。また、測定された圧力は、透析器７６における内部濾過流量のシミュレーションに利用される。

内部濾過流量のシミュレーションは、透析効率や、透析器７６の内部濾過による透析液の逆濾過を評価するために行われる（例えば、非特許文献１及び２参照）。近年の透析器においては、透水性能が向上している反面、内部濾過が生じ易くなっているため、内部濾過流量のシミュレーションは重要である。

また、内部濾過流量のシミュレーションは以下の手順で行われる（例えば、特許文献１、非特許文献１及び非特許文献３参照。）。先ず、透析器７６の血液の流れ方向における任意の位置をｘとして、血液側圧力、透析液側圧力、血液流量及び透析液流量それぞれについて微分方程式がたてられる。次に、これらの微分方程式を数値解析的に解くことで、透析器７６における圧力分布及び流速分布が得られる。

この後、解析結果に基づいて、オペレータによる血液流量や透析液流量等の調節が行われる。よって、患者への負担が軽減され、患者が危険な状態となるのが回避される。このように、内部濾過流量のシミュレーションにおける結果の信頼性向上の点から、圧力を正確に測定することは重要である。

特開２００３−１１６９８５号公報

日本ＨＤＦ研究会編、「ＨＤＦ療法ハンドブック」、南江堂、２０００年、ｐ．１６９ 竹澤真吾編、「血液透析スタッフのための新しいハイパフォーマンスダイアライザー」、東京医学社、１９９８年 佐藤威、他８名（日本透析医学会学術委員会血液浄化器の機能検討小委員会）、「各種の血液浄化法の機能と適応−血液浄化器の性能評価法と機能分類」、日本透析医学会雑誌、日本透析医学会、１９９６年、第２９巻、第８号、ｐ.１２３１−１２４５

しかしながら、上記図９に示した従来の透析装置のように、血液ポンプや透析液ポンプ等の送液装置が複数設置された流体系を有する装置においては、各送液装置の圧力が相互に影響し合うことになるため、制御装置７７で得られる各測定点の圧力波形は複雑な形状となる。

例えば、単独の血液ポンプが設けられただけの流体系であれば、単一の周波数成分（減衰成分を含む。）から構成される単純な圧力波形が観測されるが、複数の送液装置が設けられた流体系においては、各送液装置における圧力変動の周波数成分が異なるため、各測定点において観測される圧力波形は、各送液装置における圧力変動の周波数成分が混合した複雑な波形となる。

つまり、血液側圧力においては透析液側の圧力の影響を受けており、逆に透析液側の圧力においては血液側の圧力の影響を受けていることから、各測定点の正確な圧力が得られず、内部濾過流量のシミュレーションにおいて重要な微分方程式が不正確なものとなってしまう。このため、従来の透析装置においては、内部濾過流量のシミュレーションによる正確な評価ができないという問題がある。

また、例えば、血液浄化装置を用いた持続的血液浄化療法のように、装置を長時間稼動させて長時間の治療を実施する場合は、治療中に、濾過膜に目詰まりが生じて、膜間圧力差が上昇することがある。このような目詰まりが生じると、血液浄化が十分に行えず、患者の生命に重大な危機を招いてしまう。

このため、長時間の治療を行う場合においては、濾過膜（半透膜）の目詰まりを正確に判定するため、治療中に膜間圧力差を算出することが求められる。膜間圧力差は、血液浄化器の血液入口側、血液出口側、濾過液出口側の３箇所の圧力から算出できることから、装置においては、この３箇所に圧力センサを設ける必要がある。

しかしながら、上述した透析装置の場合と同様に、この場合においても、装置を稼動した状態で正確な圧力測定を行うことは困難である。よって、持続的血液浄化療法を実施しながら、正確な膜間圧力差を算出することも困難である。このため、従来の装置によって持続的血液浄化療法を実施する場合は、膜間圧力差の測定の度に、血液ポンプや補充液ポンプ等を停止して治療を中断する必要がある。

本発明は、上記問題を解消し、複数の送液装置を備えた流体系における各送液装置による圧力を正確に測定し得る血液透析装置を提供することを目的とする。

本発明にかかる血液透析装置は、透析膜を介して血液と透析液を接触させる透析器と、脱血した血液を前記透析器へと送る脱血ライン、及び前記透析器から出た血液を返血する返血ラインとで構成された血液回路と、透析液を前記透析器へと送る給液ライン、及び前記透析器から前記透析液を排出する排液ラインとで構成された透析液回路と、前記脱血ライン上に配置され血液を前記透析器を通して体外循環させる血液ポンプと、前記給液ライン上に配置され前記透析液を前記透析器へと送る給液側ポンプ、及び前記排液ライン上に配置され前記透析器から前記透析液を排出する排液側ポンプを有する透析液ポンプと、前記排液ライン上の前記排液側ポンプにおける入口側と出口側とを結ぶバイパス上に設けられた除水ポンプと、前記透析器の血液入口側、血液出口側、透析液入口側、透析液出口側のそれぞれの圧力測定点に設けられた第１〜第４圧力センサとを備える。

