用于体外血液处理的装置及其控制方法 |
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| 申请号 | CN201410709390.X | 申请日 | 2014-11-30 | 公开(公告)号 | CN104721897B | 公开(公告)日 | 2017-04-12 |
| 申请人 | 甘布罗伦迪亚股份公司; | 发明人 | 大卫·斯特凡尼; 克里斯蒂安·索雷姆; 斯特乌勒·霍博若; 布·奥尔德; | ||||
| 摘要 | 描述了一种用于体外血液处理的装置(1)，包括处理单元(2)、体外血液回路(8)和 流体 排放管路(10)。静脉腔室(12)设置在血液返回管路(7)中并布置成在使用中包含在上部(120)的气体和在下部的处于预定液位的血液。装置(1)包括控制单元(21)，控制单元(21)连接到第一压 力 传感器 (14)并配置为：从第一 压力传感器 (14)接收与血液流的时变压力(P(t))有关的第一 信号 (P1(t))；计算第一信号(P1(t))和参考信号(P2(t))之间的 相移 (θ)，该参考信号与在不同于腔室(12)的上部(120)的 位置 检测的时变压力(P(t))相关；通过相移(θ)监控腔室(12)的上部(120)中的气体的体积(V)。 | ||||||
| 权利要求 | 1.一种用于体外血液处理的装置，包括： |
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| 说明书全文 | 用于体外血液处理的装置及其控制方法技术领域[0001] 本发明涉及一种用于体外血液处理的装置，并还涉及该装置的控制方法。 背景技术[0002] 用于体外处理血液的已知装置包括至少一个处理单元(例如透析器或滤过器，或者超滤器或血浆滤过器或任何其它性质的滤过器单元)，其具有将处理单元分成两个腔室的半透膜。体外血液回路允许取自患者的血液通过处理单元的第一腔室的循环。同时，并且典型地沿血液流动的逆流方向，治疗流体通过处理单元的第二腔室中的特殊回路循环。这种类型的用于血液处理的设备可用于从肾衰竭患者的血液去除溶质和过量的流体。 [0003] 体外血液回路还包括动脉和静脉腔室，也被称为气泡陷阱，分别位于从患者移除血液的管路及向患者返回血液的管路。静脉和动脉腔室在处理过程中包含预定量的血液以使腔室填充到一定液位(深度)、以及腔室的剩余部分中的预定量的气体(空气)。为了体外处理的安全操作起见，血液的液位决不应该低于可能导致具有延至后果的空气引入体外循环管路及随后潜在的空气输注到患者的循环系统中的临界最低液位。 [0004] 因为存在这样的事件的风险，并且所导致的问题对于患者即使不是致命的，也是极其严重的，因此已知的体外血液处理机器都装有安全系统，所述安全系统可以检测这样的事件，并且如果它发生时，则将患者置于安全状态。特别地，在将血液回输给患者的返回血液的管路上，在血管接入的上游且静脉腔室的下游，设置直接连接到机器的控制单元且配置为检测血液中的气泡的装置。在静脉管路中检测到气泡的情况下，控制单元激活患者安全程序以至少通过关闭体外血液回路上的夹具和/或停止血液泵来“隔离”患者。 [0005] 除了这个安全装置，一些机器在静脉腔室(更少见地也可以在动脉腔室)中还配备有适当的血液液位传感器。当达到最低液位时，这些血液液位传感器发出信号，该最低液位需要专门人员干预以恢复腔室中血液的正确量，从而避免给患者带来的风险。 [0007] 此外，还值得一提的是，气泡传感器一般仅能够可靠地检测特定大小的气泡，而它们对溶解在血液中的微气泡基本上不敏感。虽然溶解的微气泡在过去不被认为对患者危险，但最近的研究(例如，“Microemboli,developed duringhemodialysis,pass the lung barrier and may cause ischemic lesions inorgans such as the brain(血液透析过程中形成的微栓子通过肺屏障并可导致诸如大脑的器官中的缺血性病变”，杂质“NDT Nephrology DialysisTransplantation(肾脏病透析与肾移植)”，第25卷，第8期，第2691-2695页，2010年8月，Ulf Forsberg,Per Jonsson,Christofer Stegmayr及BerndStegmayr)已经将慢性病患者的一些典型病症，诸如肺高血压和其他缺血性问题，与透析过程中产生且未被现有的安全系统检测到的微气泡形式的空气的量联系起来。 [0008] 在这方面，应当注意微气泡的产生主要是由于空气进入到移除血液的管路中(例如，由动脉血液腔室中的血液的低液位导致)而发生。血液的低液位可例如由机器预充不足或由输注引起。然后气泡可进入血流并到达透析器，透析器使气泡微小化，导致它们难以利用常规传感器检测。 [0009] 为了解决确定和监测血液腔室中的血液液位的问题，第7,013,727号美国专利公开了一种用于确定透析机中使用的腔室中的血液液位的方法，该方法应用理想气体定律(ideal gas law)。根据该专利，气体在腔室中所占据的体积的变化与压力有关，腔室中血液的液位因此被检测。这种方法，尽管能确定血液液位而无需使用液位传感器，但除了已经在机器上存在的硬件以外还要求额外的硬件(另外的传感器)。 发明内容[0010] 因此，需要一种用于血液处理的装置，其能够检测出静脉和动脉腔室中的气体体积的变化及血液液位的变化，所述变化可表示空气可能进入到体外血液回路中。此外，需要一种可进行血液液位监测而不需要额外的专用硬件的装置。还需要能够进行静脉腔室中的以及也可能地，动脉腔室中的，液位监测以支持已存在于机器中的安全系统。此外，需要在传统血液处理机器上仅通过更新其操作软件而利用本发明的各方面。此外，需要可靠地运行的装置，降低错误肯定的数量并提高风险情况的检测。 [0012] 在本发明的第一独立方面，提供一种用于体外血液处理的装置，包括： [0013] 至少一个处理单元，至少包括第一隔室； [0014] 至少一个血液移除管路，连接到所述第一隔室并且配置为从患者移除血液； [0015] 至少一个血液返回管路，连接到所述第一隔室并配置为将处理过的血液返回到患者； [0016] 所述血液移除管路、所述血液返回管路和所述第一隔室是体外血液回路的一部分； [0017] 至少一个腔室，位于所述体外血液回路中，所述腔室被布置成在使用中包含在上部的气体的体积V和在下部的处于预定液位的血液； [0018] 至少一个血液泵，工作在体外血液回路处并配置为移动所述回路中的血液； [0019] 至少第一压力传感器，与所述腔室的所述上部关联并配置为能够确定所述上部内部的压力值； [0020] 控制单元，连接到所述第一压力传感器和所述泵，并且配置为： [0021] 从所述第一压力传感器接收与所述血液流的至少一个压力脉冲有关的第一信号P1(t)； [0022] 计算所述第一信号P1(t)和参考信号P2(t)之间的相移θ，所述参考信号与在不同于所述腔室的所述上部的位置检测的所述压力脉冲相关，所述相移θ取决于所述腔室的所述上部中的气体的所述体积V；以及 [0023] 通过所述相移θ监控所述体积V。 [0024] 压力脉冲可以是血液流的时变(脉动/振荡)压力P(t)的一部分。 [0025] 在本发明的第二方面，提供一种用于检测用于体外血液处理的装置中使用的腔室中的血液液位的液位变化的方法和/或用于降低在用于体外血液处理的装置中输注气泡到患者体内的风险的方法，该装置包括： [0026] 至少一个处理单元，至少包括第一隔室； [0027] 至少一个血液移除管路，连接到所述第一隔室并且预先安排为从患者移除血液； [0028] 至少一个血液返回管路，连接到所述第一隔室并预先安排为将处理过的血液返回到患者； [0029] 所述血液移除管路、所述血液返回管路和所述第一隔室是体外血液回路的一部分； [0030] 至少一个腔室，位于所述体外血液回路中，所述腔室被布置成在使用中包含在上部的气体的体积V和在下部的处于预定液位的血液； [0031] 至少一个血液泵，工作在体外血液回路处并配置为移动所述回路中的血液； [0032] 至少第一压力传感器，与所述腔室的所述上部关联并配置为能够确定所述上部内部的压力值； [0033] 控制单元，连接到所述第一压力传感器和所述泵； [0034] 该方法包括执行控制过程，该控制过程包括： [0035] 从所述第一压力传感器接收与所述血液流的至少一个压力脉冲有关的第一信号P1(t)； [0036] 计算所述第一信号P1(t)和参考信号P2(t)之间的相移θ，所述参考信号与在不同于与所述第一压力传感器关联的所述腔室的所述上部的位置检测的所述压力脉冲相关，所述相移θ取决于所述腔室的所述上部中的气体的所述体积V； [0037] 通过所述相移θ监控所述体积V。 [0038] 处理单元可包括通过半透膜彼此分隔开的至少第一隔室和至少第二隔；其中血液移除管路连接到第一隔室的入口端口并预先安排为从患者移除血液，且血液返回管路连接到第一隔室的出口端口并预先安排为将处理过的血液返回到患者。 [0039] 处理单元还可以是用于执行吸附疗法的吸附柱。 [0040] 至少一个流体排放管路可连接到所述第二隔室的出口端口，其中所述流体排放管路和所述第二隔室是治疗流体回路的一部分。 [0041] 由管道和腔室中的液体和气体构成的系统的“流体顺应性”或“液压容”定义为压力改变导致的系统体积的减小。顺应性与液体的物理刚性及其封装材料的物理刚性二者和/或液体中的气泡和/或作用在液体上的其他元件如液体上方的气垫有关。此外，如果液体系统有气泡，气泡起到柔性封装材料的作用，并从液体流动的角度来看，内部有气泡的小管具有较大的顺应性。因此，液体上方具有上部空气量的刚性容器也具有大的顺应性。 [0042] 在本装置和方法中，血液回路的流体顺应性主要是由于上部包含的在血液液位之上的空气/气体的气垫导致。 [0043] 该顺应性与所述空气/气体的气垫的体积成比例。 [0044] 通常，所述腔室的总体积由大约0cm3至200cm3之间构成,空气/气体的体积由腔室总体体积的大约5％至75％之间构成。 [0045] 由回路的其他部分,诸如由处理单元、由血液流内部的气泡、由管道的柔性、由腔室壁的刚度，所提供的流体顺应性的任何改变相对于由于所述腔室中的空气/气体体积的变化都是可以忽略。 [0046] 腔室的流体顺应性是腔室的上部中的气体的体积的函数并主要取决于所述体积。 [0047] 相移是所述流体顺应性的函数。 [0049] -电流，(I)-流体体积流(Q)； [0051] -电阻，(R)-流体阻力，(R)； [0052] -电容，(C)-流体顺应性，(C)； [0053] 腔室中流体压力/电压U和在泵处的流体压力/电压Uo之间的关系(在频域中)为： [0054] U＝1/(j*ω*C)/(1/(j*ω*C)+R)*Uo [0056] U相比于Uo的相移θ为： [0057] θ＝arctan(-ω*R*C) [0058] 由此可见，相移是腔室上部中的气体体积Ⅴ的函数： [0059] θ＝arctan(-ω*R*k*V/P) [0060] 其中，C＝k*V/P，P是腔室中的平均压力，k取决于该腔室的几何形状。 [0061] 在根据前述方面至少之一的第三方面，监测至少一个腔室的上部中的气体的体积V包括：从所述相移θ计算腔室上部中的气体的体积V。 [0062] 测量相移θ允许计算体积V：V＝f1(θ)，其中，f1是已知的，只要ω、k和R也是已知的。 [0063] 在根据前述方面的第四方面，f1通过实证检验获得，如包括实验确定的常数的函数、或实验确定的相关表。 [0064] 事实上，这种简化的模型不能适用于所有的实际装置。因此，通过上述第四方面定义相移和体积之间的关系更容易。 [0065] 在根据前述方面至少之一的第五方面，监测腔室上部中的气体的体积V包括： [0066] 设定对应于腔室上部中的气体的期望体积V'的期望相移θ'； [0067] 将对应于腔室上部中的气体的体积V的计算出的相移θ与期望的相移θ'进行比较。 [0068] 在根据前述方面至少之一的第六方面，所述参考信号是血液泵的控制信号的时序。 [0069] 在根据前述第一至第五方面至少之一的第七方面，所述参考信号是血液泵的速度信号的时序。 [0070] 血液泵(为蠕动泵)在血液中产生压力脉冲，泵的控制和/或速度信号的时序是血液流中的压力脉冲的时序或与之相关。 [0071] 以这种方式，仅需要来自一个压力传感器的数据来通过相移θ监测腔室上部中的气体的体积V。 [0072] 在根据前述第一至第五方面至少之一的第八方面，参考信号P2(t)与体外血液回路相关联的第二压力传感器的压力信号。 [0073] 在根据前述方面的第九方面，第二压力传感器13与血液流直接关联并测量相对于血液中脉冲的产生没有延迟地或以可忽略的延迟测量压力脉冲，第一压力传感器测量腔室上部中的相同压力脉冲。体积V和相移θ之间的关系f1对于该装置是已知的，因此体积V可以通过V＝f1(θ)来计算。 [0074] 参考信号也可以是与治疗流体回路相关联(诸如与排放管路关联)的第二压力传感器的压力信号。 [0075] 在根据前述任一方面的第十方面，所述至少一个腔室是位于处理单元的下游的静脉腔室。监测静脉腔室中的血液的体积V1(和/或液位L1)允许预测静脉腔室中的血液即将排空，并避免后续潜在的空气输注到患者的循环系统。这允许计算在不同压力的气体体积，以对预测的风险状况进行报警/应对。这也允许当血液泵以较低的速率运行或停止时计算在该压力的气体体积(假定气体体积不变)。这可以用于提供输注气体到患者的风险提示。一理论示例：在Qb＝500ml/min且90％的静脉腔室充满气体时，VP(平均)＝＝+300毫米汞柱。如果血液泵停止且平均压力变为0毫米汞柱，气体体积会变为静脉腔室的125％，并明显地扩充超过空气检测器。为了确保在这些条件下没有空气离开静脉腔室，在300毫米汞柱该气体体积不应超过约70％的静脉腔室体积。 [0076] 此外，监测静脉腔室中的血液的体积V1(和/或液位L1)允许避免液位达到高位及润湿所述腔室的用于保护空气/气体压力传感器的疏水性滤过器。