(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
血液透析血液循環システム内の血液取入ラインに接続された血流センサー手段を備え、上記血液透析血液循環システムは血流を血液供給ラインを通ってシャントの上流位置に供給するようになっていて、上記シャントでは上記供給された血液はシャント血流と混合され、上記循環システムは上記シャント内の下流位置から上記取入ラインを経由して血液を取り除き、上記取り除かれた血液は上記シャント内で血流と混合された供給血液の一部であり、
上記血流センサー手段に接続された記録手段を備え、上記血液供給ラインにインジケータを導入した結果として、上記取り除かれた血液の量を登録し、
上記記録手段に接続された計算機手段を備え、上記取り除かれた血液内のインジケータの量の上記登録から上記シャント血流の流量を計算することを特徴とする心臓血管システムに接続された血液透析のシャント血流を決定するための装置。
【請求項２】
請求項１に記載の装置において、
上記血液透析血液循環システムの血流を記録するために上記システムに接続されると共に、シャント血流の計算の精度を増大させるために上記計算機手段に接続された血流インジケータ手段を更に備えていることを特徴とする装置。
【請求項３】
請求項１に記載の装置において、
上記記録手段は、上記血流センサー手段から上流にインジケータを導入した結果として、上記インジケータの量を登録する手段であると共に、上記シャント血流の計算の精度を増大させる手段を更に含んでいることを特徴とする装置。
【請求項４】
請求項３に記載の装置において、
上記血液透析血液循環システムの血流を記録するために上記システムに接続されると共に、上記シャント血流の計算の精度を増大させるために上記計算機手段に接続された血流インジケータ手段を更に備えていることを特徴とする装置。
【請求項５】
請求項１に記載の装置において、
上記血液透析血液循環システムに接続されると共に、上記シャントに血液を供給する前に上記血液透析血液循環システム内の血液の量を記録する上記記録手段に接続された第２血流センサー手段を更に備え、上記シャント血流の計算の精度を増大させることを特徴とする装置。
【請求項６】
請求項５に記載の装置において、
上記血液透析血液循環システムの血流を記録するために上記システムに接続されると共に、上記シャント血流の計算の精度を増大させるために上記計算機手段に接続された血流インジケータ手段を更に備えていることを特徴とする装置。
【請求項７】
請求項１に記載の装置において、
上記血流センサー手段は、熱センサーと光学センサーと電気インピーダンスセンサーと超音波センサーの内の１つであることを特徴とする装置。
【請求項８】
請求項５に記載の装置において、
上記第２血流センサー手段は、熱センサーと光学センサーと電気インピーダンスセンサーと超音波センサーの内の１つであることを特徴とする装置。
【発明の詳細な説明】
本発明の背景
本発明は腎臓透析プロセスの分野に関し、より詳細には、血液透析中の動静脈シャントの血流と好ましくない再循環を測定するための装置に関する。
透析は、人工的な腎臓が患者の腎臓の機能と置き換わる装置である。血液は、患者の血管系を通って通常の循環を行うために、動脈ラインを経て患者の血管系から移され、透析器に通され、そして静脈ラインを経て患者に戻される。透析患者の大多数は、高い血流の位置に移植された動静脈シャントを持っており、この高血流によって、シャントの動脈側に近い部分から血液を回収し、この回収位置の下流にあるシャントの静脈側近くへ純化された血液を返還することが容易になる。場合によっては、シャントの血塊や狭窄およびその結果生じる血流の減少によって手術が必要になり、これが患者にとって高価であり、かつ圧迫となる。シャント内の低い血流の状況において、あるいは、静脈の流出について何等か他の問題があるならば、静脈返還ラインから新たに透析された血液の一部は、動脈回収ラインに直接流れ、再び濾過される。もしも、この好ましくない直接再循環の程度がかなりひどいと、血液の内の幾らかは繰り返し濾過され、患者に十分な透析を提供するためには、患者の残りの血液は十分に濾過されない。
シャントの血流を測定する方法の一つとして、現在、カラーコード化されたソノグラフィが使用されている。この方法は非常に高価であり、かつ、高度な資格が与えられた専門家による操作を伴う。従って、この測定はほんの希にしか行われず、血流の減少という事態は、手術なしで処理が為されるときは、見逃がされる。
好ましくない直接再循環のための標準試験では、患者が透析している間に、３つの血液サンプルが必要となる。この方法は患者からの血液サンプルを必要とし、看護婦には時間をとらせ、そして高価な実験室を必要とする。概して、透析患者は通常の人々より低いヘマトクリットを持ち、血液を失うことから患者は一層大きな危険にさらされることになり、したがって、これは余り満足の行くものではない。