上記目的を達成するために本発明にかかる血液透析装置は、前記第１〜第４圧力センサの出力信号から前記圧力測定点における圧力波形を算出する第１圧力波形算出部と、前記圧力波形から周波数スペクトルを算出する周波数スペクトル算出部と、前記血液ポンプ、前記給液側ポンプ、前記排液側ポンプ、及び前記除水ポンプに各々設けられ前記各ポンプの回転を検知する回転検知センサと、前記回転検知センサの各々の出力信号から前記各ポンプの回転数を検出し、検出した回転数から前記各ポンプの周波数を算出することによりノイズ成分となる周波数帯を特定し、前記周波数スペクトルから、前記ノイズ成分となる周波数帯を除去するフィルター部と、前記ノイズ成分となる周波数帯が除去された前記周波数スペクトルから圧力波形を算出する第２圧力波形算出部とを更に備え、前記フィルター部は、前記周波数スペクトルが前記透析器の血液入口側又は血液出口側に設けた前記圧力センサからの信号に基づくものであれば、前記除水ポンプの周波数を含む周波数帯、及び前記透析液ポンプの周波数を含む周波数帯をノイズ成分と特定し、前記周波数スペクトルが前記透析器の透析液出口側に設けた前記圧力センサからの信号に基づくものであれば、前記血液ポンプの周波数を含む周波数帯をノイズ成分と特定し、前記周波数スペクトルが前記透析器の透析液入口側に設けた前記圧力センサからの信号に基づくものであれば、前記血液ポンプの周波数を含む周波数帯、及び前記除水ポンプの周波数を含む周波数帯とをノイズ成分と特定することを特徴とする。

本発明にかかる血液透析装置によれば、複数の送液装置を備えた流体系における各送液装置による圧力を正確に測定することが可能となる。

このため、血液透析装置の内部濾過流量のシミュレーションにおける結果の信頼性を向上できる。よって、内部濾過に伴う溶質除去特性をリアルタイムで正確に把握することが可能となり、透析効率の向上や安全性の向上、更には透析時間の短縮を図ることができる。

本発明の実施の形態１における圧力測定装置の構成と圧力測定装置が組み込まれた透析装置の構成とを示す図である。 本発明の実施の形態１における圧力測定方法及び圧力測定装置の動作を示すフロー図である。 第１圧力波形算出部によって算出された圧力波形の一例を示す図である。 周波数スペクトル算出部によって算出された周波数スペクトルの一例を示す図である。 フィルター部によってノイズ成分となる周波数帯が除去された周波数スペクトルの一例を示す図である。 第２圧力波形算出部によって算出された圧力波形の一例を示す図である。 本発明の実施の形態２における圧力測定装置の構成と圧力測定装置が組み込まれた人工心肺装置の構成とを示す図である。 本発明の実施の形態３における圧力測定装置の構成と圧力測定装置が組み込まれた血液浄化装置の構成とを示す図である。 従来からの血液透析装置の一例を示す概略構成図である。

図１に示す透析装置は、体外循環装置１１、透析器１６、制御装置１７、血液回路２２、及び透析液回路２３を備えている。図１の例において、血液回路２２と透析液回路２３とによって一つの流体系が構成されている。

血液回路２２は、患者３０から脱血した血液を透析器１６へと送る血液脱血ライン２２ａと、透析器１６から出た血液を患者３０に返血する血液返血ライン２２ｂとで構成されている。透析液回路２３は、透析液を透析器１６へと送る給液ライン２３ａと透析液を透析器１６から排出する排液ライン２３ｂとで構成されている。

血液回路２２及び透析液回路２３は、共に透析器１６に接続されている。よって、透析器１６において、血液回路２２を通る患者３０の血液と、透析液回路２３を通る透析液とは、透析器１６の透析膜を介して接触する。このため、透析器１６において血液は透析され、浄化される。

なお、図１の例では、透析器１６は透析膜が中空糸で形成された中空糸型のダイアライザーである。また、本発明において透析器１６の種類は中空糸型に限定されるものではなく、積層型、コイル型であっても良い。

また、体外循環装置１１は、血液ポンプ１３と、除水ポンプ１４と、透析液ポンプ１５とを備えている。血液ポンプ１３はローラーポンプであり、血液脱血ライン２２ａ上に配置されている。血液ポンプ１３の稼動により、患者３０から脱血した血液は透析器１６を通って体外循環する。

透析液ポンプ１５は、透析液回路２３上に配置されている。透析液ポンプ１５は内部にプランジャ（図示せず）を備えた複式ポンプであり、給液側ポンプ（図示せず）と排液側ポンプ（図示せず）とを備えている。また、給液側ポンプは給液ライン２３ａ上に配置されており、排液側ポンプは排液ライン２３ｂ上に配置されている。透析液ポンプ１５において、給液側ポンプを通過する流量と排液側ポンプを通過する流量とは常に同一となる。

除水ポンプ１４は、排液ライン２３ｂ上の排液側ポンプにおける入口側と出口側とを結ぶバイパス２４上に設けられている。除水ポンプ１４を稼動すると、透析器１６において濾過が生じ、患者３０の血液から余剰な水分が除水される。