此外，监测静脉腔室中的血液的体积V1(和/或液位L1)允许所述腔室中具有最少量空气(足以允许除气且不润湿滤过器)。静脉腔室中的最少量空气最小化到达患者的小气泡的数量并最大化患者的静脉腔室中的脉动心脏信号(这对于心脏脉动微弱的患者是必不可少的)。所述静脉腔室中空气的最小体积可保持在所述腔室总体积的约5％至约15％之间。心脏信号也可以用于监控和检测静脉针移位。实际上，心脏信号的最重要衰减因素之一是静脉腔室中的空气，如果其被最小化，则检测患者的可能性增大。 [0077] 在根据前述方面中任一项的第十一方面，腔室是置于血液泵上游的动脉腔室。 [0078] 在根据前述方面中任一项的第十二方面，腔室是设置在血液泵和第一隔室的入口端口之间的扩展腔室。 [0079] 在根据第八方面的第十三方面，体外血液回路包括第一腔室和第二腔室，其中第一压力传感器被关联到第一腔室的上部，第二压力传感器被关联到第二腔室的上部。 [0080] 在根据前述方面的第十四方面，控制单元配置为通过所述相移θ监测第一腔室上部中的气体的体积V1及第二腔室上部中的气体的体积V2。 [0081] 在这方面，考虑包括一个蠕动泵和提供有在泵的下游的第一腔室和在泵的上游的第二腔室的一段管道的简化血液回路，并考虑所述回路的电类比(其中忽略了流体的惯性作用)： [0082] -Uo/Po电压/泵处的流体压力； [0083] -U1/P1电压/第一腔室中的流体压力； [0084] -U2/P2电压/第二腔室中的流体压力； [0085] -R1电阻/第一腔室的流体阻力； [0086] -R2电阻/第二腔室的流体阻力； [0087] -C1电容/作为体积V1的函数的第一腔室的流体顺应性； [0088] -C2电容/作为体积V2的函数的第二腔室的流体顺应性； [0089] 两个腔室中流体压力/电压U1、U2与泵处的流体压力/电压Uo之间的关系(在频域中)为： [0090] U1＝1/(j*ω*C1)/(1/(j*ω*C1)+R1)*Uo [0091] U2＝1/(j*ω*C2)/(1/(j*ω*C2)+R2)*Uo [0092] U1和U2相比于Uo的相移是 [0093] θ1＝arctan(-ω*R1*C1) [0094] θ2＝arctan(-ω*R2*C2) [0095] 由此可见，第二腔室中的第二压力传感器感测的压力脉冲(参考信号P2(t))与第一腔室中的第一压力传感器感测的压力脉冲(第一信号P1(t))之间的相移为： [0096] θ＝θ1-θ2＝(arctan(-ω*R1*C1)-arctan(-ω*R2*C2))，其中，[0097] C1＝k1*V1/P1 [0098] C2＝k2*V2/P2 [0099] 由于C1为V1的函数且C2为V2的函数，因此相移θ取决于V1和V2。 [0100] 假设腔室的几何形状为使得R1和R2相等并设置为R： [0101] 1)θ＝(arctan(-ω*R*k1*V1/P1)-arctan(-ω*R*k2*V2/P2)) [0102] 如果每个腔室中气体体积(及平均压力P1、P2)相同(V1＝V2)且K1＝K2，则相移θ等于零(θ＝0)。腔室的液位/压力之间的任何失准导致相移θ的变化。 [0103] 在根据前述方面的第十五方面，控制单元被配置为计算腔室中信号P1(t)、P2(t)的大小|P1|、|P2|。 [0104] 在根据前述方面的第十六方面，控制单元配置为通过所述大小|P1|、|P2|计算第一腔室上部中的气体的体积V1和第二腔室上部中的气体的体积V2。 [0105] 每个传感器感测压力脉冲时产生的信号的大小|P1|和|P2|也如下地依赖于流体顺应性并与Uo(压力P0)有关： [0106] |P1|＝sqrt(1/(1+(ω*R*C1)2))*|U0| [0107] |P2|＝sqrt(1/(1+(ω*R*C2)2))*|U0| [0108] 因此可得： [0109] 2)|P1|/|P2|＝sqrt((1+(ω*R*k2*V2/P2)2)/(1+(ω*R*k1*V1/P1)2))[0110] 在根据前述方面的第十七方面，控制单元配置为从相移θ、平均压力P1、P2及所述压力的大小|P1|、|P2|计算第一腔室上部中的气体的体积V1和第二腔室上部中的气体的体积V2。通过求解上述方程1)和2)，可以计算V1和V2，只要ω、k1、k2和R是已知的。 [0111] 在根据前述第一至十二方面的第十八方面，体外血液回路包括第一腔室和第二腔室，其中第一压力传感器被关联到第一腔室的上部，且第二腔室中的气体/空气的量在治疗过程中基本上保持不变，从而通过V＝f1(θ)计算体积V，其中f1是已知的。 [0112] 在根据第十三或第十四方面的第十九方面，控制单元被配置为： [0113] 设定泵的角频率ω在第一水平ωa； [0114] 在第一频率水平ωa测量所述相移θ的第一值θa； [0115] 设定泵的角频率ω在第二水平ωa； [0116] 在第二频率水平ωb测量所述相移θ的第二值θa； [0117] 在两个频率水平ωa、ωb中的每个测量第一和第二腔室中的平均压力P1a、P2a、P1b、P2b； [0118] 从相移的测量值θa、θb计算在两个频率水平ωa、ωb下第一和第二腔室中的气体的体积V1a、V1b、V2a、V2b。 [0119] 在根据前述方面的第二十方面，通过应用理想气体定律计算体积。 [0120] 在根据前述方面的第二十一方面，体积通过下式计算： [0121] θa＝(arctan(-ωa*R*C1a)-arctan(-ωa*R*C2a)) [0122] θb＝(arctan(-ωb*R*C1b)-arctan(-ωb*R*C2b)) [0123] P1a*V1a＝P1b*V1b [0124] P2a*V2a＝P2b*V2b [0125] 流体顺应性为： [0126] C1a＝k1*V1a/P1a [0127] C1b＝k1*V1b/P1b [0128] C2a＝k2*V2a/P2a [0129] C2b＝k2*V2b/P2b [0130] 在根据第十三或第十四方面的第二十二方面，控制单元配置为： [0131] 测量信号P1(t)、P2(t)的一次谐波ω1的相移θ1； [0132] 测量信号P1(t)、P2(t)的二次谐波ω2的相移θ2； [0133] 通过下式从测量的相移θ1、θ2计算腔室的体积V1、V2： [0134] θ1＝(arctan(-ω1*R*C1)-arctan(-ω1*R*C2)) [0135] θ2＝(arctan(-ω2*R*C1)-arctan(-ω2*R*C2)) [0136] 流体顺应性为： [0137] C1＝k1*V1/P1 [0138] C2＝k2*V2/P2 [0139] 在根据前述第十三至二十二方面的任一项的第二十三方面，第一腔室是位于处理单元的下游的静脉腔室，第二腔室是位于泵上游的动脉腔室或位于血液泵和第一隔室的入口端口之间的扩展腔室。 [0140] 在根据前述第十三至二十三方面的任一项的第二十四方面，体外血液回路包括第三腔室，其中第三压力传感器被关联到第三腔室的上部。 [0141] 在根据前述方面的第二十五方面，控制单元配置为通过相移θ监测第一腔室上部中的气体的体积V1、第二腔室的上部中的气体的体积V2和第三腔室的上部中的气体的体积V3。 [0142] 在根据前述方面的第二十六方面，控制单元配置为： [0143] 测量第一和第二腔室之间的信号P1(t)、P2(t)的一次谐波ω1的相移θ1； [0144] 测量第一和第三腔室之间的信号P1(t)、P3(t)的二次谐波ω2的相移θ2； [0145] 测量第三和第二腔室之间的信号P3(t)、P2(t)的三次谐波ω3的相移θ3； [0146] 通过下式计算第一和第二腔室中的气体的体积V1、V2、V3： [0147] θ1＝(arctan(-ω1*R*C1)-arctan(-ω1*R*C2)) [0148] θ2＝(arctan(-ω2*R*C1)-arctan(-ω2*R*C3)) [0149] θ3＝(arctan(-ω3*R*C3)-arctan(-ω3*R*C2)) [0150] 流体顺应性为： [0151] C1＝k1*V1/P1 [0152] C2＝k2*V2/P2 [0153] C3＝k3*V3/P3 [0154] 在根据第二十五方面的第二十七方面，控制单元配置为： [0155] 在三个水平ωa、ωb、ωc上改变泵的角频率ω； [0156] 在三个频率ωa、ωb、ωc的每个测量相移θa、θb、θc； [0157] 在三个频率ωa、ωb、ωc的每个测量各腔室中的平均压力P1a、P2a、P3a、P1b、P2b、P3b、P1c、P2c、P3c； [0158] 从测量的相移θa、θb、θc在三个频率ωa、ωb、ωc计算腔室的体积V1a、V1b、V1c、V2a、V2b、V2c、V3a、V3b、V3c。 [0159] 在根据前述方面的第二十八方面，体积V1a、V1b、V2a、V2b、V3a、V3b通过下式计算： [0160] θa＝(arctan(-ωa*R*C1a)-arctan(-ωa*R*C2a)) [0161] θb＝(arctan(-ωb*R*C1b)-arctan(-ωb*R*C3b)) [0162] θc＝(arctan(-ωc*R*C3c)-arctan(-ωc*R*C2c)) [0163] P1a*V1a＝P1b*V1b＝P1c*V1c [0164] P2a*V2a＝P2c*V2c＝P2b*V2b [0165] P3c*V3c＝P3b*V3b＝P3a*V3a [0166] 流体顺应性为: [0167] C1a＝k1*V1a/P1a [0168] C1b＝k1*V1b/P1b [0169] C2a＝k2*V2a/P2a [0170] C2c＝k2*V2c/P2c [0171] C3b＝k3*V3b/P3b [0172] C3c＝k3*V3c/P3c [0173] 在根据前述方面中的任一项的第二十九方面，控制单元配置为从气体体积V1、V2、V3和所述腔室的给定几何形状出发计算腔室/多个腔室中的血液的液位L1、L2、L3。 [0174] 在根据前述方面中的任一项的第三十方面，如果血液液位L1、L2、L3和/或腔室/多个腔室中的空气的体积V1、V2、V3在预定范围之外，控制单元配置为发射至少报警信号和/或启动控制过程以校正液位/多个液位L1、L2、L3。 [0175] 在根据前述方面中的任一项的第三十一方面，手动或自动调节血液的液位L1、L2、L3和/或腔室/多个腔室中的空气的体积V1、V2、V3从而将它们保持在预定范围内。为此目的，连接到外界或加压室的空气泵或排气阀可连接到腔室/多个腔室。所述空气泵或排气阀可以由控制单元来控制。 [0176] 在根据前述方面的第三十二方面，在预充过程在和/或在患者治疗过程中进行自动调整。 [0177] 在根据第五方面的第三十三方面，控制单元配置为允许在预充期间设定对应于腔室上部中的气体的期望体积V'的期望相移θ'，并允许治疗期间空气注入到所述上部或从所述上部移除，以将所测量的相移θ保持在期望相移θ'。 [0178] 在根据前述方面的第三十四方面，在预充期间设定期望相移θ'包括： [0179] 注入空气/气体到腔室中，直至液位检测器感测到空气/气体(腔室的几何形状和液位检测器的位置是已知的；由此可知当液位检测器感测到空气/气体时腔室中的气体/空气的体积也是已知的)； [0180] 从腔室中去除已知体积的空气/气体以在腔室上部中获得期望的气体体积V'，因为去除的气体的体积也是已知的，所以气体的残留的期望体积V'是已知的； [0181] 计算对应于期望体积V'的期望相移θ'。 [0182] 在根据前述方面中的任一项的第三十五方面，装置包括气泡检测装置；其中控制单元配置为计算气泡检测装置相对于静脉腔室的相对位置。 [0183] 在根据前述方面的第三十六方面，气泡检测器的相对位置计算如下： [0184] 计算静脉腔室的上部中的气体的体积V1； [0185] 在静脉腔室中注入预定量(Vi)的空气/气体，直到气泡检测装置感测到空气/气体； [0186] 计算注入的空气/气体的体积Vi； [0187] 计算气体的体积V1和注入的空气/气体的体积Vi的总和； [0188] 通过将总和除以静脉腔室的横截面面积，计算所述相对位置。 [0189] 这个与静脉腔室的实际血液液位有关的位置很重要，因为它确定空气到达患者的风险。 [0190] 这对于其中可以相对于气泡传感器不同地放置静脉腔室的装置是尤其有用的特征。 [0191] 在根据前述方面中的任一项的第三十七方面，装置包括治疗流体回路，其中第二隔室是治疗流体回路的一部分，且当控制单元从第一压力传感器及从第二压力传感器以及从第三压力传感器(如果存在该第三压力传感器的话)接收与血液流的至少一个压力脉冲有关的信号P1(t)、P2(t)、P3(t)时，治疗流体回路中的阀关闭。这允许不释放经过治疗流体回路的脉冲能量并增加血液脉冲的大小。 [0192] 在根据前述方面的任一项的第三十八方面，在体外血液回路中包括致动器，如循环驱动夹具，配置为产生压力脉冲。 [0193] 在根据前述方面的任一项的第三十九方面，其中血液泵由控制单元控制以生成压力脉冲。 [0194] 在根据前述方面的任一项的第四十方面，控制单元与血液泵连接并配置为运行血液泵从而产生可变的血液流，该血液流包括设定血液流值的恒定流分量和基本具有零平均值的可变流分量，可变血液流产生多个压力脉冲。通过血液泵的工作循环产生以使血液流动的脉动足以根据本发明检测空气的体积/多个体积。不需要额外的和独立的脉冲发生器。 [0195] 在根据前述第一至三十五方面的任一项的第四十一方面，装置包括治疗流体回路，其中第二隔室是所述治疗流体回路的一部分，且通过治疗流体回路中的流体脉冲在血液流中诱发压力脉冲。在透析液侧产生的压力脉冲可被用来作为血液泵的一种替代。 [0196] 在根据前述方面的第四十二方面，压力脉冲由治疗流体回路中的致动器(诸如循环驱动夹具)产生。 [0198] 有关本发明的各方面的一些附图通过非限制性示例的方式提供。