技术领域
本发明大致涉及用于对例如使用透析机接受体外血液处理的病人的心脏 骤停进行检测和信号化的技术。
背景技术
在体外血液处理中，将血液从人或动物主体取出、处理(例如处置)然 后通过体外血流回路(“EC回路”)再次引入到主体，该体外血流回路是血 液处理装置的一部分。一般来说，血液通过血液泵经由EC回路循环。在某 些类型的体外血液处理中，EC回路包括用于取出血液的接入设备(例如动脉 针或导管)和用于血液再引入的接入设备(例如，静脉针或导管)，它们被 插入到主体上专用的血管接入点(如瘘管或移植部)。这种体外血液处理包 括血液透析、血液透析过滤、血液过滤、血浆置换、血液存储、捐赠者血液 的血液成分(例如细胞)分离、血液成分置换、体外血液氧化、辅助血液循 环、体外肝支持/透析、超滤等。
将EC回路中出现故障的风险降到最小是非常重要的，因为这些风险可 能导致对主体带来潜在生命威胁的情况。例如，如果血液泵下游的EC回路 例如由于静脉针脱出(VND)事件(其中静脉针从血管接入点松动)而中断， 则可能出现严重的情况。这种中断可能会导致主体血液在几分钟内枯竭。已 经进行了许多研究来防止并检测VND，例如，通过安装用于检测血管接入点 处的血液泄露的专用外部设备来改善针头以及至病人的关联管路的附接，或 者通过监控位于EC回路中血液泵的下游侧的压力传感器(“静脉传感器”) 测量的压力。通常，压力监控是通过将一个或多个测得的静态压力水平与一 个或多个阈值比较而进行的。然而，可能难以设定合适的阈值，因为EC血 液回路中的静态压力可能在不同的处理之间变化，而且在一次处理期间也有 可能例如由于主体移动而变化。此外，如果静脉针松动并且卡在床单或主体 的衣物中，则测得的静态压力水平的变化可能不足以指示潜在的危险情况。 为了克服这些缺陷，WO97/10013、US2005/0010118、WO2009/156174、 WO2010/149726和US2010/0234786都提出了各种技术来通过识别来自EC 回路中血液泵的下游侧的压力传感器的压力信号中心脏或呼吸脉冲的缺失， 以检测VND事件。
虽然VND是一种严重的透析中并发症，然而它并没有心脏骤停(也称 为心肺骤停或循环骤停)那么常见，心脏骤停是由于心脏未能有效收缩导致 的血液正常循环停止。1999年，Bleyer等人的文章“血液透析病人中突发心 脏死亡率(Sudden and cardiac death rates in hemodialysis patients)”(发表在 国际肾脏期刊(Kidney International)上，第55卷(1999),1553-1559页)报 道了美国血液透析病人的突发心脏死亡率上升。之后有报道称这种绝对严重 的透析中并发症在10万起治疗中大约发生7起，这大约比VND更常见5到 10倍，请参阅Karnik等人的文章“透析单位中的心脏骤停和猝死(Cardiac arrest and sudden death in dialysis units)”(发表在国际肾脏期刊(Kidney Int.) 上，2001年7月，60(1):350-7)。基于在全球二百万病人中的每个病人每年 执行大约150次治疗这一事实，可以假设，每年全世界正在进行透析中约 20000起心脏骤停事件发生。透析病人心脏骤停事件的结果通常非常糟糕： 根据Karnik等人的报告，13％的病人死在与治疗关联的诊室内，60％的病人 在48小时内死亡。如Alpert在文章“关于透析的突发心脏骤停和突发心脏 死亡：流行病学、评估、治疗和预防(Sudden cardiac arrest and sudden cardiac death on dialysis:Epidemiology,evaluation,treatment,and prevention)”(在发 表于血液透析国际期刊(Hemodial Int)2011年10月，15增补1:S22-9)中 指出的，突发心脏骤停是透析病人最常见的死亡原因。
根据Sasson等人的文章“医院外心脏骤停的存活预测：系统回顾和综合 分析(Predictors of survival from out-of-hospital cardiac arrest:a systematic review and meta-analysis)”(在心血管质量和转归(Circ Cardiovasc Qual Outcomes 2010)上发表，3:63–81)，所有心脏骤停的病人中只有8％的病人 在被给予心肺复苏术(CPR)后存活。发生在临床环境中的事故可能结果更 好一些，所见证的心脏骤停有22％的存活率，如Peter等人的文章“医院中 成人心肺复苏之后的存活预测(Predictors of survival following in-hospital adult cardiopulmonary resuscitation)”(发表于CMAJ，2002，167(4):343-8) 所报道的。仅CPR是不可能使心脏重新启动的，通常需要对主体的心脏提供 电击(除颤)以恢复可生存或“可转流(perfusing)”心脏节律。
根据Guyton和Hall的“医学生理学教科书(Textbook of Medical Physiology)”(第11版，Elsevier Saunders，2006，155页,ISBN-13: 978-0-7216-0240-0)，至于发病率，心脏骤停5～8分钟的病人中大约50％ 的病人在成功复苏之后会患上脑损伤。只有在心脏停止跳动之后6分钟内启 动CPR才是有效的，因为当在该时间之后将新鲜血液注入细胞会出现永久性 脑细胞损伤。在缺氧环境中大脑的细胞在短短的4-6分钟变得休眠，并且细 胞不能在传统复苏中在重新引入氧气之后存活。总之，快速检测和早期心肺 复苏(CPR)并且随后除颤对于成功的结果而言是至关重要的。
从这一观点来看，在许多透析诊室中，工作人员不能对他们的病人提供 恒定的监护。如E Lindley在“都柏林静脉针脱出调查2010(Venous Needle Dislodgement Survey Dublin 2010)”(EDTNA/ERCA VND项目, EDTNA/ERCA 2011提交)中的报道，根据与来自39个国家的385名护士进 行的调查表明，受访者中58％的人声称在他们的诊室内有从护士站不能清楚 看见的病人。70％的受访者表示，会对病人进行定期检查，但时间间隔较长， 通常为30至60分钟。可以得出结论，心脏骤停事件发生而很长时间没有被 注意到的风险较高，以至于没有合理的可能性使得病人免于损伤或死亡。
出于经济原因和实际原因，不可能期望将所有透析病人连接至用于对心 跳骤停进行检测和信号化的专用设备(如脉搏手表或心电图仪(ECG))。
