专利名称：体外血处理过程中测定血量的方法和设备的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种在体外血处理过程中用体外血液回路中的血处理装置测定血量的方法，以及一种在体外血处理过程中测定血量的设备。
为了去除通常与尿液一起排泄的物质和为了收回流体，在急性或慢性肾衰竭中使用了各种机器辅助的血清洗或血处理的方法。在血液透析(HD)的情况下扩散物质传输占主导地位，而在血过滤(HF)的情况下会通过隔膜发生对流物质传输。血透析过滤(HDF)(Haemodiafiltration)是这两种方法的结合。
在体外血处理过程中，病人的血液经过管线系统中的动脉分支流入如血液透析器或血液过滤器的血处理装置中，再从血液处理装置中经过管线系统中的静脉分支流回到病人体中。血液是借助于血泵，特别是设置在管线系统的动脉分支中的滚子泵进行传输的。在体外处理(超过滤)过程中流体能够从病人体中收回。
体外血液处理的其中一个主要并发症就是血压急剧下降(血压过低)，这是由极高或迅速的流体收回所引起的。
对这个问题有各种解决方案。一方面，公知的血压监视器能够连续监测血压的变化，并且根据血压的变化调节超过滤。另一面，公知的血量监视器能够测量体外处理过程中相对的血量，并根据相对血量对超过滤进行调节。
DE-C-197 46 377描述了一种测量血压的设备，它是以检测通过病人动脉血管系统中正在传播的脉冲波的传播速率或传输时间为基础的，所述脉冲波是由病人心脏收缩所引起的。
从DE-A-40 24 434中可知一种调节超过滤的设备，其中为了测定相对血量就必须监测体外回路中的血压。与处理开始的血压相比，在血处理过程中血量的变化可从血压变化来推算。
从DE 100 51 943 A1中可知一种在体外血处理过程中根据脉冲波的传输时间的病人非扩散血压测量的方法。
成为本发明基础的问题就是提供一种在体外血处理过程中能够测定血量而没有大量的设备花费的方法。本发明的再一个问题就是提供一种在体外血处理过程中能够测定血量而没有大量的设备花费的装置。
这些问题的解决方案是分别根据具有权利要求1和8的特征的发明而实现的。实施例的较佳形式是从属权利要求的主题。
根据本发明的方法和根据本发明的设备是以体外血液回路中的脉冲波的发生为基础的，由此可以测量在体外回路中传播的脉冲波的传播速率或传输时间。血量根据所测量的脉冲波的传播速率或传输时间而被测定。
血量能够根据脉冲波的传播速率或传输时间被测定，因为某些血液成分，例如血红蛋白、蛋白质等残留在体外血液路中，但是血浆水被除去。因此血液成分浓度的变化能够用于测量血量的变化。
在下面说到血量时，应该明白是指绝对血量和相对血量。在时刻t时相对血量定义为RBV(t)=V(t)V(0)---(1)]]>其中V(0)是在时刻t＝0，即开始透析处理时的血量，和V(t)是在时刻t，即处理过程中的血量。
由于根据本发明的方法和根据本发明的设备利用了在公知的透析机中无论如何都会出现的血压测量，因此仪器的费用相对较低。用于机器的微处理器控制的软件的适当扩展仅仅需要测定血量。
在实施例的较佳形式中，在体外回路中测量血压脉冲波的传播速率或传输时间，所述的血压脉冲波是由设置在公知血透析机的体外回路中的血泵引起的。公知的透析机的血泵通常是滚子泵，它根据泵轮的每一周转动而产生压力脉冲。
由血泵产生的脉冲波最好使用压力传感器进行检测，该压力传感器设置在公知透析机的体外回路中。
为了提高精确度，用压力传感器实现压力测量能够得到好处，压力传感器被设置而使得空气柱不会与血液管道直接接触或在设有压力测量室前不会与它直接进行接触，血液线路流经压力测量室。
在实施例的特定形式中，血泵设置在血处理装置的血液线路上游的动脉分支上，检测脉冲波的压力传感器设置在血液线路的静脉分支中的血处理装置的下游。因此传输时间将被测量的区段就是位于血泵和压力传感器之间的血液线路部分。
如果由血泵产生脉冲波的时间未知，那么由血泵产生的脉冲波就能用第二压力传感器进行检测，第二压力传感器设置在血液线路动脉分支中的血处理装置的上游。但是该时间也能够从泵轮的位置获得，例如，使用霍尔传感器进行检测。霍尔传感器能够具有一个与转子一起旋转的磁铁，其磁场能够周期性地穿透位于定子上的霍尔探头，在所述的霍尔探头上能够拾取合适的电压信号。