具体地： [0199] 图1示意性地示出了根据本发明的各方面的血液处理装置； [0200] 图2示出了图1的血液处理装置的变型； [0201] 图3示出了图1的血液处理装置的另一种变型； [0202] 图4a和4b示出了由例如图1所示类型的装置的两个压力传感器检测出的压力趋势； [0203] 图5是流程图，示出根据本发明的一方面的控制过程，可通过例如图1所示类型的装置的控制单元执行；及 [0204] 图6示出图1或图3的装置的静脉和动脉腔室的细节。 具体实施方式[0205] 参照附图，1表示用于体外处理血液的装置。该装置1包括体外回路8，回路8布置为从受试者例如患者M的心血管系统抽取血液以及将处理过的血液返回到患者M。下文描述与装置1的整体结构有关的示例：这种一般性描述涉及：体外血液回路；输注管路，如果存在的话，置换流体可以在其中循环；透析管路，如果存在的话，透析流体可在其中循环；以及废液排出管路。 [0206] 参考图1，用于体外处理血液的装置1包括至少一个处理单元2，例如血液滤过器、血液透析滤过器、血浆滤过器、透析滤过器、膜式氧合器或适合于处理从患者M移除的血液的其他单元。处理单元2具有通过半透膜5彼此分隔的至少第一隔室3和至少第二隔室4。血液移除管路6连接到第一隔室3的入口3a，且配置为在连接到患者M的操作条件下从插入例如患者身上的瘘管中的脉管接入装置移除血液。连接到第一隔室3的出口端口3b的血液返回管路7配置为从处理单元2接收处理后的血液以及将处理的血液返回到例如也被连接到患者M的瘘管的另外的脉管接入。需要注意的是，可以设想用于脉管接入装置的各种配置：例如，典型接入装置包括插入到可以是瘘管、移植静脉或中央静脉(例如颈静脉)或外周静脉(股静脉)等脉管接入处的针或导管。 [0207] 如图1所示，设备1包括至少第一致动器9，在本示例中是血液泵9，其工作在血液移除管路6，使从患者M移除的血液从连接到患者M的移除管路6的第一端33向第一隔室3移动。血液泵9是例如蠕动泵，如图1所示，其作用于相应的管泵部分6a。当旋转时，例如顺时针，血液泵9使血液沿血液移除管路6向第一隔室3流动(参照图1中表示沿血液移除管路6的血液流动的箭头)。 [0208] 应当注意的是，对于本说明书和所附权利要求的目的而言，术语“上游”和“下游”可以参照属于或操作在体外回路上的部件所得的相对位置来使用。这些术语将参照从连接到患者M的血液移除管路6的第一端33向第一隔室3以及然后从第一隔室3向连接到患者M的脉管接入处的血液返回管路7的第二端34的血液流动方向来理解。 [0209] 在图1的示例中，体外回路包括在源自患者M的动脉血液移除管路6上的至少一个动脉腔室11。动脉腔室11设置在相对于第一室3的上游且更具体地在相对于血液泵9的上游。动脉腔室11直接从患者M接收血液且被配置为积聚在整个治疗过程中将保持基本恒定的设定量的血液，如下面将进一步说明的。体外回路还包括至少一个静脉腔室12，其工作在静脉血液返回管路7上，在第一隔室3的下游和返回处理过的血液到患者M的脉管接入处的上游。在实践中，血管移除管路6、动脉腔室11、处理单元2的第一隔室3、将血液回输给患者M的返回管路7以及静脉腔室12是体外血液回路8的一部分，血液回路8在使用装置1的过程中提供血液在经历治疗的患者M的体外的循环。 [0210] 根据一方面，动脉和静脉腔室11、12中的至少一个且可选地两个有恒定的容纳容积。即，腔室11、12由刚性的且基本上不可变形的材料制成(至少与血液处理过程中典型存在的压力状况关联)。 [0211] 第一压力传感器14配置为至少检测与静脉腔室12中存在的流体的压力有关的参数，第二压力传感器13配置成至少检测与动脉腔室11中存在的流体的压力有关的参数。传感器13、14被配置为产生对应于参数的测量值的各信号，所述信号然后被馈送到控制单元21。更具体地，或者控制单元21可以被配置为每次需要测量时激活和/或在连续时刻轮询传感器13和14，或者传感器13、14配置为在连续的时间时刻进行测量。在图1中示出的实施例中，压力传感器13和14设置在相应的动脉和静脉腔室11、12中并位于其上部110、120，在使用时预期气体(空气)存在于上部110、120。 [0212] 动脉和静脉腔室11、12基本上布置为使得在使用和血液处理过程中它们每个在上部110、120容纳预定量的气体并在其下部容纳预定量的血液(到预定液位)。动脉和静脉腔室11、12的每个具有各自的入口11a、12a用于接收进来的血液。到动脉腔室11的入口11a与连接到患者M的脉管接入处(vascular access)的血液移除管路6的第一部分流体连通，而到静脉腔室12的入口12a与处理单元2下游的血液返回管路7流体连通。入口11a、12a可以设置在相应的动脉和静脉腔室11、12的底部610、620。该入口11a和12a被布置成使得在使用中它们被垂直定向并总是充满血液。 [0213] 在一实施例中，入口11a、12a中的一个或两个可被连接到形成在相应的动脉和/或静脉腔室11、12内部的各自的通道700、800。该通道700、800根据使用条件在各腔室中垂直延伸，且出口以一相对于底部610、620的高度位于腔室中。 [0214] 动脉和静脉腔室11、12的每个还包括相应的出口11b、12b用于流出血液。每个出口11b、12b在血液移除管路6及在血液返回管路7处分别与体外回路8流体连通。出口11b、12b设置在各动脉和静脉腔室11、12的底部610、620并布置成使得在使用中它们被垂直定向并总是充满血液。 [0215] 移除管路6的将动脉腔室11的出口11b连接到处理单元2的第一隔室3的部分包括管泵部分6a，其在使用中被蠕动泵9接合(engage)。蠕动泵9被配置为连续地挤压管的相同段(tract)，由此使血液在体外回路8中移动。特定类型的蠕动泵9可设置有两个(或多个)挤压体(例如，以辊的形式)，其在血液泵9的每圈中两次(或多次)作用在管泵部分6a上。 [0216] 静脉腔室12可以在内部容置静脉滤过器35，静脉滤过器35将出口12b与腔室12的剩余容积隔开。例如包括位于出口12b处的网结构的静脉滤过器35有助于避免气泡到达患者，因为它将更大气泡打碎成更小的气泡，更小的气泡然后被捕获在静脉腔室12中并被排放。静脉和动脉腔室11、12的每个还具有配置为在使用时允许动脉和静脉(arterial and venous)与外部环境之间的气体连通的排气开口或排气管路15、16。 [0217] 该装置1还包括用于腔室11、12的至少一个致动器17、18，其工作在排气开口或排气管路15、16上以选择性地禁止气体通过或使气体通过。排气开口或管路15、16可定位在动脉和静脉腔室11、12的上部。根据使用条件，排气开口15、16可被配置成朝向上方，并意在总是与气体接触。致动器17、18可以是空气泵或夹具(或其它阻塞装置)。致动器17，18可以(或不)被控制单元21控制以允许排气(如果需要)。 [0218] 动脉和静脉腔室11、12的每个也可包括用于在腔室接收另外的流体、药物或其他物质的另外的接入处23、24(服务接入处)。 [0219] 关于血液在动脉和静脉腔室11、12中的设定液位，应该注意的是，一般这个液位应在最小值和最大值之间的预定范围内；通常用于静脉腔室12的最小值和最大值不同于用于动脉腔室11的最大和最小液位。