即使很长时间以来人们已经知道监控来自透析机中静脉压力传感器的压 力信号中的心脏脉冲以检测VND，然而迄今还没有人提出基于来自透析机中 压力传感器的压力信号对心脏骤停进行检测和信号化。例如，在EP0330761、 US2005/0010118和WO2009/156175中已经提出了结合VND监控心脏速率， 但是这并不意味着使用心脏速率或甚至可以使用心脏速率以用于检测心脏骤 停的目的。应当理解的是，输出真正表示心脏速率的信号不是一个简单的任 务，尤其是当心脏速率消失或心脏脉冲变得非常弱时。在透析处理期间，血 液泵运转并在压力信号中造成强的脉动，尤其是在血液泵是常规类型(蠕动 类型)的情况下。在压力信号中来自泵的脉动比来自心脏的脉动更强，这是 很常见的。即使可以采用滤波来抑制来自泵的脉动，这种滤波通常也是不完 全的，会在滤波后的压力信号中留下来自泵的脉动的至少较弱的残余分量。 这意味着，如果心脏停止，则用于提取心脏速率的算法或电路可能识别出该 残余分量并且在正常心脏速率的区域内仍然输出频率信号(因为血液泵通常 以心跳频率范围内的频率运转)。总而言之，这意味着不能认为现有技术仅 提到检测压力信号中的心脏速率的能力就暗示了用于检测心脏骤停的技术。
显然，在血液透析领域存在一种长期以来已经能感受到但还没有被满足 的需求，即在透析处理期间对于透析病人心脏骤停进行在线监控的简单而且 性价比高的技术。这一需求至少从二十世纪90年代后期已经被人们熟知，虽 然在1988年已经在前述EP0330761中被提出来以使用来自EC回路中的压力 传感器的压力信号来监控心脏速率，然而没有一个人尝试将其关联到可以经 由这种压力信号来监控心脏骤停。
发明内容
本发明的一目的是至少部分克服上述现有技术中的限制中的一个或多 个。
另一目的是提供一种用于监控连接至体外血液处理装置的病人的心脏骤 停的技术。
又一目的是提供一种廉价而且实施起来简单的监控技术。
再一目的是提供一种假阳性和假阴性出现率较低的监控技术。
这些目的中的一个或多个以及将从以下描述中出现的进一步的目的至少 部分通过根据独立权利要求的监控设备、体外血液处理装置、监控方法以及 计算机可读介质实现，独立权利要求的实施例通过从属权利要求限定。
本发明的第一方案是一种监控设备，包括：输入块，被配置为获得来自 第一压力传感器的第一压力信号，所述第一压力传感器被布置在体外血液处 理装置中以检测所述体外血液处理装置中被泵送通过血液处理单元的流体中 的压力变化，其中，所述体外血液处理装置连接至主体的心血管系统，并且 包括至少一个血液泵送设备，所述至少一个血液泵送设备可操作以将血液从 所述心血管系统泵送通过所述血液处理单元并将血液泵送返回所述心血管系 统；处理块，被配置为重复处理所述第一压力信号，以产生用于指示源自所 述主体的心跳的压力脉动的参数值的时间序列；以及评估块，被配置为根据 心脏骤停的检测标准来评估所述参数值，并且如果所述检测标准满足则产生 用于将主体的心脏骤停信号化的报警信号，所述心脏骤停的检测标准被设定 为检测所述第一压力信号中源自心跳的压力脉动的消失。
在一个实施例中，所述输入块还被配置为获得来自第二压力传感器的第 二压力信号，所述第二压力传感器布置在所述体外血液处理装置中，以检测 所述流体中的压力变化；其中，所述处理块被配置为处理所述第一压力信号 和所述第二压力信号以产生所述参数值的时间序列。所述心脏骤停的检测标 准可以设定以检测所述第一压力信号和所述第二压力信号这二者中源自心跳 的压力脉动的消失。
在一个实施例中，所述参数值的时间序列包括表示所述第一压力信号中 源自心跳的压力脉动的速率的第一速率值的时间序列以及表示所述第二压力 信号中源自心跳的压力脉动的速率的第二速率值的时间序列；其中，所述检 测标准涉及识别所述第一速率值和所述第二速率值之间的差。
在一个实施例中，所述参数值的时间序列包括表示所述第一压力信号和 所述第二压力信号之间的相关程度的相关值的时间序列，其中，所述检测标 准涉及将所述相关值与相关性阈值比较。
在一个实施例中，所述参数值的时间序列包括表示至少所述第一压力信 号中源自心跳的压力脉动的幅度的幅度值的时间序列，其中，所述检测标准 涉及将所述幅度值与幅度阈值比较。
在一个实施例中，所述参数值的时间序列包括表示至少所述第一压力信 号中源自心跳的压力脉动的速率的速率值的时间序列；其中，所述检测标准 涉及如下内容中的至少之一：识别速率值的时间序列中的突然变化；基于所 述速率值的时间序列，识别出所述压力脉动的速率基本上等于所述至少一个 血液泵送设备的频率；以及基于所述速率值的时间序列，识别出所述压力脉 动的速率在预定义的范围之外，所述预定义的范围优选地限定所述主体体内 中心跳速率的生理极限。
在一个实施例中，所述参数值的时间序列包括表示至少所述第一压力信 号的形状并且被计算为在至少所述第一压力信号中的时间窗口内针对信号值 的统计度量的统计值的时间序列，并且其中所述检测标准涉及将所述统计值 与统计阈值比较。
在一个实施例中，所述评估块包括检测测试子块和验证测试子块，其中， 所述监控设备被配置为在所述至少一个血液泵送设备的操作期间根据所述检 测标准促使所述检测测试子块评估所述参数值的时间序列，并且其中，所述 监控设备被配置为，如果检测标准满足，则停止所述至少血液泵送设备并启 动所述验证测试子块，并且其中，所述验证测试子块被配置为，在所述启动 时，当所述至少一个血液泵送设备停止时，对至少所述第一压力信号评估源 自所述主体的心跳的压力脉动不存在，并在检测到不存在压力脉动时，促使 所述评估块产生报警信号，所述报警信号将所述主体的心脏骤停信号化。
在一个实施例中，所述检验测试子块被配置为，在所述至少一个血液泵 送设备已经停止后基于由所述处理块产生的参数值的时间序列，对至少所述 第一压力信号评估源自所述主体的心跳的压力脉动不存在。
在一个实施例中，所述输入块被配置为执行预备滤波，以抑制在至少所 述第一压力信号中源自所述至少一个血液泵送设备的压力脉动，其中，所述 监控设备被配置为，当所述验证测试子块被启动时，改变或禁用所述输入块 中的预备滤波。
在一个实施例中，所述检测测试子块还被配置为，如果检测标准满足， 则评估由此满足的检测标准的置信水平，其中，所述检测测试子块被配置为， 如果所述置信水平被认为充分，则促使所述评估块产生所述报警信号，并且 其中所述监控设备被配置为，如果所述置信水平被认为不充分，则启动所述 验证测试子块。
在一个实施例中，所述验证测试子块被配置为，如果在至少所述第一压 力信号中不能检测到不存在压力脉动，则启动配置过程，以至少基于所述第 一压力信号设定所述检测标准。
在一个实施例中，所述监控设备在可行性检查阶段可操作以使得所述监 控设备能够检测心脏骤停，其中，所述可行性检查阶段包括：将在至少所述 第一压力信号中源自心跳的压力脉动的幅度与可行性阈值比较；如果所述幅 度超过所述可行性阈值，则使得所述监控设备检测心跳骤停。
在一个实施例中，所述可行性检查阶段还包括：基于各压力信号中源自 心跳的压力脉动的幅度，在从所述体外血液处理装置中的多个压力传感器获 得的多个压力信号中选择至少所述第一压力信号。
在一个实施例中，所述监控设备被配置为执行所述可行性检查阶段，使 得所述至少一个血液泵送设备在所述可行性检查阶段的至少一部分期间停 止。
在一个实施例中，所述体外血液处理装置经由单个接入设备连接至所述 心血管系统，并且被配置在为以血液取出期间、血液返回期间以及所述血液 取出期间和所述血液返回期间之间的切换期间的重复序列操作，在所述血液 取出期间，第一血液泵送设备被操作以将血液经由所述接入设备从所述心血 管系统取出，在所述血液返回期间，第二血液泵送设备被操作以将血液经由 所述接入设备泵送返回所述心血管系统，在所述切换期间，所述第一血液泵 送设备和所述第二血液泵送设备停止，其中，所述处理块被配置为在所述切 换期间产生所述参数值的时间序列，并且其中所述评估块被配置为对所述切 换期间产生的参数值评估以检测心脏骤停。