このように、図１に示す透析装置においても、背景技術において図９に示した透析装置と同様に、一つの流体系に複数の送液装置（血液ポンプ１３、除水ポンプ１４及び透析液ポンプ１５）が備えられている。また、図１に示す透析装置には、透析器１６の血液入口側、血液出口側、透析液入口側、透析液出口側のそれぞれに、圧力センサ１８、１９、２０及び２１が設けられており、この４箇所において圧力測定が行なわれる。

図１の例において、圧力センサ１８〜２１それぞれからは、血液又は透析液の圧力に応じたアナログ信号が、圧力検知部１２へと出力される。更に、圧力検知部１２は、圧力センサ１８〜２１から出力されたアナログ信号をデジタル信号に変換し、得られたデジタル信号を制御装置１７へと出力する。

また、図１の例に示す透析装置では、背景技術において図９に示した透析装置と異なり、本実施の形態１にかかる圧力測定装置１が制御装置１７に組み込まれている。圧力測定装置１は、第１圧力波形算出部２と、周波数スペクトル算出部３と、フィルター部４と、第２圧力波形算出部４とを備えている。圧力検知部１２が出力したデジタル信号は第１圧力波形算出部２に入力される。

第１圧力波形算出部２は、圧力検知部１２が出力したデジタル信号から、各圧力測定点における圧力波形を算出し、これを周波数スペクトル算出部３に出力する。このとき得られた各圧力測定点における圧力波形は、血液ポンプ１３、除水ポンプ１４及び透析液ポンプ１５の影響を受けた複雑な形状となっている。

周波数スペクトル算出部３は、第１圧力波形算出部２が出力した圧力波形から周波数スペクトルを算出し、これをフィルター部３に出力する。本実施の形態１においては、周波数スペクトルの算出は、第１圧力波形算出部２が出力した圧力波形を高速フーリエ変換等のフーリエ変換することによって行っている。なお、フーリエ変換の具体的な方法は、例えば、田代嘉宏著、応用数学要論シリーズ１「ラプラス変換とフーリエ解析要論」、森北出版、１９７７年発行に記載されている。

フィルター部４は、ノイズ成分となる周波数帯を特定し、周波数スペクトル算出部３が出力した周波数スペクトルから、ノイズ成分となる周波数帯の除去を行う。また、フィルター部４は、ノイズ成分となる周波数帯の除去された周波数スペクトルを第２圧力波形算出部５に出力する。

本実施の形態１においては、フィルター部４によるノイズ成分となる周波数帯の特定は、血液ポンプ１３、除水ポンプ１４、透析液ポンプ１５の給液側ポンプ及び排液側ポンプの回転数を特定する情報（以下「回転数情報」という。）に基づいて行なわれている。

具体的には、図１に示すように、各ポンプにはポンプの回転を検知するセンサ（図示せず）が取り付けられており、各ポンプに取り付けられたセンサから出力された信号（回転数情報）はフィルター部４に入力される。よって、フィルター部４は、先ず、各ポンプから入力された信号から各ポンプの回転数を検出し、検出した回転数から各ポンプの周波数を算出する。なお、各ポンプの周波数の算出は、例えば、添田喬、他共著、理工学基礎シリーズ「振動工学の基礎」、日新出版、１９８９年発行に基づいて行なわれている。

次に、フィルター部４は、例えば、周波数スペクトルがセンサ１８（透析器１６の血液入口側）又はセンサ１９（透析器１６の血液出口側）からの信号に基づくものであれば、除水ポンプ１４の周波数を含む周波数帯と、透析液ポンプ１５の周波数を含む周波数帯とをノイズ成分と判断する。

また、フィルター部４は、周波数スペクトルがセンサ２０（透析器１６の透析液出口側）からの信号に基づくものであれば、血液ポンプ１３の周波数を含む周波数帯をノイズ成分と判断する。

更に、フィルター部４は、周波数スペクトルがセンサ２１（透析器１６の透析液入口側）に基づくものであれば、血液ポンプ１３の周波数を含む周波数帯と、除水ポンプ１４の周波数を含む周波数帯とをノイズ成分と判断する。

ノイズ成分となる周波数帯が特定できると、フィルター部４は、各周波数スペクトルに対して、特定されたノイズ成分となる周波数帯の除去を行う。本実施の形態１において、ノイズ成分として特定された周波数帯の周波数スペクトルからの除去は、例えば、浜田望著、「信号処理」、オーム社、１９９５年発行に記載の信号処理に基づいて行われている。

第２圧力波形算出部５は、ノイズ成分となる周波数帯が除去された周波数スペクトルから圧力波形を算出する。本実施の形態１においては、第２圧力波形算出部５による圧力波形の算出は、ノイズ成分となる周波数帯が除去された周波数スペクトルを逆フーリエ変換することによって行われている。なお、逆フーリエ変換の具体的な方法も、上述した田代嘉宏著、応用数学要論シリーズ１「ラプラス変換とフーリエ解析要論」、森北出版、１９７７年発行に記載されている。