当在各腔室内血液液位保持在这些最大和最小值之内时，可以假设设备工作在安全状态。另一方面，当血液液位移动低于最小值或高于最大值时，可能会出现各种问题，如下面所描述的。 [0220] 装置1还包括第一流体流拦截设备20及至少第二流体流拦截设备22，第一流体流拦截设备20工作在血液移除管路6上且在血液泵9和动脉腔室11的上游，第二流体流拦截设备22工作在血液返回管路中且在静脉腔室12的下游。拦截设备20、22每个可例如包括由控制单元21控制的各自的夹具，拦截设备20、22被布置在各管路的第一和第二患者端33、34附近。 [0221] 装置1还可以包括气泡传感器19，传感器19连接到控制单元21并且能够产生信号，如果信号大于阈值，则确定产生拦截设备22的关闭指令并停止血液泵9。在实践中，或者是气泡传感器19被配置为仅当检测到超过一定大小的气泡时发出信号给控制单元21，或者是气泡传感器19不断地(或者以短的时间间隔)传送信号。在后一种情况下，控制单元21被配置为读取信号，并在信号超过特定阈值时干预关闭指令的产生和血液泵停止。特别地，气泡传感器19位于血液返回管路7上，并且更特别地，在静脉腔室12的沿着体外回路8中的血液流动方向的下游。 [0222] 装置1还包括与第二隔室4的出口4b连接从而至少接收经通过半透膜5滤过的流体的至少一个流体排放管路10。排放管路10接收来自处理单元2的第二隔室4的废物流体，例如，包括用过的透析液和/或通过膜5超滤过的液体。排放管路10引到接收元件27，其例如具有用于废物流体的排泄管或收集袋。一个或多个透析液泵28可工作在排放管路10上。 [0223] 例如在附图1中，提供在排放管路10上运行的泵28。需要注意的是，排放管路的结构也可以不同于所示出的(只要它可以适当地排出从第二隔室4出来的流体)：例如排放管路10可包括如附图中所示的单个管路或主排泄管路及从主排泄管路分支并设置有各自超滤泵(该方案在图中未示出)的超滤管路。 [0224] 在图1的例子中，也存在透析管路25，用于提供新鲜的治疗流体到第二隔室4的入口端口4a。这条管路的存在不是绝对必要的，因为在不存在透析管路25的情况下，装置1仍然能够执行诸如超滤、血液滤过或血浆滤过等处理。在透析管路25存在的情况下，根据在处理单元2内是否执行通过扩散效应的纯化，第三流体流拦截设备26可用于选择性地允许或禁止流体通过透析管路25。 [0225] 透析管路25如果存在则通常配备有透析泵29，并能够从模块30(例如，透析流体的在线制备部分或袋)接收新鲜流体，并发送该流体至第二隔室4的入口端口4a。流体排放管路10、透析管路25、以及第二隔室4是治疗流体回路的一部分，在附图中一起用附图标记100表示。 [0226] 最后，设备1可以包括置换流体的一个或多个输注管路：例如预输注管路31可以连接到血液移除管路6和/或输注后管路32可连接到血液返回管路7。预输注和/或输注后管路31、32供应以来自袋的流体或直接供应以例如利用模块30在线制备的输注流体。这些管路仅在附图中示意性地表示，因为它们本身是已知的。 [0227] 设备1的控制单元21可以包括一个或多个数字模块(例如微处理器类型的)、或一个或多个模拟模块、或数字和模拟模块的合适组合。如图1的示例中所示，控制单元21与血液泵9相连和/或与透析液泵28相连和/或与透析泵29相连以及与位于动脉和静脉腔室11、12的第一和第二压力传感器13、14相连以及可选地与辅助压力传感器(如果存在的话)相连。此外，控制单元21可连接到第一和第二流体流拦截设备20、22以及连接到第三流体流拦截设备26(如果存在的话)。控制单元21还与气泡检测设备19通信、与模块30(如果制备是在线的话)通信、并可能与排气开口/管路15、16上的致动器17、18通信。控制单元21配置或编程为执行下述过程。 [0228] 如果控制单元21为可编程类型，该单元与用于存储指令的数据承载相连，当指令由控制单元21执行时，指令完成下面描述的过程。数据载体可以包括大容量存储装置(例如光学或磁)、可再编程存储器(EPROM，FLASH)或其它类型的存储器。 [0229] 通常，在开始治疗前，装置1经历由控制单元21控制的预充过程。特别地，在治疗之前，盐水溶液注入到体外回路8中以清洗和从血液管路及从处理单元去除任何空气和残余颗粒。在此过程结束时，在动脉和静脉腔室11、12中建立起工作压力下的设定盐水液位。 [0230] 一旦患者M通过脉管接入连接到该设备，控制单元21配置为移动至少血液泵9从而在动脉和静脉腔室11、12中产生在每个腔室下部的相应的设定血液液位，同时限制在每个腔室的上部的互补量的气体。这时可以开始治疗并持续所要求的时长从而适当地处理从患者M取出的血液。 [0231] 在整个治疗过程中，动脉和静脉腔室11、12中的血液液位连续地改变(虽然以小的量)，这至少是由于这样的事实：控制单元21移动在血液泵9并产生可变的血液流率，该可变的血液流率包括等于期望的血液流率值的恒定流率分量和基本上处于零平均值的可变流率分量。这特别是由于这样的事实：血液泵9性质上是蠕动的，因此在回路中产生与泵转子相联的辊/多辊操作的管泵部分6a的连续挤压动作引起的非恒定的血液流。 [0232] 换言之，沿管部分6a进行的管收缩(由接触泵部分6a的泵辊产生)引起泵入体外回路的血液的液压。在所描述的示例中，泵9包括带有两个(或多个)辊的转子，在泵转子转动时辊“挤压”管部分6a并使血液回路中的流体前进。 [0233] 替代已经描述的，可以使用能够产生非恒定的流率的其它类型的“蠕动”泵，该非恒定流率包括平均恒定分量和可变的零平均分量。例如，可以使用直线蠕动泵(例如，“手指”泵)或循环驱动泵、或能够在血液中产生脉动的夹具。 [0234] 或者，控制单元21可以被配置为控制泵9在血液产生脉动，从而使用不具有固有地产生的压力变化的其它种类的泵。或者，控制单元21可以控制治疗流体回路100中的致动器，诸如循环驱动夹具(作为第三流体流拦截设备26)或另一泵(作为透析液泵28或透析泵29)，该致动器配置为在体外血液回路8中流动的血液中诱发压力脉冲。 [0235] 不论如何产生，可变的血流流率在动脉和静脉腔室11、12二者中均产生时变的压力函数P(t)，该函数包括围绕平均压力值Pavg振荡的压力分量△P(t)。当泵9或其他致动器产生脉动时，治疗流体回路100中的阀26可以关闭从而以增加血液脉冲的大小。 [0236] 控制单元21被配置为监控静脉和动脉腔室12、11的上部120、110中的气体/空气的体积V1、V2。 [0237] 例如，控制单元21配置为：计算静脉和动脉腔室12、11的上部120、110中的气体/空气的体积V1、V2(以及，可能的话，气体的摩尔量)，然后，从这些体积V1、V2(以及从腔室12、11的已知几何形状)计算这些腔室12、11中的血液的液位L1、L2。这允许检测腔室11、12中血液液位L1、L2的变化并因而有助于减少输注气体气泡到患者体内的风险。 [0238] 为了这个目的，控制单元21从第一压力传感器14以及从第二压力传感器13接收与血液泵9(或其它致动器)产生的时变压力P(t)相关的压力信号P1(t)和P2(t)。