在另一实施例中，所述体外血液处理装置经由单个接入设备连接至所述 心血管系统，并且被配置为以血液取出期间、血液返回期间的重复序列操作， 在血液取出期间，所述至少一个血液泵送设备被操作以将血液经由所述接入 设备从所述心血管系统取出到容器中，在所述血液返回期间中，所述至少一 个血液泵送设备停止并且血液经由所述接入设备从所述容器流回所述心血管 系统，其中，所述处理块被配置为在所述血液返回期间产生所述参数值的时 间序列，并且其中，所述评估块被配置为对所述血液返回期间产生的参数值 评估以检测心脏骤停。
在一个实施例中，所述监控设备被配置为所述检测标准修改为诸如所述 至少一个血液泵送设备的泵送速率之类的所述体外血液处理装置的一个或多 个操作参数的函数。
在一个实施例中，所述第一压力传感器布置在所述体外血液处理装置中 的体外血液回路中所述血液处理单元和所述至少一个血液泵送设备的上游， 并且其中，在所述第一压力信号中源自所述主体的心跳的压力脉动叠加在基 线压力水平上，其中，所述评估块被配置为仅在所述基线压力水平中不存在 近期变化的情况下产生所述报警信号。
在一个实施例中，所述第一压力传感器是如下传感器中之一：布置在所 述体外血液处理装置中体外血液回路中所述至少一个血液泵送设备和所述血 液处理单元的下游的压力传感器，布置在所述体外血液回路中所述至少一个 血液泵送设备和所述血液处理单元的上游的压力传感器，以及布置在处理流 体供应系统中的压力传感器；所述处理流体供应系统用于将处理流体泵送通 过所述血液处理单元。
本发明的第二方案是一种监控设备，包括：用于获得来自第一压力传感 器的第一压力信号的装置，所述第一压力传感器被布置在体外血液处理装置 中以检测所述体外血液处理装置中被泵送通过血液处理单元的流体中的压力 变化，其中，所述体外血液处理装置连接至主体的心血管系统，并且包括至 少一个血液泵送设备，所述至少一个血液泵送设备可操作以将血液从所述心 血管系统泵送通过所述血液处理单元并将血液泵送返回所述心血管系统；用 于重复处理所述第一压力信号以产生用于指示源自所述主体的心跳的压力脉 动的参数值的时间序列的装置；用于根据心脏骤停的检测标准来评估所述参 数值的装置，所述心脏骤停的检测标准被设定为检测所述第一压力信号中源 自心跳的压力脉动的消失；以及用于在所述检测标准满足的情况下产生用于 将主体的心脏骤停信号化的报警信号的装置。
本发明的第三方案是一种监控设备，包括：输入块，被配置为获得来自 第一压力传感器的第一压力信号，所述第一压力传感器被布置在体外血液处 理装置中以检测所述体外血液处理装置中被泵送通过血液处理单元的流体中 的压力变化，其中，所述体外血液处理装置连接至主体的心血管系统，并且 包括至少一个血液泵送设备，所述至少一个血液泵送设备可操作以将血液从 所述心血管系统泵送通过所述血液处理单元并将血液泵送返回所述心血管系 统；以及信号处理器，被配置为重复处理所述第一压力信号，以产生用于指 示源自所述主体的心跳的压力脉动的参数值的时间序列，根据心脏骤停的检 测标准来评估所述参数值，并且如果所述检测标准满足则产生用于将主体的 心脏骤停信号化的报警信号，所述心脏骤停的检测标准被设定为检测所述第 一压力信号中源自心跳的压力脉动的消失。
本发明的第四方案是一种体外血液处理装置，体外血液回路，所用于连 接至主体的心血管系统；血液处理单元，位于所述体外血液回路中；至少一 个血液泵送设备，位于所述体外血液回路中，至少一个血液泵送设备可操作 以将血液从所述心血管系统泵送通过所述血液处理单元并将血液泵送返回所 述心血管系统；处理流体供应系统，可操作以将处理流体泵送通过所述血液 处理单元；压力传感器，布置在所述体外血液回路和所述处理流体供应系统 之一中，以检测血液和处理流体之一的压力变动；以及压力传感器，布置在 所述体外血液回路和所述处理流体供应系统之一中，以检测血液和处理流体 之一的压力变动，其中所述装置还包括根据第一到第三方案中任意一个所述 的监控设备。
在一个实施例中，该装置还包括复苏设备，所述复苏设备用于心肺复苏 和/或除颤。该装置可以可操作以当所述监控设备已经产生用于将所述主体的 心脏骤停信号化的报警信号时激活所述复苏设备。可替代地或此外，所述装 置可以可操作以当所述监控设备已经产生用于将所述主体的心脏骤停信号化 的报警信号时控制所述处理流体供应系统降低所述处理流体的温度，从而降 低所述主体的体温。
在一个实施例中，所述装置可操作以当所述监控设备已经产生用于将所 述主体的心脏骤停信号化的报警信号时控制所述处理流体供应系统和所述体 外血液回路中的至少一个以改变泵送给所述主体的心血管系统的血液的组 分。该透析机可以改变处理流体的组分，这间接影响泵送给病人的血液的组 分或者例如通过注射到血液中而直接改变泵送给病人的血液的组分。组分的 改变可能涉及添加新的物质以增大/减小已有物质的量。该物质可以在包括如 下物质的组中选择：血管加压药、肾上腺素、加压素、阿托品、胺碘酮、利 多卡因、盐水、氯化钙、氯化钠、葡萄糖酸钙、柠檬酸盐、肝素、钾、镁、 葡萄糖、碳酸氢盐、氧和二氧化碳。
本发明的第五方案是一种监控方法，包括：获得来自第一压力传感器的 第一压力信号，所述第一压力传感器被布置在体外血液处理装置中以检测所 述体外血液处理装置中被泵送通过血液处理单元的流体中的压力变化，其中， 所述体外血液处理装置连接至主体的心血管系统，并且包括至少一个血液泵 送设备，所述至少一个血液泵送设备可操作以将血液从所述心血管系统泵送 通过所述血液处理单元并将血液泵送返回所述心血管系统；处理所述第一压 力信号，以产生用于指示源自所述主体的心跳的压力脉动的参数值的时间序 列；根据心脏骤停的检测标准来评估所述参数值，所述心脏骤停的检测标准 被设定为检测所述第一压力信号中源自心跳的压力脉动的消失；以及如果所 述检测标准满足则产生用于将主体的心脏骤停信号化的报警信号。
本发明的第六方案是一种计算机可读介质，包括计算机指令，当被处理 器执行时，所述指令促使所述处理器执行根据第五方案的方法。
第一方案中上述实施例中的任意一个均可以适用并实施为第二到第六方 案中的实施例。
本发明的另外的目的、特征、方案以及优点将从以下详细描述中、从所 附权利要求以及从附图中变得清晰。
附图说明
现在将结合所附的示意图更详细地描述本发明的实施例。
图1是连附至人主体的体外血液处理装置的示意图。
图2A到图2C是用于改进本发明的监控心脏骤停技术的第一、第二和第 三概念的示例。
图3A到图3C是从图1的装置中的动脉压力传感器取出并在本发明的 CA监控中使用的随时间变化的信号的示例。
图4A到图4C是从图1的装置中的静脉压力传感器取出并在本发明的 CA监控中使用的随时间变化的信号的示例。
图5是用于在图1的装置中监控心脏骤停的示例性方法的流程图。
图6A到图6J示出了图5的方法中的不同子处理。
图7是用于实施图5中的方法的结构的框图。
图8是透析系统以及本发明的监控设备的示意图。
图9A到图9B是具有单个接入设备的透析系统的示意图。
图10是配备有用于对罹患心脏骤停的病人进行复苏的设备的透析监控 器的正视图。
具体实施方式
在描述本发明的实施方案之前先给出一些定义。
如本文所使用的，“心脏骤停”是指心脏功能的突然、意外丧失，即， 心脏停止跳动。它通常也被称为“突发心脏骤停”、“心肺骤停”或“循环 骤停”。