また、第２圧力波形算出部５は、得られた圧力波形に基づいて、最終的な圧力値を算出することもできる。最終的な圧力値の算出方法としては、例えば、圧力波形を平均化する方法が挙げられる。算出された各測定点における圧力波形又は圧力値は、制御装置１７の記憶装置（図示せず）へと出力され、この記憶装置に記憶される。制御装置１７は、記憶装置に記憶された圧力波形又は圧力値を読み出して内部濾過流量のシミュレーションを行う。結果は表示装置（図示せず）によって表示される。

なお、本実施の形態１においては、内部濾過流量の算出を行うこともできる。具体的には、制御装置１７は、先ず、第２圧力波形算出部５によって算出された圧力波形に基づいて、μｓ単位で内部濾過シミュレーションを行う。次に、この結果に基づいて、時間軸に対して内部濾過流量を積算する。

なお、本実施の形態１においては、圧力波形又は圧力値の算出は、透析器１６の血液入口側、血液出口側、透析液入口側、及び透析液出口側の４箇所で行われているが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、内部濾過流量のシミュレーションのみを行うのであれば、血液入口側と透析液出口側との２箇所の圧力波形又は圧力値を算出すれば良い。また、この場合は、圧力センサも血液入口側と透析液出口側との２箇所にのみ設ければ良い。

また、本実施の形態１においては、体外循環装置１１と、圧力測定装置１が組み込まれた制御装置１７とが別々の装置で構成された例について説明しているが、圧力測定装置１が組み込まれた制御装置１７は体外循環装置１１に組み込まれていても良い。また、本実施の形態１においては、圧力測定装置１が制御装置１７に組み込まれた例について説明しているが、圧力測定装置１と制御装置１７とは別体であっても良い。また、制御装置１７と体外循環装置１１とが一体的に構成されており、圧力測定装置１はこれらと別体となった構成であっても良い。

次に、本発明の実施の形態１における圧力測定方法について図２〜図６を用いて説明する。但し、本実施の形態１にかかる圧力測定方法は、図１に示した本実施の形態１における圧力測定装置を動作させることによって実施される。このため、以下において、本実施の形態１における圧力測定装置の動作を、適宜図１を参酌しながら説明することによって、本実施の形態１における圧力測定方法を説明する。

図２は、本発明の実施の形態１における圧力測定方法及び圧力測定装置の動作を示すフロー図である。図２の例では、透析装置による血液透析（体外循環）と平行して、圧力測定が行われている。よって、透析装置による血液透析が開始された後に、以下に示すステップＳ１〜ステップＳ９は実行される。

最初に、図２に示すように、第１圧力波形算出部２は、圧力測定点の選択がなされているかどうかを判断する（ステップＳ１）。具体的には、制御装置１７から、選択された圧力測定点を通知する選択信号の入力があったかどうかを判断する。選択信号は、例えば、透析装置のオペレータが制御装置１７に圧力測定点を指示した場合、つまり、制御装置１７によって内部濾過流量のシミュレーションが行われる場合に入力される。

圧力測定点の選択がなされていない場合は、圧力測定装置１は待機状態となる。一方、圧力測定点の選択がなされている場合は、第１圧力波形算出部２は、選択された圧力測定点の圧力センサ（圧力センサ１８〜２１のいずれか又は全部）から出力され、圧力検知部１２によってデジタル変換された信号から、圧力波形を算出する（ステップＳ２）。なお、圧力波形の算出は、選択された圧力測定点毎に行われている。算出された圧力波形は、周波数スペクトル算出部３に出力される。

図３は、第１圧力波形算出部２によって算出された圧力波形の一例を示す図である。図３に示すように、圧力センサから出力された信号に基づいて圧力波形を算出した場合は、背景技術においても説明したように、圧力波形は複雑な形状となる。これは、血液透析中においては、血液ポンプ１３、透析液ポンプ（給液側ポンプ及び排液側ポンプ）１５、及び除水ポンプ１４が稼動するため、各圧力測定点においては、これらの影響を受けるためである。

次に、周波数スペクトル算出部３は、第１圧力波形算出部２が出力した圧力波形をフーリエ変換して周波数スペクトルを算出する（ステップＳ４）。また、周波数スペクトル算出部３は、算出された周波数スペクトルをフィルター部４に出力する。図４は、周波数スペクトル算出部３によって算出された周波数スペクトルの一例を示す図である。図４に示す周波数スペクトルから分るように、Ａ、Ｂ、Ｃ、Ｄ、Ｅの５つのピークが観測される。

次に、フィルター部４は、各ポンプに取り付けられたセンサからの信号から、各ポンプの回転数を検出し、検出した回転数から各ポンプの周波数を算出する（ステップＳ４）。ステップＳ４の実施により、図４に示す各ピークが何を示しているかが判明する。