もう１つの技法は、再循環を量的に検知するために、塩性溶液の静脈への注入を伴い、そして血液の光学的な特性の変化を記録する。この技法は、介入を保証するのに十分な程、再循環が量的に減少されるかという問題については議論の余地を残している。
本発明の概要
本発明は、シャント血流と好ましくない再循環との正確な決定を低コストで供与することによって、前述の方法および技法が遭遇した問題を回避する。
希釈法によって測定された血流Ｑは次式で与えられる（医療生理学のエー・シー・ガイトン（A.C.Guyton）のテキストブック、第６版、287頁、1981年）。
Ｑ＝V/S                               （等式１）
ここで、Ｖは注入されたインディケータの量であり、Ｓは希釈曲線の下降部の面積であって、その曲線の期間中の血液中のインディケータの平均濃度にその曲線の期間を乗じたものに等しい。
希釈曲線は、期間に渡っての血液の物理的パラメータの変化を測定し、その結果得られた変化量を座標上に表すことによって求められる。例えば、測定される血液のパラメータが音速であるならば、血液と異なる音速を持つ塩性溶液のようなインディケータを注入することによって、インディケータがセンサの位置を通過する時に、測定されるパラメータに変化が生じる。インディケータは血液を希釈し、そしてこの希釈の尺度である音速曲線を生み出す。塩性溶液の注入は、測定可能な血液パラメータたとえば音速の変化を生じさせるには好都合であるが、他の血液パラメータの変化も適用できる。したがって、温度や電気インピーダンスや光学的特性などの変化も、希釈曲線を作るためにインディケータとして使用され得る。しかしながら、この開示目的には、塩性溶液がインディケータとして主に使用される。
本発明によるシャント血流の測定を容易にするために、血液ラインの接続は通常と逆にされている。すなわち、透析のため患者から血液を移す動脈の入口は、シャントの静脈の出口の下流に（通常のように上流ではなく）配置される。或る量のインディケータたとえば塩性溶液（Vven）が、静脈ラインに注入される。静脈ラインでは、インディケータが透析器の血流Qdialと混合され、この混合物はシャントに供給される。そこでは、この混合物がシャントの中の血流（Qshunt）と合併される。このシャントの血流（Qshunt）は、動脈ラインの希釈面積Sartを測定することによって等式１から計算され得る。
Qshunt＋Qdial＝Vven/Sart              （等式２）
または
Qshunt＋Vven/Sart−Qdial              （等式３）
等式３は、透析器を通る血流Qdialが測定され、動脈血液ラインにおけるインディケータの絶対濃度Sartが記録されるならば、シャントを通る血流Qshuntが計算され得るということを示す。
血液透析に適用できる幾つかの方法においては、センサは動脈または静脈のラインまたは管の外面に留められる。しかし、血液透析管を通る血液の中のインディケータの絶対濃度を測定することは困難である。例えば、もしも音速センサが、塩性インディケータの注入による血液中のたん白質濃度の変化を記録するために使用されるならば、音波は管と血液の両方を通過しなければならない。絶対音速について記録された測定は、血液によって影響を受けるばかりでなく、管の知られざる音波特性によっても影響を受ける。光学的センサが管に取り付けられても、同じ問題が生じる。すなわち、光線の記録された振幅はヘモグロビン濃度の関数であるばかりでなく、管の特性の関数でもある。
この問題は、同じインディケータを付加的なキャリブレーション注入することによって、解決される。このインディケータは動脈ラインの測定が行われる箇所の上流に注入される。この場合の等式は、
Qdial＝Vcal/Scal                      （等式４）
ここで、Vcalはキャリブレーション注入におけるインディケータの既知量であり、Scalは結果的に得られる希釈曲線の下降部の面積である。この面積はこの曲線の期間での血液内のインディケータの平均濃度に上記曲線の期間を乗じたものである。
等式２と４とから、シャント血流の公式は以下のようになる。
Qshunt＝Qdial（（Vven/Vcal）×Scal/Sart−１）                                        （等式５）
または
Qshunt＝（Vven/Sart−Vcal/Scal）      （等式６）
等式５は、管の中の血流が正確に測定され得るならば、適当である。比Scal/Sartは、記録された希釈面積がこの場合の濃度の相対的変化と比例していることを唯一必要としていることを示している。管の特性が測定中に一定であると仮定すると、この比の値は、音速センサ、光学的センサなどを含む殆んどのタイプのセンサに対しても、高精度で計算され得る。