如本文所使用的，“幅度”一般是代表心脏脉冲的强度，并且可以通过 任何幅度度量给出。幅度可以在时域中估计并且可以通过例如心脏脉冲的振 幅、形成心脏脉冲的压力值的总和(其中压力值可以是但不是必须是绝对值)、 或心脏脉冲的能量/功率度量(例如形成心脏脉冲的压力值的平方和、方差或 标准偏差)。可以针对压力信号中的各个心脏脉冲或心脏脉冲的序列(例如， 作为平均值)来估计幅度。可以使用诸如峰值检测、过零检测、形状或导数 分析、模板匹配等任何可以获得的技术来检测各个心脏脉冲。还可以设想省 略检测压力信号中的各个心脏脉冲的步骤，并且可替代地针对压力信号中具 有预定长度(超过连续心脏脉冲之间的最大期望时间差)的时间窗口内的所 有压力值计算幅度度量。可替代地，例如使用任何可以获得的功率谱密度 (PSD)方法、参数化或非参数化方法，例如傅里叶变换方法(例如FFT)， 通过计算压力信号中一时间窗口内信号值的跨频率能量或功率分布，可以在 频域中估计幅度。可以通过由频域分析产生的频谱图中的峰值来给出幅度。 可以通过将来自时域方法和频域方法的结果组合来估计幅度。
如本文所使用的，“心脏速率”通常表示各压力信号中心脏脉冲的脉冲 重复率，并且可以作为每单位时间内的脉冲数给出。可以在时域内估计心脏 速率，并且可以通过在各压力信号中检测到的心脏脉冲之间的时间差(也称 为心电图仪ECG领域中的RR间隔)的倒数来给出。RR间隔可以是连续的 心脏脉冲之间的时间间隔或压力信号中时间窗口内这种时间间隔的平均值。 如本文所使用的，术语“心脏速率”意在也包括它的倒数，即连续心脏脉冲 之间的(平均)时间间隔。可替代地，可以在频域中估计心脏速率，并且例 如可以通过上述频谱图中的峰值的频率来给出心脏速率。可以通过将来自时 域方法和频域方法的结果组合来估计心脏速率。
用于幅度和心脏速率估计的所有上述方法以及其替代实施方式和变型例 对于本领域技术人员而言是公知的。
如本文所使用的，压力信号中心脏脉冲的估计幅度或速率是指心脏脉冲 的视在幅度或速率，即在假设这些脉冲是心脏脉冲的情况下估计的压力信号 中的脉冲的幅度或速率。关于当估计幅度或速率时压力信号中实际上存在任 何心脏脉冲这一点没有明确获知。
在整个说明书中，相同的附图标记用于标识相应的元件。
将参照图1中示意性示出的血液处理装置来例举本发明的实施例。在以 下的示例中，假设该装置是透析系统，如本领域已知的那样，该透析系统是 通过连附至透析机或监控器的血液线套件形成的。图1示出了人主体或病人， 其通过插入到病人身上的专用导管接入点3(也称为“血管接入点”)的接入设 备2’、2”连接至体外血液流动回路1a。体外血液流动回路1a(下文中称作“EC 回路”)被配置为将血液输送到病人的心血管系统中，并从病人的心血管系统 接收血液。在示出的示例中，血液泵4经由接入设备2’将血液从血管接入点 3抽出，并将血液泵送通过血液处理单元5，然后经由接入设备2”返回导管 接入点3。因而，当接入设备2’、2”这两者都连接至导管接入点3时，EC 回路1a限定了在导管接入点3开始并在导管接入点3结束的血液路径。该 EC回路1a可以看作包括“静脉侧”和“动脉侧”，该“静脉侧”是位于血 液泵4下游的血液路径的一部分，而该“动脉侧”是位于血液泵4上游的血 液路径的一部分。血液泵4可以具有任意类型，例如旋转蠕动泵、线性蠕动 泵、隔膜泵或离心泵。
血液处理单元5可以是任意类型的血液过滤装置，例如，卷绕型透析仪、 平板透析仪、空心纤维透析仪等。为了简单起见，在下文中将血液处理单元 5称作“透析仪”。该透析仪5具有被半透膜5’分隔开的血液侧和处理流体 侧。血液侧连接为EC回路1a的一部分，处理流体侧连接为处理流体的供应 系统1b(下文中称作“TF回路”)的一部分。TF回路1b被布置为将处理流体 泵送通过透析仪5的处理流体侧，从而溶质由于浓度梯度被传输通过隔膜5’ 和/或超滤物(ultrafiltrate)由于压力梯度而被传输通过隔膜5’。本领域技术 人员应当理解，TF回路1b可以包括多个功能性组件，例如新鲜处理流体源、 使用过的处理流体的容器/排出部、一个或多个泵、平衡腔室、阀、加热器、 电导传感器等。为了简单起见，将这些组件共同用图1中的通用方框8来表 示。
应当理解，EC回路1a和TF回路1b形成了上述血液处理装置的一部分。
EC回路1a包括位于透析仪5下游的EC回路1a的静脉侧的压力传感器 或变换器6a(称作“静脉压力传感器”或“静脉传感器”)、位于EC回路1a 的动脉侧的压力传感器或变换器6b(称作“动脉压力传感器”或“动脉传感 器”)。该动脉和静脉传感器6a、6b提供了分别表示静脉侧和动脉侧血液压 力的各自的随时间变化的信号(“静脉信号”和“动脉信号”)。在下文中， 静脉信号用p6a表示，动脉信号用表示p6b表示。
此外，压力传感器或变换器6c(称为“TF压力传感器”或“TF传感器”) 布置在TF回路1b中以提供表示处理流体中的压力的随时间变化的信号(“TF 信号”)。在下文中，TF信号用p6c表示。TF传感器6c可以布置在TF回路 1b中的任何位置，例如，如图1所示位于透析仪5的下游，或如图6所示位 于透析仪5的上游。
监控设备7通过各数据线连接至传感器6a、6b、6c以获取并处理随时间 变化的电信号p6a、p6b、p6c。监控设备7可以被包括作为例如上述透析机 的血液处理装置的一部分。具体而言，监控设备7包括处理回路，被配置为 在正在进行的血液处理期间处理信号p6a-p6c，目的是监控病人身上出现心脏 骤停(CA)。CA监控是基于对压力信号p6a-p6c中的一个或多个中的心脏 活动的检测。心脏活动在各压力信号中通过呈现“心脏脉冲”来表现。“脉 冲”是一组数据样本，该组数据样本限定了依赖于时间的信号中信号幅度的 局部增大或减小(取决于实施方式)。“心脏脉冲”表示通过主体的心脏H 的跳动(“心跳”)产生并且通过主体的心血管系统传播到达血管接入点3 的压力波。这些压力波可以经由接入设备2”进入EC回路1a的静脉侧并到 达静脉传感器6a，该静脉传感器6a在静脉信号p6a中产生对应的心脏脉冲。 这些压力波还经由接入设备2’进入EC回路1a的动脉侧并到达动脉传感器 6b，该动脉传感器6b也在动脉信号p6b中产生对应的心脏脉冲。通常，心脏 脉冲以与心脏H的跳动速率成比例的速率出现。在静脉和动脉信号p6a、p6b 之间心脏脉冲的幅度、形状和时序可能不同。根据EC回路1a、透析仪5和 TF回路1b的配置，压力波还可以到达TF传感器6c，然后TF传感器6c在 TF信号p6c中产生对应的心脏脉冲。如本文所使用的，“压力波”是具有通 过材料或物质行进或传播的扰动形式的机械波。在以下示例的上下文中，压 力波以典型地处于大约3-50m/s范围内的速度在主体的心血管系统、EC回路 1a的血液路径和TF回路1b中传播。