主要由于静脉腔室12的上部120中的气体/空气的所述体积V1，该时变压力P(t)以第一时间延迟(相对于它的产生)到达第一压力传感器14。主要由于动脉腔室11的上部110中的气体/空气的所述体积V2，该时变压力P(t)以第二时间延迟(相对于它的产生)到达第二压力传感器13。 [0239] 在频域中，第一时间延迟对应于第一相移θ1且第二时间延迟对应于第二相移θ2，这些相移如下： [0240] θ1＝arctan(-ω*R1*C1) [0241] θ2＝arctan(-ω*R2*C2)，其中： [0242] ω压力信号的角频率 [0243] R1静脉腔室的流体阻力 [0244] R2动脉腔室的流体阻力 [0245] C1＝K1*V1/P1静脉腔室的流体顺应性 [0246] C2＝K2*V2/P2动脉腔室的流体顺应性 [0247] P1静脉腔室中的平均压力 [0248] P2动脉腔室中的平均压力 [0249] 控制单元21配置为接收所述压力信号P1(t)、P 2(t)并计算出时间延迟/相移之间的差θ＝θ1-θ2： [0250] θ＝(arctan(-ω*R1*k1*V1/P1)-arctan(-ω*R2*k2*V2/P2)) [0251] 在预充过程(priming procedure)之后，静脉腔室12(第一腔室)和动脉腔室11(第二腔室)中的气体的体积V1a、V2a(以及血液的液位L1a、L2a)是已知的并且基本相同。在此条件下，通过腔室11、12中的空气/气体传导的时变压力P(t)同时到达第一压力传感器14和第二压力传感器13(第一时间延迟等于第二时间延迟)。由控制单元21计算出的相移θ是零(如果R1＝R2和K1＝K2)。此条件示于图4a，其中由两个传感器(在时变压力P(t)达到时)产生的时变的压力信号P1(t)-静脉压力及P 2(t)-动脉压力的峰值对齐。 [0252] 在患者M的治疗过程中，静脉腔室12中的气体/空气的体积变化。两个腔室中“血液液位/空气体积”的该变化或不对齐导致时间延迟ΔT且两个传感器14、13检测出的时变压力P1(t)、P 2(t)的峰值偏移时间延迟ΔT，如图4b所示。在图4b中，动脉压力P2(t)呈现出相对于静脉压力P1(t)的时间延迟，因为动脉腔室11中的空气/气体体积(意味着动脉腔室11的顺应性C2)大于静脉腔室12中的空气/气体体积(意味着静脉腔室12的顺应性C1)。 [0253] 如果在某些条件下，在患者M的治疗过程中，动脉腔室11中的气体/空气的体积V2和平均压力P2为(或可假设)基本稳定，则上面的等式允许计算静脉腔室12中的体积V1： [0254] V1＝f1(θ,ω,P1,V2a,P2a)， [0255] 其中： [0256] θ为测量的； [0257] ω为已知/测量的； [0258] P1为测量的； [0259] V2＝V2a和P2＝P2a在预充后已知。 [0260] 函数“f1”可以是包括通过实验确定的常数或通过实证检验获得的相关表的函数。 [0261] 如果动脉腔室11中的气体/空气的体积不能被认为是稳定的，根据计算方法，控制单元21通过下式进一步计算时变压力信号P1(t)、P 2(t)的大小，其中大小与静脉和动脉腔室12、11的流体顺应性C1和C2相关： [0262] |P1|/|P2|＝sqrt((1+(ω*R2*C2)2)/(1+(ω*R1*C1)2)) [0263] 利用： [0264] θ＝(arctan(-ω*R1*k1*V1/P1)-arctan(-ω*R2*k2*V2/P2)) [0265] 以及 [0266] |P1|/|P2|＝sqrt((1+(ω*R2*k2*V2/P2)2)/(1+(ω*R1*k1*V1/P1)2))[0267] 其中： [0268] θ为测量的； [0269] ω为已知/测量的； [0270] P1为测量的； [0271] P2为测量； [0272] |P1|为测量的； [0273] |P2|为测量的。 [0274] 然后，可以计算出静脉腔室12中的体积V1和动脉腔室11中的体积V2。 [0275] 根据不同的实施例，如果动脉腔室11中的气体/空气的体积不能被认为是稳定的，则控制单元21配置为： [0276] -在两个水平ωa、ωb改变泵9的角频率ω； [0277] -在两个频率ωa、ωb的每个测量相移θa、θb； [0278] -在两个频率ωa、ωb的每个测量腔室11、12中的平均压力P1a、P2a、P1b、P2b； [0279] -从测量的相移θa、θb计算腔室11、12在两个频率ωa、ωb的体积V1a、V1b、V2a、V2b。 [0280] 如果没有气体/空气进入或离开腔室且温度没有变化，可以解下面的方程组以计算体积： [0281] θa＝(arctan(-ωa*R*C1a)-arctan(-ωa*R*C2a)) [0282] θb＝(arctan(-ωb*R*C1b)-arctan(-ωb*R*C2b)) [0283] P1a*V1a＝P1b*V1b [0284] P2a*V2a＝P2b*V2b, [0285] 其中流体顺应性为： [0286] C1a＝k1*V1a/P1a [0287] C1b＝k1*V1b/P1b [0288] C2a＝k2*V2a/P2a [0289] C2b＝k2*V2b/P2b [0290] 根据再一不同实施例，如果动脉腔室11中的气体/空气的体积不能被认为是稳定的，则控制单元21配置为： [0291] -测量压力脉冲的一次谐波(第一谐波first harmonic)的相移θ1； [0292] -测量压力脉冲的二次谐波(第二谐波second harmonic)的相移θ2； [0293] -通过下式从所测量的相移θ1、θ2计算腔室11、12的体积V1、V2： [0294] θ1＝(arctan(-ω1*R*C1)-arctan(-ω1*R*C2)) [0295] θ2＝(arctan(-ω2*R*C1)-arctan(-ω2*R*C2)) [0296] 其中流体顺应性是： [0297] C1＝k1*V1/P1 [0298] C2＝k2*V2/P2 [0299] 根据图2中所示的不同实施例，设备1不具有动脉腔室11，而是只有静脉腔腔室12存在。第二压力传感器13直接与血液管路的一部分关联并因而直接与血流接触。它能够相对于血液泵9的信号产生基本没有延迟(第二时间延迟是零)地测量压力信号P(t)，而第一压力传感器14以第一时间延迟在静脉腔室12的上部120感测相同的压力信号。在所示的实施例中，第二压力传感器13位于血液泵9和处理单元2的第一隔室3之间的部分。 [0300] 在频域中，在第一时间延迟对应于第一相移θ1且第二时间延迟为零： [0301] θ＝θ1＝arctan(-ω*R1*C1) [0302] 其中流体顺应性为： [0303] C1＝k1*V1/P1 [0304] 控制单元21配置为测量(唯一的)相移θ1和平均压力P 1并计算第一体积V1。 [0305] 代替测量第一压力传感器14和第二压力传感器13之间的相移θ1，可以测量第一压力传感器14和与泵的速度信号的时序相关的信号之间的相移θ1。