管の血流が未知であるが、絶対濃度が測定される場合には、等式６が使用され得る。この絶対濃度は、例えば、動脈血液ラインから血液を回収し、光学的染色希釈測定用の光学濃度計を使用することによって測定される。
キャリブレーション注入に対する必要性を回避するために、動脈ラインセンサと同等の付加的なセンサが、インディケータの静脈注入位置から下流の静脈ライン上に配置される。この場合には、注入されたインディケータは静脈ライン管の流れと混合する。そこで、等式４のキャリブレーション注入から類推して、
Qdial＝Vven/Sven                      （等式７）
但し、Svenは希釈曲線の下降部の面積であり、曲線の期間中の血液内のインディケータの平均濃度に曲線の期間を乗じたものとして計算される。同一の注入から、面積Sartがつくられる。等式５に代入することによって血流の公式は、
Qshunt＝Qdial（Sven/Sart−１）        （等式８）
前述のものに代るものとして、シャントの透析血液ラインを通常に接続している間、血液の再循環の量の測定が行われる。通常の接続では、動脈ラインへの入口がシャントの上流であり、静脈ラインの接続の出口がシャントの下流である状態である。この「通常」の接続で、静脈ラインにインディケータを注入した後、動脈ライン内のインディケータの急な出現が、再循環の存在の表示となる。再循環の量は、新たに濾過された静脈ライン内の血液のフラクション（分数）であって、この血液は動脈ラインの方に再循環する。そして、この量は静脈ラインに注入された体積（Vven）に対する動脈ラインに再循環されるインディケータの体積（Vrec）の比に等しい。
再循環されたインディケータの量Vrecは、動脈ライン内の血流Qdialと透析血流再循環された濃度希釈曲線の下降部の面積Srecとの積に等しい。
Vrec＝Srec×Qdial                     （等式９）
Srecの評価について、等式２と３に記載されたのと同じ問題が残る。すなわち、管を通してインディケータ濃度を測定することの困難さである。等式４に関して上で検討したように、この問題は、測定が行われる場所の上流の動脈ラインの中に同じインディケータの付加的なキャリブレーション注入を行うことによって、回避される。等式４と９から、再循環フラクションは以下となる。
Vrec/Vven＝（Vcal/Vven）×Srec/Scal   （等式10）
等式10の比Srec/Scalは、測定された希釈面積がただ同じ相対単位であればいいことを示す。管の特性は測定中一定であると仮定して、この比は、例えば、音速センサや光学センサなどの殆んどのタイプのセンサに対して、高精度で計算され得る。
キャリブレーション注入の必要性を回避するために、動脈ラインセンサと同等の付加的センサが、静脈内のインディケータの注入位置の下流側に配置されてもよい。この場合には、注入されたインディケータは静脈ライン管の流れと混合される。したがって、等式７のキャリブレーション注入から類推して、
Vrec/Vven＝Srec/Sven                  （等式11）
要するに、シャントの血流は動脈ラインと静脈ラインを逆にすることによって測定され得る。患者の血管系から血液を移す動脈の入口は、シャント内の静脈の出口の下流に配置される。この静脈の出口は処理された血液を患者の血管系に戻す。インディケータ物質は静脈管の注入ポートに注入され、血液の物理的性質における変化が動脈ラインにおいて監視される。これらの変化は記録され、その結果得られる希釈曲線の下降部の面積がシャントと管ライン内の血流の尺度を与える。この目的に使用されるインディケータは、血液の物理的性質を変化させる何等かの物質または血液処理である。例えば、それは塩性溶液、好ましくは既知の濃度の塩性溶液であり、あるいは、或る量の加熱血液または冷却血液である。特性の変化は、音速センサ、電気インピーダンスセンサ、光学センサ、熱センサ、アイソトープセンサ等のような既知のセンサによって測定される。そして、血流の関係は前述の等式にしたがって計算される。
患者から透析装置に血液を導くのに使用される管は、血流の測定に誤差が入るために、キャリブレーション測定が必要とされるかもしれない。キャリブレーション測定にはキャリブレーション注入を使用し、血流が未知であるならば、血液濃度測定を用いる。キャリブレーション注入の必要性を回避するために、付加的なセンサが静脈注入ポートの下流側の静脈ライン上に設けられてもよい。