一般地，传感器6a-6c不仅测量心脏脉冲，还测量在各个传感器6a-6c 处的血液和处理流体中的压力变化造成的各种扰动。这些扰动可以包括周期 性和非周期性分量，并且它们可以源自病人、源自EC回路1a以及源自TF 回路1b。非周期性扰动可以例如由病人移动或由于病人体内的诸如打嗝、打 喷嚏、呕吐等非周期性现象造成。周期性扰动可以源自病人体内的周期性现 象，例如呼吸。在EC回路1a和TF回路1b中的泵、阀、夹具等可能造成非 周期性和周期性扰动。例如，在正在进行的处理中，已知血液泵4在所有信 号p6a-p6c中产生强的周期性扰动(“泵脉冲”)。如本领域中已知的，泵 脉冲包含多个频率分量，包括血液泵的基频和该基频的谐波。通常，扰动使 得难以检测心脏脉冲。图3A示出了当血液泵4被操作以在EC回路1a中产 生400毫升/分钟的血液流量时在处理期间获得的动脉信号p6b。动脉信号p6b 包括近似幅度比率为30:1的泵脉冲和心脏脉冲。心脏脉冲以每分钟75次 (bpm)的速率出现。在箭头tCA的位置出现CA事件。如看到的那样，难以 检测到心脏脉冲在该时刻在动脉信号p6b中消失。图4A示出了在同一处理 中获取的静脉信号p6a，并且在该信号中在时间tCA处的心脏脉冲的消失同样 难以检测到。
为了便于检测心脏脉冲，监控设备7可以适于对压力信号p6a-p6c进行 滤波以去除或抑制扰动。可以使用任何已知的滤波技术，例如 WO2009/156175、US2005/0010118、WO2010/149726、WO2013/000777以及 申请人于2012年7月13日提交的、题为“用于抑制周期性脉冲的压力信号 的滤波(FILTERING OF PRESSURE SIGNALS FOR SUPPRESSION OF PERIODIC PULSES)”的美国临时专利申请号61/671,192，以及于2012年 12月18日提交的、题为“血液处理装置中检测压力脉冲(DETECTING PRESSURE PULSES IN A BLOOD PROCESSING APPARATUS)”的美国临 时专利申请号61/738,569中公开的技术中的任意一个。图3B示出滤波后的 图3A中的动脉信号p6b，图4B示出滤波后的图4A中的静脉信号p6a。心 脏脉冲可以清楚地看到，并且，心脏脉冲在时刻tCA消失是可识别的。然而， 滤波并不是完美的，如从在时间点tCA之后的滤波信号中保留的脉动可以看出 的，扰动的残余分量保留在各自的滤波后的信号中。残余分量的幅度和频率 内容可以随时间变化，并且可以间歇地使得难以检测心脏脉冲，和/或可能对 于在CA监控(参见下文)中使用的估计参数(或多个估计参数)具有显著 影响。例如，当病人移动、打喷嚏等时，或当透析机的运行条件改变时，例 如当血液泵的泵送速率被修改时，滤波后的信号中可能扰动占据主导地位。 此外，依赖于滤波技术，当血液泵的基频(或其谐波之一)恰巧与心脏速率 一致时，残留分量的幅度可能增大。
应该理解的是，EC回路1a和/或TF回路1b可以包括另外的压力传感器 (未示出)，其可以提供相应压力信号，该压力信号可以连接至监控设备7 并且可以被处理以用于检测CA事件。
当监控设备7推断发生了CA事件时，它生成专用的CA报警信号。该 CA报警信号可导致可听和/或可看见的警报，这是由一个或更多个报警设备 9(图1示出一个)产生的，一个或更多个报警设备9可布置在或在血液处理 装置中或血液处理装置处和/或布置在远程位置。应当注意，CA报警信号是 专用信号，它区别于可以由布置在血液处理装置中或与血液处理装置相关联 的其他监控设备或控制系统产生的任何其他通用或特定报警信号。例如，在 本领域中已知的是，透析机可能包括安全系统，该安全系统指示静脉针脱出 (VND检测器)、在EC回路1a的血液中存在空气(空气检测器)、血液 经由透析仪5泄露到TF回路1b中(血液泄漏检测器)等。专用CA报警信 号被适当地连接至报警设备9以产生等效的专用CA报警以向负责血液处理 的人员提醒有关CA事件的发生。因此，提醒工作人员立即检查病人的脉搏， 如果脉搏已经消失则开始通过CPR和除颤使病人复苏。
在许多透析诊室，工作人员需要呼叫特别应急团队来开始CPR和除颤。 由于时间至关重要，因而透析机可以配备有除颤器，以使诊室工作人员不必 等待应急团队到达。如果工作人员缺乏足够的训练或技能来执行CPR或除 颤，则透析机可以被配置为，在产生CA报警信号时，例如通过内置的显示 器或透析机上的扬声器自动或者由工作人员按下机器上的专用按钮而进行命 令时给出关于病人复苏的相关指令或指导。对于连接至复苏设备进行自动 CPR和/或除颤的无人照顾的病人，可以设想，监控设备7除了产生CA报警 信号，还被布置为触发复苏设备以发起自动CPR和/或除颤。
作为另一特征，在本文公开的所有实施例中，透析机可以被配置为在产 生CA报警信号时诱发低温治疗，即以降低病人的体温。在心脏骤停之后将 病人身体冷却以保护缺血的大脑和心脏，例如以避免与正常心脏节律的恢复 一起涌入的氧气的影响，这已经成为急救诊室的常规做法。如果在检测到心 脏骤停之后透析机可操作以将透析病人冷却，则可以节省大量时间和努力。 因而，可以在透析诊室发起冷却，而不是在稍晚的时间处在急救诊室发起冷 却。相应地，透析机可以被配置以在由监控设备7产生CA报警信号之后自 动或例如通过工作人员按下机器上的专用按钮进行命令来降低处理流体的温 度。因而，透析机可以将病人的温度冷却到低于35℃，例如在30℃-34℃的 范围内。在CPR期间或当在CPR/除颤之后病人体内已经恢复心脏节律时， 透析机可操作以降低已经存在的处理流体的温度。
之前已经提出，通过将处理流体的温度降低到例如35℃-36℃来冷却透 析病人，目的是改善心血管对于血液透析治疗的耐受性，特别是减少在血液 透析期间透析病人出现低血压的风险。参考Q Maggiore等人的文章“热平 衡和透析低血压(Thermal balance and dialysis hypotension)”(发表在国际 人工器官期刊(Int J Artif Organs),18:518-525(1995))，以及Q Maggiore等 人的文章“血液透析和血液滤过期间血液温度和血管稳定度(Blood temperature and vascular stability during hemodialysis and hemofiltration)”(发 表在Trans Am Soc Artif Intern Organs,28:523-527(1982))。
作为另一特征，在本文所公开的所有实施例中，透析机可以被配置为在 产生CA报警信号时改变泵送给病人的血液的组分，目的是使心脏节律恢复 并促进病人复原。可以通过改变TF回路1b中的处理流体的组分来间接改变 组分，或通过操纵EC回路1a中的血液来直接改变组分。透析机可以操作以 自动或在收到命令时改变血液组分，透析机可以允许救援人员经由透析机上 的用户界面输入或选择期望的组分变化。救援人员也可以经由连接至透析机 的血液线套件上一个或多个已有的配药端口来手动配给药物和物质。
在CPR和除颤之前、期间以及之后对心脏骤停病人施用药物和其他物质 是已知的，如美国心脏协会在Circulation，2005年；112；IV-58-IV-66：“7.2 部分：心脏骤停管理(Management of Cardiac Arrest)”中所公开的那样。通 常情况下，救援人员需要建立静脉注射(IV)接入点，然后再考虑药物治疗。 通过使用透析机供应相关药物和物质，不需要建立其他的IV接入点，而且可 以直接开始或考虑药物治疗。
对于药物疗法，由美国心脏协会给出的上述文章建议使用许多不同的药 物，包括血管加压药、肾上腺素、加压素、阿托品、胺碘酮和利多卡因。透 析机可配备有这些药物的专用组件，一旦发生CA报警，则由透析机对病人 施用这些药物。