なお、図４において、Ａは血液ポンプ１３におけるローラの回転周期（約２秒）から算出された周波数のピーク（約０．５Ｈｚ）を示している。Ｂは、透析液ポンプ１５のプランジャの往復周期（約１．７秒）から算出された周波数の低周波成分のピーク（約０．６Ｈｚ）を示している。

また、Ｃは、血液ポンプ１３における吐出周期（約１秒）から算出された周波数のピーク（約１．０Ｈｚ）を示している。Ｄ及びＥは、透析液ポンプ１５のプランジャの往復周期（約１．７秒）から算出された周波数の高周波成分のピーク（Ｄ：約１．２Ｈｚ、Ｅ：約１．８Ｈｚ）を示している。

次に、フィルター部４は、選択された圧力測定点毎にノイズの原因となるポンプを特定することによって、ノイズ成分となる周波数を特定する（ステップＳ５）。更に、フィルター部４は、特定された周波数を含む周波数帯を、ステップＳ３で得られた周波数スペクトルから除去する（ステップＳ６）。

図５は、フィルター部４によってノイズ成分となる周波数帯が除去された周波数スペクトルの一例を示す図である。図５の例では、図４に示した周波数スペクトルから、Ｂ、Ｄ、Ｅのピークを含む周波数帯が除去されている。つまり、血液ポンプ１３の周波数成分以外は除去されている。ノイズ成分となる周波数帯が除去された周波数スペクトルは、第２圧力波形算出部５へと出力される。

次に、第２圧力波形算出部５は、ノイズ成分となる周波数帯が除去された周波数スペクトルに対して逆フーリエ変換を行って圧力波形を算出する（ステップＳ７）。また、図示していないが、第２圧力波形算出部５は、オペレータからの指示があった場合は、圧力波形に加え、圧力値の算出も行う。

図６は、第２圧力波形算出部５によって算出された圧力波形の一例を示す図である。図６から分るように、フィルター部４によってノイズ成分が除去されているため、各波が同一形状であって、規則正しく連続した圧力波形が観測される。

次いで、算出された圧力波形は、第２圧力波形算出部５によって、制御装置１７に出力される（ステップＳ８）。また、圧力値が算出されている場合は、算出された圧力値も制御装置１７に出力される。その後、圧力測定装置１においては、体外循環が終了しているかどうかの判断がなされる（ステップＳ９）。体外循環が終了していない場合は、再度ステップＳ１から処理が実行されることになる。一方、体外循環が終了している場合は、圧力測定装置１における処理は終了する。

以上のように、本実施の形態１における圧力測定装置及び圧力測定方法によれば、ポンプ等の送液装置が複数設置された流体系において、ノイズ成分が除去された圧力波形を得ることができる。このため、圧力測定点を通る流体を送液している送液装置のみによる圧力を正確に測定することができる。

この結果、本実施の形態１における圧力測定装置及び圧力測定方法を透析装置に適用した場合は、内部濾過流量のシミュレーションにおける結果の信頼性を向上できる。よって、内部濾過に伴う溶質除去特性をリアルタイムで正確に把握することが可能となり、透析効率の向上や安全性の向上、更には透析時間の短縮を図ることができる。

本実施の形態１における圧力測定装置は、コンピュータに、図２に示すステップＳ１〜Ｓ９を具現化させるプログラムをインストールし、このプログラムを実行することによっても実現することができる。この場合、コンピュータのＣＰＵ（central processing unit）は、第１圧力波形算出部２、周波数スペクトル算出部３、フィルター部４、及び第２圧力波形算出部５として機能し、処理を行う。また、制御装置１７がコンピュータによって実現されている場合であれば、このコンピュータに図２に示すステップＳ１〜Ｓ９を具現化させるプログラムをインストールし、これを実行することによっても、本発明の圧力測定装置を実現することができる。

（実施の形態２）
次に、本発明の実施の形態２における圧力測定装置及び圧力測定方法について、図７を用いて説明する。本実施の形態２においては、圧力測定装置が人口心肺装置に組み込まれた例について説明する。図７は、本発明の実施の形態２における圧力測定装置の構成と圧力測定装置が組み込まれた人工心肺装置の構成とを示す図である。

図７に示す人工心肺装置は、心臓血管手術等の際に、患者３０の心臓３１と肺（図示せず）の機能を一時的に代行するために用いられる。図７に示すように、人工心肺装置は、体外循環装置４１及び制御装置４７を備えている。また、体外循環装置４１は、貯血槽４２、血液ポンプ４３、人工肺４４、圧力検知部４６、及び血液回路４８を備えている。

図７に示す人工心肺装置において、体外循環装置４１を稼動すると、患者３０の大静脈３３から脱血された血液は一旦貯血槽４２に貯えられる。その後、血液ポンプ４３によって人工肺４４に送液される。人工肺４４に送られた血液は、人工肺４４によって酸素化され、その後患者３０の大動脈３２へと返血される。

一般に、人工心肺装置においては、図７に示すように患者３０の大静脈３３から貯血槽４２へと血液を脱血する必要がある。この脱血の主な方法としては、落差脱血法、ポンプ脱血法、及び陰圧脱血法があり、図７に示す人工心肺装置においては、このうち陰圧脱血法が適用される。