また、血液の再循環は静脈出口の上流のシャント内に配置された動脈ラインを使用して測定され得る。この場合、（以前のように）インディケータは静脈ライン出口における注入ポートに注入され、血液の特性は動脈ラインで監視される。キャリブレーション注入は、動脈管監視装置の上流の動脈ライン内の注入ポートで与えられ得る。または、キャリブレーション注入を回避するために、第２の血液特性監視装置は静脈注入ポートの下流の静脈管に設けられ得る。
【図面の簡単な説明】
前に述べ、かつ付加的な本発明の目的と特徴と利点は、本発明の好ましい実施例に関して添付の図面と共に行われる以下の詳細な説明から、当該技術における熟練者には明白となる。
図１は、静脈管出口から下流にあるシャント内の動脈管入口と、静脈管内の注入ポートと、動脈管用のセンサとを備える透析装置に、動脈と静脈の管を経て接続されている動静脈シャントの線図である。
図1Aは、図１の装置に対する希釈曲線を示す。
図２は、動脈管に対して第２のセンサを付加している図１の変形例を示す。
図３は、動脈センサの上流で動脈管の注入ポートを付加している図１の第２の変形例を示す。
図3Aは、図３の装置に対する希釈曲線を示す。
図４は、図３の装置に図２に示された型式の第２の動脈センサを付加している図１の第３変形例を示す。
図５は、静脈管と動脈管の各々に対して１つづ、計２つ付加的なセンサを組み入れている図１の第４変形例を示す。
図5Aと図5Bは、図５の装置に対する希釈曲線を示す。
図６は、静脈管出口の上流にあるシャント内の動脈管入口と、静脈管内の注入ポートと、動脈管用のセンサと、このセンサの上流にある動脈管にキャリブレーションポートを持つ透析装置に、動脈と静脈の管を経て接続されている動静脈シャントを示す本発明の第２の実施例の線図である。
図７は、図６の装置の変形例の線図であり、図６のキャリブレーションポートが静脈管注入ポートの下流にある静脈管センサによって置き換えられている。
好ましい実施例の説明
今ここに、本発明による透析シャント内の血流を決定するプロセスをより詳細に検討する。図１に、血管12への動脈と静脈の逆接続を使用している患者血液透析システム10が示されている。この逆接続は、シャントの上流端14で患者の動脈16に接続されると共に、その下流端18で患者の静脈20に接続されている動静脈シャントとして図示されている。このシャントは、人工血管または生の血管であり、手術によって動脈16と静脈20との間に移動されている。血管12における血流の方向は、矢印22によって示される。そして、決定されるべきものはこの血流である。上記血管12と従来型の血液透析装置24との間に、動脈ラインすなわち動脈管26が接続されている。この動脈管26は、上記透析装置によって処理用の血液を引くために、シャント12中に入口28を持っている。動脈ライン26内の血液が流れる方向は、矢印30によって示されている。
また、上記透析装置24とシャント12との間に、静脈ラインすなわち静脈管32が接続されている。この静脈管32は透析装置24から出る処理された血液をシャントへ導き戻す。静脈ライン32は、動脈ライン入口28の上流のシャント12内に配置された出口34を持っている。動脈ライン32での処理された血流の方向は、矢印36によって示される。矢印38によって示されるように、出口34から出る処理された血液は、下流に、すなわち主たる流れ22の方向に、入口28に向かって移動し、この入口28では処理された血液38の幾らかは動脈ライン26によって収集される。
本発明によると、処理される血液の物理的性質と異なるものを持つインディケータ物質を選択し、そのインディケータ物質を注入ポート40を経て静脈ライン32の中に注入することによって、シャント内の血流の測定が得られる。好ましい実施例では、矢印42によって示されるこの物質は、血液と等張の塩性溶液であるが、異なる音波速度特性を持っている。他の指示物質は、例えば、加熱された血液または冷却された血液であってもよい。この注入されたインディケータは、静脈ラインの中で血流36と混合され、シャント12に戻されて、そこでシャント流22と混合される。インディケータの一部分は、矢印30によって示されるように、上記動脈血液ラインによってシャントから回収される。
センサー50は、注入ポート40の下流の位置に設けられ、図１に示すように、好ましくは動脈ライン26に配置される。好ましくは、このセンサは血液音速検知器であり、この血液音速検知器は音源52を備えて動脈ライン26を通過する血液を直接突き抜けて音波を音波レシーバ54に送る。この音波レシーバ54は、血液中の音波の速度に関連して出力信号を発生する。このような音速検知器は当該技術分野でよく知られており、その例として、アメリカ合衆国のニューヨーク州イサカ（Ithaca）のトランソニックシステムズ社（Transonic Systems,Inc.）によって製造されているとランソニック4x血管周囲プローブがある。このプローブでは、レシーバ54は検知器58に向けられたライン56上に出力信号を発信する。上記検知器58は上記ライン56を経て供与される信号を測定かつ評価する。この検知器は、信号を記録すると共に、シャント12内に血流および透析装置24を通る血流を決定するために、センサの出力信号を血液濃度信号に変換するための上述の計算を行う。もし、透析装置24内の血流がシャント12内の流れに比べて比較的小さければ、センサー50によって行なわれる測定はシャントの流れを誇張する結果となる。