施用盐水、氯化钙(CaCl)、氯化钠(NaCl)、葡萄糖酸钙、柠檬酸盐、 肝素、钾和镁的任一项也已知为或被认为是有用的。许多这些物质都被透析 机用于常规操作。因此，透析机可以创建合适的血液组分，而无需接入用于 心脏骤停处理的专用物质。透析机还可以被配置以通过改变机器设定(例如， 处理流体流量、血液流量以及超滤速率中的一个或多个)而提高对病人施用 药物或物质的效率。还有报道称，对罹患心脏骤停的病人使用葡萄糖可能是 有益的。至少在某些临床情况下，标准的透析机可以获得葡萄糖，葡萄糖可 以以适当的浓度混合到处理流体中。
与心脏骤停有关的另一个已知的处理是插入气道辅助(ariway adjunct) 以在CPR和除颤之前、期间和之后提供病人的通气和充氧。根据一个方案， 透析机被配置为改变血液组分，以确立如人工肺那样的类似效果，从而减少 或消除在病人连接至透析机的同时对于插入气道辅助的需求。例如，透析机 可能会改变处理流体中碳酸氢盐的量。碳酸氢盐的量影响病人体内CO2的 量，而这影响病人的呼吸能力。另外，碳酸氢盐会影响病人的pH值，并保 持体内正常的pH值已被报道为对于心脏骤停病人有益。在某些临床情况中， 透析机被连接至O2/CO2气体交换器，该气体交换器设定被泵送通过EC回路 1a的血液中的氧气和二氧化碳的量。通过控制气体交换器，透析机可通过控 制提供给病人的氧气的量和从病人身上取出的二氧化碳的量来起到人工肺的 作用。
本发明的实施例涉及用于对病人体内的CA事件实现快速、灵敏而且有 针对性的检测的监控设备7中的方法和结构。在设计监控设备7时的一个具 体挑战是要减少假阳性(错误报警)的风险而不增加假阴性(错过CA事件) 的风险。下面详细描述的方法和结构实施三种不同的概念，就此而言，每一 种概念均能够改善CA监控技术。
第一概念是在CA监控时使用多于一个的压力信号，使得只有在两个或 更多压力信号中检测到不存在心脏脉冲时才产生CA报警。在图2A中示意 性示出了第一概念，其中CA监控处理静脉和动脉压力信号p6a、p6b以检测 不存在心脏脉冲。第一概念将改善监测技术的针对性，因为它对于EC回路 1a中的其他误报情况以及与病人的连接不敏感。第一概念还通过减少假阳性 的风险而不增加假阴性的风险而提高了精确度。
第二概念是在发起CA监控之前执行初始可行性检查或可行性评估。可 行性检查的目的在于确保在随后的CA监控中将使用的压力信号(或多个) 中可以检测到心脏脉冲，这是通过应用CA监控的使能标准来实现的。在图 2B中示意性示出了第二概念，其中执行可行性检查来评估动脉压力信号p6b 对于CA监控是否有用。如果信号p6b通过了可行性检查，则发起CA监控， 否则中止该处理。可行性检查还可以被实施以主动选择在CA监控中待使用 的压力信号并设定一个或多个测试，用于在CA监控期间检测或验证在各压 力信号中心脏脉冲的存在/不存在。第二概念用于减少假阳性的风险而不提高 假阴性的风险。第二概念还允许CA监控针对特定疗程进行自动适应和优化。 应当认识到，例如依赖于血管接入点3中接入设备2’、2”的位置，不同病人 之间以及相同病人的疗程之间压力信号中的心脏脉冲的幅度可能截然不同。
第三概念是将CA监控分成检测阶段和验证阶段，其中在血液泵被激活 (例如，在正在进行的血液处理期间)的同时执行检测阶段，目的是检测可 能的CA事件。如果检测到了可能的CA事件，则CA监控操作以停止血液 泵(并且可能一起停止其他可能的扰动源)，并切换至验证阶段，以验证在 压力信号(或多个)中心脏脉冲是否确实已经消失。因此，在验证阶段期间， 压力信号是基本上不含扰动的，这将提高被计算为表示压力信号(或多个) 中心脏脉冲的存在或不存在的参数值的精度。这在图3C和图4C中进一步示 出，其中示出了当血液泵4已经停止时的动脉和静脉压力信号p6b、p6a。与 图3B和图4B相比较，心脏脉冲在时间tCA的消失更明显。应当注意，在验 证阶段期间可以修改滤波或者甚至完全禁用滤波，以确保心脏脉冲不会失真 或意外消除。例如，在验证阶段期间可以禁用被调整以移除或抑制泵脉冲的 任何滤波。应当认识到，第三概念用于减小假阳性的风险而不会增加假阴性 的风险。
在图2C中示意性例举了第三概念，其中对动脉压力信号p6b进行CA 监控(虚线框)。如果在正在进行的血液处理期间在检测阶段检测到不存在 心脏脉冲，则停止血液处理以抑制压力信号p6b中的扰动，并且发起验证阶 段以查证在压力信号p6b中是否确实不存在心脏脉冲。如果验证阶段确定不 存在心脏脉冲，则产生CA报警，否则，CA监控可以返回到检测阶段。
取决于实施方式，监控设备7可以使用数字组件或模拟组件或其组合， 以接收并处理信号。例如，设备7可以是计算机，或具有用于根据本发明的 不同实施例获取并处理信号的合适硬件的类似数据处理装置。本发明的实施 例可以通过计算机可读介质上提供的软件指令来实施，该软件指令用于被处 理器PROC结合装置7中的电子存储器MEM执行，如图1所示。
图5是旨在表示用于实施上述所有概念的CA监控的特定方法的主要操 作的流程图。因而，通过分别执行由虚线框100A、100B和100C示出的步 骤，图5中的方法可操作在可行性检查阶段、检测阶段以及验证阶段。该流 程图仅被提供以便于如下的讨论，它并没有呈现操作的所有细节。该方法通 过步骤110进行操作以重复获取来自一个或多个压力信号的当前压力值，并 且该方法可以在不同的重复期间遵循不同的流程路径并且执行不同的子处 理。为简单起见，在图5中省略了用于使该方法在这些不同的流程路径之间 切换的控制参数，并因而将不再更详细地讨论。用于实施这些控制参数的电 子设计以及计算机编程在本领域技术人员的能力范围之内。为了进一步方便 理解该方法，提供了图6A到图6J来示出对应于不同的子处理的图5中的流 程路径。
虽然图5中的方法被示出重复获得并处理来自各压力信号的当前数据样 本(压力值)，然而应当理解，在步骤110中，每次重复的随后步骤不需要 (但是可以)仅对当前数据样本进行操作，而是可以对近期数据样本的集合 进行操作，例如，在压力信号的时间信号内的近期数据样本的集合。例如， 可以在各压力信号的预定义参数计算窗口内计算在CA监控中使用的评估参 数(或多个)(见下面的步骤121-122和121’-122’)。可以针对不同的评估 参数来不同地设定参数计算窗口的长度。
此外，虽然该方法被示出为操作离散数据样本，即，数字数据，然而， 修改该方法以对模拟数据进行操作是在本领域技术人员的能力范围之内。当 该方法对数字数据进行操作时，步骤110可以以固定或可变速率产生数据样 本。
通常，应当注意的是，流程图中的分支步骤(例如下文描述的步骤111、 123、123’和130)需要在各压力信号中针对给定的时间段使得各测试通过。 因此，直到在各压力信号中针对给定时间段的步骤112中的可行性检查已经 通过才认为可行性检查阶段完成。类似地，该方法继续在检测阶段进行，直 到在步骤122中给定的CA测试(或多个CA测试)已经在各压力信号中针 对给定的时间段通过。同样地，当在各压力信号中针对给定时间段已经通过 了步骤122’中的CA测试(多个测试)，该方法将仅在验证阶段产生CA报 警信号。在不同的分支步骤111、123、123’和130之间时间段的长度可以不 同。步骤122、122’中，该时间段定义了“CA测试期间”，它被适当地设定 以超过心脏脉冲之间的时间差。通常，CA测试期间可以被设定为包含在1-100 个心脏脉冲的范围内，并且典型地为至少5个心脏脉冲。CA测试期间可以 是预定义的时间间隔，其可以基于心脏脉冲之间的最大期望时间间隔来设定， 心脏脉冲之间的最大期望时间间隔可能已经针对正在被治疗的特定病人或针 对大致的一组病人而确定。为了实现CA监控的一致的精度，可替代地，可 以基于病人的当前心脏速率将CA测试期间动态修改为包括预定数量的心脏 脉冲。在CA测试期间内的心脏脉冲的数量通常会影响在给定的压力信号中 检测心脏脉冲消失的精度。