陰圧脱血法が図７に示す人工心肺装置に適用される場合は、貯血槽４２に陰圧ポンプ（図示せず）が配置される。更に、このような陰圧ポンプを配置する場合は、陰圧ポンプと貯血槽４２とを結ぶラインの閉塞によって生じる貯血槽内の圧力上昇を未然に防止するため、貯血槽４２の内部の圧力を測定する必要がある。

従って、図７に示す人工心肺装置においては、貯血槽４２の内部の圧力を測定する圧力センサ４５が貯血槽４２に設けられており、圧力センサ４５から圧力検知部４６へと信号が出力される。圧力検知部４６は、実施の形態１において図１を用いて示した透析装置の圧力検知部４６と同様のものであり、圧力センサ４５が出力したアナログ信号をデジタル信号に変換して制御装置４７へと出力する。

ところで、図７に示す人工心肺装置においては、術野で出血した血液を吸引するため、吸引ポンプ４９及び吸引回路５０が設けられている。また、吸引回路５０の患者３０の反対側は、貯血槽４２に接続されている。このため、図７に示す人工心肺装置においては、吸引ポンプ４９による圧力変動によって貯血槽４２内の圧力が変動するため、圧力検知部４６の変換したデジタル信号から得られる圧力波形は複雑な形状となり、貯血槽４２内の圧力を正確に測定することは困難になる。

しかしながら、図７に示す人工心肺装置においては、制御装置４７に、本実施の形態２における圧力測定装置１が組み込まれている。また、本実施の形態２における圧力測定装置１も、実施の形態１における圧力測定装置と同様に、第１圧力波形算出部２と、周波数スペクトル算出部３と、フィルター部４と、第２圧力波形算出部５とを備えている。

更に、吸引ポンプ４９には、吸引ポンプ４９の回転を検知するセンサが取り付けられており、センサから出力された信号（回転数情報）がフィルター部４に入力されるようになっている。また、同様に、血液ポンプ４３にも、血液ポンプ４３の回転を検知するセンサが取り付けられており、センサから出力された信号（回転数情報）がフィルター部４に入力されるようになっている。

このため、本実施の形態２においては、圧力検知部４６からデジタル変換された信号が圧力装置装置１に入力されると、実施の形態１と同様に、先ず、第１圧力波形算出部２によって圧力波形が算出される。次に、周波数スペクトル算出部２によって、この圧力波形のフーリエ変換が行われて周波数スペクトルが算出される。

次いで、フィルター部４によって、吸引ポンプ４９及び血液ポンプ４３の周波数が算出され、この算出された周波数を含む周波数帯がノイズ成分として特定され、周波数スペクトルからノイズ成分となる周波数帯が除去される。次に、第２圧力波形算出部５によって、ノイズ成分となる周波数帯が除去された周波数スペクトルの逆フーリエ変換が行われて、圧力波形が算出される。その後、第２圧力波形算出部５によって、算出された圧力波形が出力される。なお、本実施の形態２においても、第２圧力波形算出部５は圧力値の算出を行うことができる。

このように、本実施の形態２によれば、貯血槽４２内の圧力波形又は圧力値として、吸引ポンプ４９の圧力変動による影響が除去された圧力波形又は圧力値を得ることができる。よって、本実施の形態２における圧力測定装置及び圧力測定方法を人工心肺装置に適用した場合は、貯血槽４２内の圧力波形又は圧力値を正確に測定できるため、患者３０からの脱血状況を正確に把握することができる。このため、本実施の形態２によれば、開心手術において、安全な体外循環が実施できる。

（実施の形態３）
次に、本発明の実施の形態３における圧力測定装置及び圧力測定方法について、図８を用いて説明する。本実施の形態３においては、圧力測定装置が血液浄化装置に組み込まれた例について説明する。また、本実施の形態３に示す血液浄化装置においては、持続的血液浄化療法が実施される。このため、安全な血液浄化（濾過）を行うため、本実施の形態３においては、膜間圧力差の算出が行われる。

図８は、本発明の実施の形態３における圧力測定装置の構成と圧力測定装置が組み込まれた血液浄化装置の構成とを示す図である。図８に示す血液浄化装置は、体外循環装置５１、血液浄化器５６、制御装置５７、補液回路６１、血液回路６２及び濾過液排出回路６３を備えている。図８に示す血液浄化装置では、補液回路６１、血液回路６２及び濾過液排出回路６３によって一つの流体系が構成されている。

体外循環装置５１は、圧力検知部５２、血液ポンプ５３、ろ液ポンプ５４、及び補充液ポンプ５５を備えている。血液ポンプ５３、ろ液ポンプ５４及び補充液ポンプ５５は全てローラーポンプである。また、血液ポンプ５３は血液回路６２上に、ろ液ポンプ５４は濾過液排出回路６３上に、補充液ポンプ５５は補液回路６１上に配置されている。