より詳細には、シャント12の中の血流Ｑは、センサ50によって得られる希釈線の下降部の面積を計算することによって、等式１に従って計算され得る。このような曲線の一例は図1Aに示され、図中、動脈血流の中の音波の速度は、曲線59によって示される。時間０で、インディケータ物質がポート40において注入される。その後しばらくして、このインディケータによって引き起こされる音速の変化はセンサ50で検知され、曲線59では窪み59a、または希釈面積によって示される。領域59a内の希釈曲線59の下降部の面積は、等式２に記述されている面積Sartである。
図２に示されるように、第２の血流センサ60は動脈ライン26上に設けられると共にライン62を経て検知器58に接続されている。この第２のセンサは、トランソニックシステムズ社によって製造されたHT109締付型流量計のような血流センサである。そして、この第２のセンサは、ライン26の血流Qdialを測定するために使用されて、この血流Qdialは、シャントの血流の決定の精度を上げるために、図１の実施例に従って計算される流れの合計から差し引かれる。この改善された精度は、等式２と３に従って得られる。センサ60はセンサ50と分離して示されているが、望まれるなら、この２つのセンサは単一ユニットに組み込まれてもよい。
本発明のもう１つの変形例は、図３に示される。図３は、ライン72によって示されるように、キャリブレーションインディケータ物質を注入するための注入ポート70を動脈ライン26に追加してある以外、図１と同じである。この注入ポート70は、インディケータ物質72がライン26内の血流の全てと混合されるように、センサ50の上流に配置されている。ポート70でのキャリブレーションインディケータ物質の注入は、センサ50によって検知されると、血流中の音速の変化に従って、図3Aの74で示される対応希釈曲線をつくる。そして、この希釈曲線は検知器58によって記録される。この検知器は、等式４にしたがって、曲線74の下降部の面積Scalとインディケータ物質72の既知の体積Vcalとからライン26内の血流Qdialを決定する。次に、この血流Qdialは、シャント血流測定の精度を増すために、図１に従って計算された全血流から、等式６に従って差し引かれる。
本発明のもう１つの実施例は図４に示される。図４は図1,2,3の測定の全てを含む。それ故に、図４の装置は、音源52とライン56で検知器58に信号を送る音波レシーバ54とを備えたセンサ50を含み、また、ライン62を経て検知器58に接続されている血流センサ60を含むと共に、キャリブレーションインディケータ物質72を受けるためのキャリブレーション注入ポート70を含んでいる。ライン62上の出力信号は、透析血流Qdialを測定するためのものである。インディケータ72は、上述したように、キャリブレーション注入であり、既知の血流Qdialに関連した音速の相対的変化が、センサ50によって測定される。インディケータ物質42のポート40への注入と、同じインディケータ物質72のポート70への注入とに対応する音速の相対的変化は、センサ50によって記録される。その結果、これらの注入による動脈ライン26内の音速の相対的変化は、等式５に従って検知器58で計算されることができ、正確なシャント血流測定を得る。
さらに本発明のもう１つの実施例が、図５に示されている。この図は、図２の実施例と類似しているが、静脈ラインすなわち静脈管32上に配置されたセンサ80を追加している。センサ80は音波トランスミッタ82と音波レシーバ84とを含み、このレシーバは検知器58に接続されている出力ライン86上に出力信号を発生させる。センサ80の使用によって動脈ライン26での付加的なキャリブレーション注入の必要が無くなる。この付加的な音波源82とレシーバ84は音速源52とレシーバ54とに匹敵する。そして、センサ80は注入ポート40の下流の静脈ライン32に配置される。その結果、インディケータ物質42の全ては、センサ80を突き抜けて流れ、希釈曲線88をつくる（図5A）。ポート40で行われる注入は、静脈ライン32の中の血流とのみ混合され、それ故にセンサ80をキャリブレートするのに役立つ。この同一の注入が、後に、インディケータ物質がシャン血管12を通過した後、同等なセンサ50に希釈曲線89（図5B）を生じさせる。そして、一部は動脈ライン26の中に再循環される。シャント血流Qshuntの計算が等式８に従って行なわれる。