应当指出的是，步骤122、122’可能要求在CA测试期间各CA测试通过 至少给定次数或给定百分比。在下文中，这被称为分别在检测阶段和验证阶 段的所需的“通过率”。
在图5的实施例中，基本同时获取并处理来自不同压力信号的压力值， 以使得响应时间较短而且检测较准确。然而，在变型例中，可以在验证检查 阶段、检测阶段以及验证阶段中的一个或多个阶段期间以相互时间延迟获取 并处理来自不同压力信号的压力值。例如，可以在关于心脏脉冲的消失的CA 测试期间可以顺序测试不同的压力信号。
图5中的方法是通过执行初始化步骤108来开始的，在步骤108中，将 该方法的各种控制参数初始化。步骤108还可以设置针对CA监控的默认值 (设定值)，例如，分别在可行性检查阶段100A、检测阶段100B以及验证 阶段100C将应用的测试和相关联的阈值、参数计算窗口的长度、CA测试期 间的长度、检测和验证阶段所要求的通过率等。然后，该方法通过重复执行 步骤110、111、112、113和114进入可行性检查阶段100A，如图6A所示。 该方法停留在可行性检查阶段100A，直到步骤112发出信号表明可行性检查 阶段100A成功完成，或步骤112发出信号表明不能以合适的精度执行CA 监控。在后一种情况下，步骤114终止该方法，如图6B所示。步骤112执 行可行性测试，该可行性测试可以例如涉及识别来自血液处理装置中的压力 传感器6a-6c的可以获得的压力信号p6a-p6c中的各个心脏脉冲，并例如通过 将压力信号p6a-p6c中的每一个中的心脏脉冲的幅度与可行性阈值比较来评 估压力信号p6a-p6c中的每一个中的心脏脉冲的幅度是否足够大以用于CA 监控，该可行性阈值可以是或可以不是对每个压力信号特定的。例如，可行 性阈值可以指示在随后的检测阶段期间各压力信号中上述提到的残余分量 (即，当血液泵运转时在滤波之后在压力信号中保留的干扰信号分量)的实 际或期望大小。在一种实施方式中，已经针对血液泵4的不同泵送速率测量 这些残余分量的幅度，并且将这些残余分量的幅度存储在电子存储器(图1 中的MEM)的数据库中，从而当假设血液处理装置的操作者已经选择并输 入了血液泵送速率时，初始化步骤108在开始时访问数据库并基于在血液处 理期间将使用的血液泵送速率来选择步骤112中使用的可行性阈值。在另一 中实施方式中，可行性检测阶段执行预备测量处理(未示出)，在该处理中， 从各压力传感器中获取(步骤110)压力值并对压力值进行滤波以抑制泵脉 冲(参见步骤120)，同时在各压力信号中测量残余分量的幅度，并且该残 余分量的幅度用于设定可行性阈值。在等同于前述实施方式的可替代实施方 式中，步骤112可以通过残余分量的实际或期望幅度将心脏脉冲的幅度标准 化从而产生实际的或期望的SNR(信噪比)，然后步骤112将该SNR与预 定义的SNR阈值比较。
如果预定数量的压力信号p6a-p6c通过可行性测试，则步骤112可以指 示步骤111可行性检查阶段100A成功地完成，否则步骤112可以指示步骤 114该方法将被中止。通常，该预定数量可以是1。然而，由于示出的方法实 施上述第一概念，因而预定数量至少是2。在即将到来的重复中，该方法从 步骤111继续进行到步骤115。应该指出的是，在这些重复中，步骤110操 作以仅从已通过可行性测试的压力的信号获得数据样本，这些压力信号在下 文中被表示为“被监控信号”。
在可替代实施方案中，步骤112仅表明，如果并且当一个或多个强制性 压力信号通过可行性测试时可行性测试阶段100A成功完成。例如，步骤112 可能要求一个强制压力信号和一个另外的压力信号通过测试。例如，动脉信 号p6b和/或静脉信号p6a可以是强制性的，而TF信号p6c是可选的。
在图示的实施例中，可行性检查阶段100A还涉及配置步骤113，该配置 步骤113设置用于在检测阶段和/或验证阶段检测CA事件的标准(参见下文 中的步骤122和122’)。在一个示例中，步骤113基于该信号中心脏脉冲的 幅度(并且可选地基于残余分量的实际或期望幅度)来设定每个被监控信号 的各自的可操作阈值。可操作阈值例如可以被设定为心脏脉冲的幅度的给定 比例，前提是可操作阈值仍然超过各被监控信号的预定义的最小检测水平。 可操作阈值还可以设置有针对残余分量的实际或期望幅度的给定裕度。应当 指出，可以针对检测阶段和验证阶段设定不同的可操作阈值。在另一实施例 中，步骤113将要求的通过率设定为应用于步骤122。在又一实施例中，步 骤113基于各压力信号中心脏脉冲的幅度或速率来在多个可以获得的CA测 试中选择一个或多个CA测试(参见下文)。
配置步骤113也可以被实现为动态地确定用于各被监控信号的上述最小 检测水平。可以基于各压力信号中的噪声特性(例如，标准偏差或RMS)来 确定最小检测水平，以表明在各被监控的信号中可以可靠地检测到的心脏脉 冲的最小幅度。在回路1a连接至主体之前并且在血液处理装置没有激活的同 时可以优选地对各压力信号的噪声特性进行分析，使得各个压力信号中不存 在来自病人的心脏脉冲以及来自血液泵4和血液处理装置中其他扰动源的信 号扰动。
可替代地或附加地，配置步骤113被实施为，基于各压力信号中心脏脉 冲的幅度，从可以获得的压力信号中选择预定数量的压力信号(即，被监控 信号)，例如，使得随后的CA监控被调整为对具有最强心脏脉冲的压力信 号进行操作。配置步骤113可以对将被选择为被监控信号的压力信号应用进 一步的约束，例如，在压力信号中心脏脉冲的视在速率(参见下文的CA测 试II)是相同的，和/或各压力信号的形状与心脏脉冲的存在相匹配(参见下 文的CA测试VII)。因而，即使一压力信号看起来包含强的心脏脉冲，然而 如果它导致产生了偏离的心脏脉冲速率和/或其具有只有当压力脉冲中存在 心脏脉冲的情况下将不会出现的形状，则丢弃该压力信号。
在图示的例子中，在可行性检查阶段100A期间，血液泵4停止，EC回 路1a和TF回路1b中的所有其他可控制扰动源也可能一同停止，使得该可 行性检查阶段100A基本上在压力信号中没有任何扰动的情况下执行。这可 提高各压力信号中心脏脉冲的估计幅度的精度。在步骤113被实施以基于心 脏脉冲的幅度设定这些的情况下，这进而可以提高操作阈值的精度。如步骤 115所指示的，当步骤111检测到可行性检查阶段100A已经成功完成时，则 启动血液泵(或允许血液泵被血液处理装置中的另外的处理启动)。然后血 液泵4在该方法的随后的多次重复期间保持激活，除非在步骤115’中间歇性 地停止(参见下文)。