血液回路６２は、患者３０から脱血した血液を、血液浄化器５６を介して体外循環させるための回路である。また、血液回路６２は、患者３０から脱血した血液を血液浄化器５６へと送る血液脱血ライン６２ａと、血液浄化器５６によって濾過された血液を患者３０に返血する血液返血ライン６２ｂとで構成されている。また、血液ポンプ５３は、血液脱血ライン６２ａ上に備えられており、血液ポンプ５３の稼動により、血液は血液浄化器５６へと送られる。

血液浄化器５６に送られた血液は、血液浄化器５６に備えられた半透膜（図示せず）によって濾過される。この濾過によって生じた濾過液は、ろ液ポンプ５４により、濾過液排出回路６３を介して排出される。また、血液返血ライン６２ｂには、補液回路６１が接続されている。よって、補充液ポンプ５５を稼動すると、血液浄化器５６によって濾過された血液に対して補液が行われる。

なお、図８に示す血液浄化装置において、体外循環装置５１は、通常、ろ液ポンプ５４の流量が、補充液ポンプの流量と単位時間当たりの血液からの除水量との和に等しくなるように、ろ液ポンプ５４及び補充液ポンプ５５の制御を行っている。

また、図８に示すように、本実施の形態３においては、膜間圧力差を算出するため、３箇所において圧力測定が行なわれる。具体的には、血液浄化器５６の血液入口側、血液出口側、及び濾過液出口側のそれぞれに、圧力に応じてアナログ信号を出力する圧力センサ５８、５９及び６０が設けられている。圧力検知部５２は、実施の形態１において図１に示した圧力検知部１２と同様のものであり、圧力センサ５８〜６０から出力されたアナログ信号をデジタル信号に変換し、得られたデジタル信号を制御装置５７へと出力する。

このように、図８に示す血液浄化装置においても、実施の形態１に示した透析装置と同様に、一つの流体系に複数の送液装置（血液ポンプ５３、ろ液ポンプ５４及び補充液ポンプ５５）が備えられている。従って、実施の形態１及び２と同様に、図８に示す血液浄化装置においても、各測定点における圧力波形は複雑な形状となる。

このため、本実施の形態３においても、制御装置５７には、実施の形態１において図１に示した制御装置１７と同様に、圧力測定装置１が備えられている。また、本実施の形態３における圧力測定装置１も、実施の形態１における圧力測定装置と同様に、第１圧力波形算出部２と、周波数スペクトル算出部３と、フィルター部４と、第２圧力波形算出部５とを備えている。

更に、血液ポンプ５３、ろ液ポンプ５４及び補充液ポンプ５５それぞれには、ローラの回転を検知するセンサ（図示せず）が取り付けられており、センサから出力された信号（回転数情報）がフィルター部４に入力されるようになっている。

従って、本実施の形態３においても、圧力検知部５２から、デジタル変換された信号が圧力装置装置１に入力されると、実施の形態１と同様に、先ず、第１圧力波形算出部２によって圧力波形が算出される。次に、周波数スペクトル算出部２によって、この圧力波形のフーリエ変換が行われて周波数スペクトルが算出される。

次いで、フィルター部４によって、血液ポンプ５３、ろ液ポンプ５４及び補充液ポンプ５５の周波数が算出される。更に、この算出された周波数を含む周波数帯がノイズ成分として特定され、周波数スペクトルからノイズ成分となる周波数帯が除去される。次に、第２圧力波形算出部５によって、ノイズ成分となる周波数帯が除去された周波数スペクトルの逆フーリエ変換が行われて、圧力波形が算出される。その後、第２圧力波形算出部５によって、算出された圧力波形が出力される。なお、本実施の形態３においても、第２圧力波形算出部５は圧力値の算出を行うことができる。

このように、本実施の形態３によれば、血液浄化器５６の血液入口側、血液出口側、及び濾過液出口側それぞれの圧力波形として、圧力変動による影響（ノイズ成分）が除去された圧力波形を得ることができる。よって、圧力測定点を通る流体を送液している送液装置のみによる圧力を正確に測定することができる。

このため、図８に示した血液浄化装置によれば、持続的血液浄化療法を中止することなく、治療を継続しながら、正確な膜間圧力差を算出できる。よって、半透膜の目詰まりを正確に判定できるため、治療の安全性の向上を図ることができる。更に、膜間圧力差の算出の度に、治療を中断することが回避されるので、患者への負担を軽減できる。

図１に示した透析装置によって血液透析を行いながら、実施の形態１における圧力測定装置及び圧力測定方法を用いて、透析器６における血液入口側の圧力［ｍｍＨｇ］を測定した。但し、測定条件は、血液流量を２００［ｍＬ/ｍｉｎ］、透析液流量を５００［ｍ
Ｌ/ｍｉｎ］、除水流量を１５［ｍＬ/ｍｉｎ］、測定時間を６０［秒］に設定した。結果を表１に示す。なお、測定条件の設定は、上述した非特許文献３に記載の「（付記）血液浄化器の評価法」に従って行っている。
（比較例）
比較例として、図１に示した透析装置によって血液透析を行いながら、圧力センサ１８からのデジタル変換された信号をそのまま用いて圧力波形を算出し、これから透析器６における血液入口側の圧力［ｍｍＨｇ］を求めた。なお、測定条件は上記の実施例と同様に設定した。結果を表１に示す。
（参照例）
参照例として、図１に示した透析装置において血液ポンプ１３のみを稼動した状態で、圧力センサ１８からのデジタル変換された信号から圧力波形を算出し、これらから透析器６における血液入口側の圧力［ｍｍＨｇ］を求めた。結果を表１に示す。