本発明の第２の実施例が、図６に言及して示される。この実施例は、透析装置ラインの「通常」の接続を使用している間に、新たに純化された血液の好ましくない再循環の測定を提供する。この実施例では、それ故、透析装置24は、シャント12と、入口92から上記透析装置に導く動脈ライン90とを経て患者の血管系に接続されている。同様にして、この装置は静脈ライン94によってシャント12に接続されている。この静脈ライン94は、純化された血液を透析装置から出口96を通ってシャントに供給する。動脈ライン90の中の血流の方向は矢印98によって示され、静脈ライン94の中の血流の方向は矢印100によって示されている。
出口96はシャント12内の入口92から下流に存在するが、それにも拘わらず、このような「通常」の接続によって、矢印102によって示されるように、純化された血液の好ましくない再循環が生じ得る。このようにして、純化された血液は、血管12内の上流方向に流れる可能性があり、かつ、入口92で拾われて透析装置を通り再循環し、次に、このような再循環される血液は動脈血流98の一部を形成し得る。
この再循環を測定するために、血液の物性と異なる物性を持つインディケータ物質が選択され、注入ポート104を通って静脈ライン94内に注入される。好ましい実施例では、矢印106によって示されるインディケータ物性は、血液と等張の塩性溶液であるが、異なる音速特性を持っている。このようなインディケータの注入は、静脈ライン94の中で血液を希釈させる。そして、もし再循環が存在するならば、希釈された血液の幾らかは動脈ライン90に現れ、結果として音速の変化を生じ、その変化は音源112と音波レシーバ114を持つセンサ110によって記録される。このレシーバ114は、前述の実施例で説明された型式の検知器118にライン116を経て接続される。この検知器は、測定と評価の装置として機能し、受け取った信号を記録し、インディケータ物質の注入から生じる希釈曲線の下降部の面積を計算すると共に、上述の等式に規定された計算を行う。
インディケータ物質106と同じであるインディケータ物質120の付加的なキャリブレーション注入は、センサ110の上流にある動脈ライン90のポート122を経て行われる。動脈ライン90の血液の全てはセンサ110を通過するので、122で注入されたインディケータ物質はこの動脈血流とのみ混合され、かつ、その結果生じて検知器118によって記録される希釈曲線は、希釈曲線の下降部の面積を計算し、続いて再循環のフラクションの決定を等式10に従って計算することによって、システムをキャリブレーションするのを可能にする。
もし、再キャリブレーション注入の必要性を回避することが望まれるならば、図７に示すように、図６の装置を変形したものが与えられる。この変形では、音速源132と音速レシーバ134を有する付加的なセンサ130が、静脈ライン94上に設けられる。このレシーバ134はライン136を経て検知器118に接続されている。上記センサ130はセンサ110に匹敵し、注入ポート104の下流に配置されている。その結果、ポート104に注入されたインディケータ物質106と同じく、透析装置24からの血液は全て、センサ130を通過する。このセンサは動脈血100で希釈曲線を測定し、次に同じ注入が動脈ライン90を通る流れ98で希釈を生み出す。センサ110はインディケータ物質を検知して、その結果得られる信号を検知器118に提供し、上記信号から再循環が等式11に従って計算され得る。なお、第１の実施例とその様々な変形例に関しては上に概要が述べれており、図１乃至図５に言及して記載されている。
本発明は好ましい実施例として記載されているが、本発明の真の精神と範囲から逸脱すること無しに変更や修正が為され得ると理解される。
【図１Ａ】
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【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図３Ａ】
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【図５Ａ】
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【図４】
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【図５】
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【図５Ｂ】
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【図６】
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【図７】
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