为了在血处理的两个不同的时刻从脉冲波的传播速率或传输时间的比率中测定相对血量，本发明提供了另一种形式的实施例。
下面将参考附图详细地解释具有测定相对血量的设备的透析机实施例的一个具体例子。
附图表示如下
图1非常简化地图示了具有测定相对血量的设备的透析机的必要部件，和图2表示用于测定血液线路的动脉和静脉分支中压力的动脉和静脉压力传感器的信号和用于测定泵轮位置的霍尔传感器的信号的暂态过程。
血透析装置具有透析机1，它被半浸透隔膜2分为血液室3和透析流体室4。血液室的进口与动脉血馈送线5的一端相连接，动脉血泵6被结合在动脉血馈送线5中，而血液室3的出口与静脉血排放线7的一端相连接，滴注室8被结合在静脉血排放线7中。血馈送线和血排放线5，7是常用的管线，它们分别形成体外回路I的动脉和静脉分支。
血泵6是常用的滚子泵，其每转一周产生在体外血液回路I中经过血馈送线5、血液室3和血排放线7传播的两个压力脉冲。每当滚子泵6的转子占有某一个位置时就会产生压力波。为了监测泵转子的位置，滚子泵6具有一个霍尔传感器33。血透析机的透析流体系统II包括准备透析流体的设备12，它通过透析流体馈送线的第一区段13与平衡设备15的第一半室14a的进口相连接。透析流体馈送线的第二区段16将第一半平衡室14a的出口与透析流体室4的进口相连接。透析流体室4的出口经过透析流体排放线的第一区段17a与第二半平衡室14b的进口相连接。透析流体泵18被结合在透析流体排放线的第一区段17a中。第二半平衡室14b的出口经过透析流体排放线的第二区段17b与排放室19相连接。也通向排放室19的超过滤线20ab从透析流体泵18的上游的透析流体排放线17a进行分叉。超过滤泵21被结合在超过滤线20中。
为了简化起见，通常存在的第二平衡室在图1中没有显示，为了保证实质上的恒流，第二平衡室相对于第一平衡室并行操作并且被移相。
该血透析机还包括中央控制单元22，它经过控制线23至25与血泵6、透析流体泵18和超过滤泵21相连接。
在血透析处理过程中，病人的血液流过血液室，透析流体流过透析机的透析流体室。由于平衡设备15被结合到透析流体通道中，因此仅有与经过透析流体馈送线流进的一样多的透析流体经过透析流体排放线流出。使用超过滤泵21能够将流体从病人体中收回。
血透析机还具有一种能够在透析处理过程中非浸入测量相对血量的设备。该设备利用了血透析机的各种部件。因此它是该透析机的一部分。下面将详细描述用于测定相对血量的设备。
用于测定相对血量的设备具有压力传感器26，用于测量透析机1的血泵6下游和血液室3上游的血液馈送线5中的压力；压力传感器27，用于测量透析机的血液室3下游的血液排放线7中的压力。两个压力传感器26、27经过信号线28、29与分析单元30相连接，在分析单元30中处理传感器的信号。分析单元是血透析机的微处理器控制的一个部件。根据所测量的压力值，该分析单元测定相对血量，相对血量显示在显示单元31上，显示单元经过数据线32与分析单元相连接。
下面将描述用于测定相对血量RBV的设备的机能。相对血量的测定是以测量由血泵6产生的脉冲波的传输时间为基础的，该脉冲波在体外血液回路I中传播。测量区段L由动脉与静脉压力传感器26、27之间的血液线路和血液室部分组成。该区段L在图1中用a’，b’和c’表示。
脉冲波传输时间和RBV之间的理论关系从如下获得。在不可压缩流体中，该理论关系存在于横截面积为A的弹性圆柱形管中，纵向压力波的传输速率c由下式给出c=AdpρdA---(2)]]>其中c脉冲波速度ρ流体的密度dp压力变化dA面积变化在透析处理过程中，在动脉压力传感器(最好直接设置在血泵的下游，或更精确地设置在血泵上)和静脉压力传感器之间总长为L的部分血液管道系统(测量区段)上的传输时间PTT(“脉冲传输时间”)等于PTT=Lc=LρA·dAdp---(3)]]>从方程式(3)，我们可得出PTT(t0)=Lρ(t0)(dA/A(t0)dp)t0---(4)]]>PTT(t)=Lρ(t)(dA/A(t)dp)t---(5)]]>其中PTT(t0)时刻t0时的传输时间