为此目的，可施行接近传感器400来感测蠕动泵9(图2)的角速度/频率。 [0306] 根据图3所示的不同实施例，装置1包括动脉腔室11、静脉腔室12以及置于血液泵9和第一隔室3的入口端口3a之间的额外扩展腔室300。第三压力传感器310与第三腔室300的上部相关联。该额外扩展腔室300施行为用于提高静脉腔室中的信噪比(即，心脏信号与泵信号之比)(用于提取通过血液管路传送的患者M的生理脉冲)，和/或用于避免透析器凝血后血液管路中的过压。 [0307] 控制单元21被配置为计算三个腔室11、12、300中的空气/气体体积。为此目的，根据计算方法，控制单元21配置为： [0308] -测量第一和第二腔室12、11之间的压力脉冲的一次谐波(第一谐波)的相移θ1； [0309] -测量第一和第三腔室12、300之间的压力脉冲的二次谐波(第二谐波)的相移θ2； [0310] -测量第三和第二腔室300、11之间的压力脉冲的三次谐波(第三谐波,third harmonic)的相移θ3； [0311] -利用下面的方程组计算腔室11、12、300的体积V1、V2、V3： [0312] θ1＝(arctan(-ω1*R*C1)-arctan(-ω1*R*C2)) [0313] θ2＝(arctan(-ω2*R*C1)-arctan(-ω2*R*C3)) [0314] θ3＝(arctan(-ω3*R*C3)-arctan(-ω3*R*C2)) [0315] 流体顺应性是： [0316] C1＝k1*V1/P1 [0317] C2＝k2*V2/P2 [0318] C3＝k3*V3/P3 [0319] 根据不同的计算方法，控制单元21配置为： [0320] -将泵9的角频率ω设定在三个水平ωa、ωb、ωc； [0321] -在三个频率ωa、ωb、ωc的每个测量相移θa、θb、θc； [0322] -在三个频率ωa、ωb、ωc的每个测量腔室11、12、300中的平均压力P1a、P2a、P3a、P1b、P2b、P3b、P1c、P2c、P3c； [0323] -从测量的相移θa、θb、θc以及从下面的方程组(如果没有气体/空气进入或离开腔室且温度不发生变化)在三个频率ωa、ωb、ωc计算腔室11、12、300的体积V1a、V1b、V1c、V2a、V2b、V2c、V3a、V3b、V3c： [0324] θa＝(arctan(-ωa*R*C1a)-arctan(-ωa*R*C2a)) [0325] θb＝(arctan(-ωb*R*C1b)-arctan(-ωb*R*C3b)) [0326] θc＝(arctan(-ωc*R*C3c)-arctan(-ωc*R*C2c)) [0327] P1a*V1a＝P1b*V1b＝P1c*V1c [0328] P2a*V2a＝P2c*V2c＝P2b*V2b [0329] P3c*V3c＝P3b*V3b＝P3a*V3a [0330] 流体顺应性为: [0331] C1a＝k1*V1a/P1a [0332] C1b＝k1*V1b/P1b [0333] C2a＝k2*V2a/P2a [0334] C2c＝k2*V2c/P2c [0335] C3b＝k3*V3b/P3b [0336] C3c＝k3*V3c/P3c [0337] 在所有上述实施例中，控制单元21获取至少压力信号，计算至少时延/相移，并由相移进一步计算至少腔室的至少空气/气体的体积。图5中示出根据本发明方面的可通过控制单元21执行的控制过程的流程图。 [0338] 除了上述具体实施例及计算方法的实施例以外，所计算出的体积V1、V2、V3还可用于监测和调节预充期间和/或者M治疗期间腔室11、12、300中的血液的液位L1、L2、L3，从而将这些液位保持在预定范围/多个预定范围和/或在预定液位/多个预定液位。控制单元21可以被配置为发射至少报警信号以允许手动调节和/或启动控制过程以校正液位/多个液位。在这方面，空气泵可连接到腔室11、12、300并在需要时由控制单元21控制泵送空气到腔室内。 [0339] 静脉腔室12的计算体积V1可以被控制单元21用来相对于气泡传感器19计算腔室12的位置。首先计算静脉腔室12的上部120中的气体的体积V1。然后，空气/气体被注入到静脉腔室12中直至气泡检测设备19感测到所述空气/气体。然后，计算注入的空气/气体的体积Vi。通过将气体体积V1和注入的空气/气体的体积Vi的总和除以静脉腔室12的横截面积(其可被认为在腔室整个高度上恒定，或者可以关于腔室的实际轮廓被校准)，确定相对位置。这个过程在预充结束时进行以避免将空气注入患者体内。 [0340] 根据实施例，设备1的控制单元21可以配置为调整扩展腔室300和静脉腔室12内血液的液位L3、L1，从而最小化静脉腔室12中的空气/气体体积减少及最大化扩展腔室300中的空气/气体体积。以这种方式，第二压力传感器中来自血液泵的纹波将被最小化，而心脏信号将被最大化。这允许以改善的精度和鲁棒性监控和检测静脉针移位(例如在WO 2009/156174中所公开的利用听诊器方法的VNM)，并且允许最小化到达患者的气泡数目。 [0341] 根据实施例，控制单元21可配置为在预充期间确定期望的相移θ'，该相移意在用作治疗过程中的参考点。 [0342] 期望的相移θ'通过如下进行设置： [0343] -注入空气/气体进入腔室12，直至液位检测器500感测到空气/气体； [0344] -从腔室12中去除已知体积的空气/气体以在腔室12的上部120中获得期望的气体体积V'； [0345] -计算对应于期望体积V'的期望相移θ'。 [0346] 由于腔室12的几何形状和液位检测器500的位置是已知的，因此当液位检测器500感测到空气/气体时腔室12中的气体/空气体积也是已知的。由于去除的气体的体积也是已知的，因此残留的期望体积V'是已知的。 [0347] 在治疗过程中手动或利用空气泵自动调整腔室12的上部部分120中的气体体积V，以将测量的相移θ保持在期望的相移θ'。 [0348] 注意，在将预充过程中获得的所实现的设定值(期望的相移θ')用作治疗过程中的设定值之前，根据预先定义的表/函数将其转换会是有用的。这是由于以下的原因。与使用血液时相比，在使用透析溶液时机械滤过器的流动阻力R将更低，因为血液的粘度显著更高。这可能会改变泵脉冲的滤波从而大小/相位的偏移将改变。 [0349] 因为预充期间不连接针(needle)，因此与治疗期间相比，预充期间腔室12的平均压力将变得不同(会更低)。这意味着对于相同的血液流，腔室12内的气体的顺应性在两种模式下将不同。转换函数/表可基于血液和透析溶液在不同的平均血压的预定数据。然后可从表/函数产生用于特定的血液流并在当前平均血压的设定值。上述过程可选地可在治疗过程中间歇地进行。 [0350] 实施该方法的另一方式是从腔室去除空气到一液位，在该液位，脉冲的大小/相移获得期望水平。这个液位可以是固定的，或者它可以与当气体层面处于空气检测器时得到的脉冲具有固定的关系。 |
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