表１の結果から分るように、実施例１における圧力測定装置及び圧力測定方法を用いれば、測定された圧力は、平均値、最大値及び最小値のいずれの場合であっても、血液ポンプ１３のみを稼動して測定した場合と近似した値となっている。一方、比較例においては、測定された圧力は、平均値、最大値及び最小値のいずれの場合であっても、血液ポンプ１３のみを稼動した場合よりも１０％以上高くなっている。このことから、本発明によれば、複数の送液装置を備えた流体系において各送液装置が稼動している状態であっても、各送液装置による圧力を正確に測定できる。例えば、血液透析装置に適用すれば、血液透析を継続した状態で、正確な圧力測定を行うことが可能となる。

本発明の血液透析装置は、複数の送液装置を備えた流体系における各送液装置による圧力を正確に測定し得るので、血液を体外循環させる血液透析装置に有用である。

１ 圧力測定装置
２ 第１圧力波形算出部
３ 周波数スペクトル算出部
４ フィルター部
５ 第２圧力波形算出部
１１、４１、５１ 体外循環装置
１２、４６、５２ 圧力検知部
１３、４３、５３ 血液ポンプ
１４ 除水ポンプ
１５ 透析液ポンプ
１６ 透析器
１７、４７、５７ 制御装置
１８、１９、２０、２１、４５、５８、６０ 圧力センサ
２２、４８、６２ 血液回路
２２ａ、６２ａ 血液脱血ライン
２２ｂ、６２ｂ 血液返血ライン
２３ 透析液回路
２３ａ 給液ライン
２３ｂ 排液ライン
２４ バイパス
３０ 患者
３１ 心臓
３２ 大動脈
３３ 大静脈
４２ 貯血槽
４４ 人工肺
４９ 吸引ポンプ
５０ 吸引回路
５４ ろ液ポンプ
５５ 補充液ポンプ
５６ 血液浄化器
６１ 補液回路
６３ 濾過液排出回路

Claims (1)

1. 透析膜を介して血液と透析液を接触させる透析器と、
   脱血した血液を前記透析器へと送る脱血ライン、及び前記透析器から出た血液を返血する返血ラインとで構成された血液回路と、
   透析液を前記透析器へと送る給液ライン、及び前記透析器から前記透析液を排出する排液ラインとで構成された透析液回路と、
   前記脱血ライン上に配置され血液を前記透析器を通して体外循環させる血液ポンプと、
   前記給液ライン上に配置され前記透析液を前記透析器へと送る給液側ポンプ、及び前記排液ライン上に配置され前記透析器から前記透析液を排出する排液側ポンプを有する透析液ポンプと、
   前記排液ライン上の前記排液側ポンプにおける入口側と出口側とを結ぶバイパス上に設けられた除水ポンプと、
   前記透析器の血液入口側、血液出口側、透析液入口側、透析液出口側のそれぞれの圧力測定点に設けられた第１〜第４圧力センサとを備えた血液透析装置において、
   前記第１〜第４圧力センサの出力信号から前記圧力測定点における圧力波形を算出する第１圧力波形算出部と、
   前記圧力波形から周波数スペクトルを算出する周波数スペクトル算出部と、
   前記血液ポンプ、前記給液側ポンプ、前記排液側ポンプ、及び前記除水ポンプに各々設けられ前記各ポンプの回転を検知する回転検知センサと、
   前記回転検知センサの各々の出力信号から前記各ポンプの回転数を検出し、検出した回転数から前記各ポンプの周波数を算出することによりノイズ成分となる周波数帯を特定し、前記周波数スペクトルから、前記ノイズ成分となる周波数帯を除去するフィルター部と、
   前記ノイズ成分となる周波数帯が除去された前記周波数スペクトルから圧力波形を算出する第２圧力波形算出部とを更に備え、
   前記フィルター部は、
   前記周波数スペクトルが前記透析器の血液入口側又は血液出口側に設けた前記圧力センサからの信号に基づくものであれば、前記除水ポンプの周波数を含む周波数帯、及び前記透析液ポンプの周波数を含む周波数帯をノイズ成分と特定し、
   前記周波数スペクトルが前記透析器の透析液出口側に設けた前記圧力センサからの信号に基づくものであれば、前記血液ポンプの周波数を含む周波数帯をノイズ成分と特定し、
   前記周波数スペクトルが前記透析器の透析液入口側に設けた前記圧力センサからの信号に基づくものであれば、前記血液ポンプの周波数を含む周波数帯、及び前記除水ポンプの周波数を含む周波数帯とをノイズ成分と特定することを特徴とする血液透析装置。

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