PTT(t)时刻t时的传输时间对于方程式(4)和(5)，我们得出PTT(t)PTT(t0)=ρ(t)ρ(t0)(dA/A(t)dp)t(dA/A(t0)dp)t0---(6)]]>(PTT(t)PTT(t0))2=ρ(t)ρ(t0)K(P)---(7)]]>K(P)=(dA/A(t)dp)t/(dA/A(t0)dp)t0---(8)]]>这里，K(P)表示在时刻t和t0时管道扩展尺寸的比率。血液的质量密度用血液中蛋白质和水的质量分率对总血量的比率来定义ρ(t0)=mprotein(t0)+mwater(t0)V(t0)---(9)]]>ρ(t)=mprotein(t)+mwater(t)V(t)---(10)]]>其中ρ(t0)在时刻t0时血液的质量密度ρ(t)在时刻t时血液的质量密度V(t0)在时刻t0时的血量V(t)在时刻t时的血量Mprotein(t0)在时刻t0时V(t0)中蛋白质的质量Mprotein(t)在时刻t时V(t0)中蛋白质的质量Mwater(t0)在时刻t0时V(t0)中水的质量Mwater(t)在时刻t时V(t0)中水的质量由于透析机的隔膜不能渗透绝大多数血蛋白，因此在血透析过程中的血蛋白含量大致保持不变，即，Mprotein(t)＝Mprotein(t0)。从方程式(9)、(10)和(1)，我们得出
ρ(t)ρ(t0)=1RBV(t)(1-mwater(t0)-mwater(t)mprotein(t0)-mwater(t0))---(11)]]>由于Mwater(t0)-Mwater(t)＝V(t0)[1-RBV(t)].ρw，因此方程式(11)可用下面的形式给出ρ(t)ρ(t0)=1RBV(t)(1-ρwρ(t0)+RBV(t)ρwρ(t0))---(12)]]>其中ρw表示水的质量密度。
对于方程式(7)和(12)，我们得出(PTT(t)PTT(t0))2=1RBV(t)(1-ρwρ(t0)+RBV(t)ρwρ(t0))K(P)---(13)]]>该方程式的解答如下RBV(t)=(1-ρwρ(t0))K(P)(PTT(t)PTT(t0))2-ρwρ(t0)K(P)---(14)]]>如果管道系统是弹性的，并且在处理过程中保留在比值范围(弹性范围)中，那么就根据虎克(Hooke)定律K(P)＝1。从这个我们得出RBV(t)=(1-ρwρ(t0))(PTT(t)PTT(t0))2-ρwρ(t0)---(15)]]>方程式(15)表示相对血量RBV(t)是在时刻t0时传输时间和血密度比率的函数。假定在透析处理前所有病人的血密度大致相同，则RBV(t)就仅仅取决于传输时间的比率。
但是，如果管道的弹性取决于管道中的压力，特别是如果在弹性和压力之间存在非线性关系，特性曲线就能够适用于K(P)。
在透析处理开始时，分析单元30测定时刻t0时的传输时间PTT(t0)。该值存储在存储器中。在透析处理开始时水的质量密度ρw和血液质量密度ρ(t0)的值也输入到该存储器中。这些值被看成是常数。它们能够从外部输入或被永久预设。
为了测定传输时间PTT(t0)，就要测量脉冲波从动脉压力传感器26到静脉压力传感器27所需要的时间。
即使图1中测量区段a’+b’+c’允许较长的测量时间，也需要考虑沿该区段具有不同弹性的元件。因此，例如，透析机和血液管道就弹性而论具有不同的特性。为了避免干扰影响，因此，仅对沿透析机上游或下游的血液管道的测量区段进行测量。不是用于测量泵和动脉压力传感器之间的传输时间的动脉压力传感器应该被提供在血泵的下游，就是应该提供用于测量两个静脉传感器之间的传输时间的两个静脉压力传感器。
图2表示压力传感器26，27的压力信号的暂态过程。可清楚地看出脉冲波首先到达动脉压力传感器，然后到达静脉压力传感器。在动脉和静脉压力传感器之间测量区段L上的传输时间在图2中用PTT1表示。为了具有特定长度的测量区段，动脉压力传感器26应该紧接地设置在血泵6的下游，并且静脉压力传感器27应该设置在血液线路中血液室3的尽可能远的下游。
在透析处理过程中，分析单元30连续地测定脉冲波的传输时间PTT(t)和根据方程式(15)连续地计算相对血量RBV(t)。
假定弹性和压力之间具有非线性关系，则K(p)的特性曲线被存储在存储器中。然后就根据方程式(14)计算相对血量。
实施例的另一种形式在血液排放线7中仅提供一个静脉压力传感器27。在血液馈送线5中原则上不需要动脉压力传感器26。代替该动脉压力传感器，压力波的产生能够使用血泵的霍尔传感器进行检测。
图2表示传感器33的霍尔信号。可清楚地看出霍尔和压力信号的下降沿是一致的。在血泵和静脉压力传感器之间区段上的传输时间在图2中用PTT2表示。由于血泵转子上的磁铁每转一周仅产生一个信号，并且该转子具有两个吸收滚筒，因此霍尔信号的频率是与压力信号频率的一半。
权利要求
1.一种在体外血液回路中使用血处理装置确定体外血液处理过程中血量的方法，该体外血液回路具有通向血处理装置的血液线路的动脉分支和始于血处理装置的血液线路的静脉分支，其特征在于脉冲波产生在体外血液回路中，由此测量在体外回路中传播的脉冲波的传播速率或传输时间，根据所测量的脉冲波的传播速率或传输时间测定血量。
2.如权利要求1所述的方法，其特征在于测量在体外回路中由血泵产生的脉冲波的传播速率或传输时间。
3.如权利要求1或2所述的方法，其特征在于使用设置在体外回路中的压力传感器检测由血泵产生的脉冲波。
4.如权利要求3所述的方法，其特征在于血泵设置在血处理装置的血液线路上游的动脉分支中，检测脉冲波的压力传感器设置在血液线路的静脉分支中的血处理装置的下游。
5.如权利要求4所述的方法，其特征在于由血泵产生的脉冲波使用第二压力传感器进行检测，第二压力传感器设置在血液线路的动脉分支中的血处理装置的上游。
6.如权利要求1至5的任一所述的方法，其特征在于相对血量RBV(t)根据在血处理的两个不同时刻t、t0的脉冲波的传输时间或传播速率的比率来测定。
7.如权利要求6所述的方法，其特征在于相对血量RBV(t)由下面的方程式根据脉冲波的传输时间的暂态变化进行计算RBV(t)=1-ρwρ(t0)(PTT(t)PTT(t0))2-ρwρ(t0)]]>其中PTT(t)和PTT(t0)是在时刻t和t0时具有设定长度L的体外血液回路区段上脉冲波的传输时间，ρw是水的质量密度，ρ(t0)是在血处理开始时血液的质量密度。
8.一种在体外血液回路(I)中测定体外血处理过程中血量的设备，它具有通向血处理装置(1)的血液线路(5，7)的动脉分支(5)和始于血处理装置的血液线路(5，7)的静脉分支(7)，还有用于测量在体外回路中传播的脉冲波的传播速率或传输时间的装置(26，27，30)，其特征在于用于在体外血液回路(I)中产生脉冲波的装置(26)，以及用于测定血量的装置(30)，该装置被设计成，血量能够根据脉冲波的传输时间或传播速率测定。
9.如权利要求8所述的设备，其特征在于血泵(6)设置在体外回路(I)中，由此所述用于测量脉冲波的传输时间或传播速率的装置(26，27，30)被设计成，在体外回路中由血泵(6)产生的脉冲波的传播速率或传输时间被测量。
10.如权利要求8或9所述的设备，其特征在于用于检测由血泵(6)产生的脉冲波的压力传感器(27)设置在体外回路(I)中。
11.如权利要求10所述的设备，其特征在于血泵(6)设置在血处理装置(1)上游的血液线路(5，7)的动脉分支(5)上，并且检测脉冲波的压力传感器(27)设置在血液线路(5，7)的静脉分支(7)中的血处理装置的下游。
12.如权利要求11所述的设备，其特征在于用于检测脉冲波的第二压力传感器(26)设置在血液线路(5，7)的动脉分支中的血处理装置(1)的上游。
13.如权利要求8至12的任一所述的设备，其特征在于用于测定相对血量的装置(30)被设计成，相对血量RBV(t)根据在血处理的两个不同时刻t、t0的脉冲波的传输时间或传播速率的比率来测定。
14.如权利要求13所述的设备，其特征在于用于测定相对血量的装置(30)被设计成，相对血量RBV(t)由下面的方程式根据脉冲波的传输时间的暂态变化进行计算RBV(t)=1-ρwρ(t0)(PTT(t)PTT(t0))2-ρwρ(t0)]]>其中PTT(t)和PTT(t0)是在时刻t、0时具有设定长度L的体外血液回路区段上脉冲波的传输时间，ρw是水的质量密度，ρ(t0)是在血处理开始时血液的质量密度。
全文摘要
本发明涉及一种用于测定在体外血液循环过程中的血量的方法，其基于在体外循环系统中传播的脉冲波的传播时间或传播速率。本发明最好包括由血泵(6)产生的脉冲波的传播时间或传播速率的测量，该血泵位于血液线路(5，7)的动脉分支(5)中。用于测定血量的设备(30)能够采用压力传感器(27)，其位于血液线路的静脉分支(7)中并且在现有技术的血处理设备中已经被提供。其结果是，所需的设备量相对较少。
文档编号A61M1/16GK1665556SQ03815830
公开日2005年9月7日 申请日期2003年5月30日 优先权日2002年7月6日
发明者张薇 申请人:弗雷泽纽斯医疗保健德国有限公司