在变型例中，血液泵4在可行性检查阶段100A期间是激活的，并且例 如使用上文结合图1讨论的已知滤波技术中的任意一种对压力信号进行滤 波，以抑制扰动。该变型例可以提高步骤112确定心脏脉冲的幅度是否足以 在检测阶段被检测到的能力，即存在上述残余分量。该变型例的一个潜在的 缺点是，在可行性检查阶段100A期间可能难以区分心脏脉冲和残余分量。 这种潜在的问题可以通过在可行性检查阶段的一部分期间禁用血液泵4并且 在可行性检查阶段的另一部分(其间对压力信号进行滤波以抑制扰动)期间 激活血液泵4来克服，从而例如提高步骤112确定心脏脉冲的幅度是否足以 分别在验证阶段和检测阶段被检测到的能力。步骤112可以只有在认为心脏 脉冲在验证阶段和检测阶段这二者均可以被检测到的情况下才考虑压力信号 通过可行性测试。
当可行性检查阶段完成时，该方法使血液泵4启动(步骤115)(如果 血液泵4尚未启动的话)，并进入检测阶段100B。这一过渡在图6C中示出。 在检测阶段100B，该方法是由步骤116引导以重复执行步骤110、120、121、 122和123，如图6D所示。该方法停留在检测阶段100B直到步骤122向步 骤123发出信号表明已发生潜在的CA事件。步骤120产生每个被监控信号 的当前滤波后的压力值，步骤121对滤波后压力值操作(并且很有可能对针 对各被监控信号的先前滤波后的压力值进行操作)，以提取评估参数的当前 值，该评估参数可以是幅度、心脏速率、相关性或统计形状度量，这将在下 面进一步讨论。取决于实施方式，步骤121可能不会针对该方法的每次重复 产生评估参数值。如果在步骤121中没有产生评估参数值，则该方法可以直 接进行到步骤110，用于在检测阶段100B进行新的重复。否则，该方法进行 到步骤122，步骤122应用检测准则，以检测监控信号中心脏脉冲的消失。 检测标准涉及到一个或多个CA测试并且在满足该标准的情况下表示潜在的 CA事件。如果步骤122的结果是肯定的，则步骤123将该方法引导到步骤 130，否则，方法进行到步骤110，进行检测阶段100B新的重复。
步骤130被执行以评估潜在的CA事件的置信水平。如果该置信水平是 充分的，则步骤130将该方法引导到步骤140，步骤140产生CA报警信号， 如图6E所示，否则方法进行到步骤131，步骤131启动验证阶段。这一过渡 在图6F中示出。在一种实施方式中，可以在步骤130中基于在步骤122中 用于表示潜在CA事件的被监控信号的数量来确定置信水平。例如，如果至 少两个或至少三个被监控信号表明潜在CA事件，则可以认为置信水平充分。 如果检测阶段100B对所有可以获得的压力信号的子集进行操作，则可以设 想，步骤130执行单独的测试，以验证在将该方法引导到步骤140之前在其 他压力信号中的任意一个中不存在可检测到的心脏脉冲。
在另一种实施方式中，可以通过在步骤122中用于为各被监控信号指示 潜在CA事件的“CA测试”的数量而在步骤130中确定置信水平。例如，步 骤122可以应用不同的CA测试和/或应用针对特定CA测试的两个或多个操 作阈值，以评估在各被监控信号中心脏脉冲是否已经消失。操作阈值可以被 设定为在检测潜在的CA事件时产生不同的可靠性。例如，当评估参数表示 心脏脉冲的幅度时，减小阈值可以获得可靠性增大。在另一个例子中，步骤 122可以应用不同的CA测试周期以评估是否心脏脉冲已经消失，其中通过 较长的CA测试周期可以获得可靠性增大。
在另一种实施方式中，可以基于在步骤122中各CA测试的实际通过率 来在步骤130中确定置信水平。
在进一步的实施方式中，如果步骤122识别出的潜在CA事件被次级指 征证实，则可以通过步骤130认为置信水平是充分的。一种这样的次级指征 是在先前时间段(例如5-10秒)动脉传感器6b(图1)处的静压力并没有显 著、快速增大或减小。“静压力”的含义是本领域技术人员已知的，是指基 线压力水平，在动脉信号p6b中心脏脉冲(以及扰动)叠加在基线压力水平 上。当血液被泵送通过动脉接入设备2’时，动脉接入设备2’中的压降在动脉 传感器6b的静压力中占据主导地位，如果动脉接入设备2’已经从血管接入 点3脱出并且可替代地进入空气，则该压降将显著减小(或基本上消失)。 可替代地，如果动脉接入设备2’脱出并且被例如一件衣服或床单阻塞，则在 动脉压力传感器6b处的静压力将急剧下降。因此，如果被监控信号包括动脉 信号p6b，则在步骤130中使用该次级指征指示可以防止动脉接入设备2’的 脱出导致产生CA报警信号。应当指出，如果两个接入设备2’、2”都从接入 点3脱出也可以防止产生CA报警信号。另一种次级指征可以是EC回路1a 中已有的空气检测器(未示出)没有发出信号表明在血流中检测到空气。如 果次级指征没有满足，则步骤130可以发起“动脉移位报警信号”的产生以 提示工作人员检查EC回路1a至病人的连接。
应当理解，可以通过上述方法的任意组合来确定置信水平。
在可替代实施方式中，步骤130被省略，可替代地，如果步骤122是肯 定的，则步骤123将该方法引导至步骤131，步骤131发起验证阶段。
当检测阶段100B完成时，通过步骤116将该方法引导至停止血液泵4 和血液处理装置中其他可能的扰动源(步骤115’)，并进入验证阶段100C。 然后在验证阶段该方法的随后的重复(如果存在的话)期间扰动源(或多个) 继续保持停止。在验证阶段100C，该方法重复执行步骤121’、122’、123’和 131’，如图6G所示。步骤121’对应于步骤121，但对步骤110中获得的未经 滤波的压力值进行操作以提取评估参数的当前值，这可以是幅值、心脏速率、 相关值或统计形状度量，这将在下面进一步讨论。在可替代实施方式(未示 出)中，步骤121’对滤波后压力值进行操作，滤波后的压力值可以从与步骤 120类似或相同的步骤获得。如同在步骤121中，步骤121’不必为该方法的 每次重复产生评估参数值。如果在步骤121’中没有产生评估参数值，则该方 法可以直接进行到步骤110，以进行在验证阶段100C中的新的重复。否则， 该方法进行到步骤122’，步骤122’应用验证标准来检测在被监控信号中心脏 脉冲是否确实已经消失。验证标准涉及到一个或多个CA测试并且如果满足 验证标准则指示确认的CA事件。在步骤122’中使用的CA测试可以与在步 骤122中使用的CA测试相同，当然在步骤122’中使用的阈值相较于步骤122 可以更严格(更低)。可替代地，步骤122’可应用在步骤122中没有应用的 CA测试，反之亦然。即使检测和验证阶段100B、100C对所有可以获得的压 力信号的子集进行操作，然而可以设想，验证阶段100C对所有可以获得的 压力信号进行操作以验证在可以获得的压力信号中的任何一个中没有可以可 检测的心脏脉冲。
如果步骤122’是肯定的，则步骤123’将该方法引导到步骤140，如在图 6H所示，否则该方法在验证阶段100C继续进行直到步骤131’发出信号表明 该方法应当离开验证阶段100C。因而，步骤131’被配置为，例如，当该方法 已经在验证阶段100C操作给定溢出时间段而步骤122’没有指示确认的CA 事件时，中断验证阶段100C。步骤131’可以被实施以将该方法引导至在步骤 115中启动血液泵并且再次进入检测阶段100B，如图6I所示。
在变型例中，步骤131’可以被实施为将该方法引导至可行性检查阶段 100A，如图6J所示。该方法在检测和验证阶段100B、100C之间来回切换导 致血液泵4打开和关闭，这可能是不希望的，并且这可以通过将该方法从验 证阶段100C引导至可行性检查阶段100A来避免，其中，步骤112-113可以 测试压力信号并且可以修改对压力信号的选择或修改在检测阶段100B和/或 验证阶段100C中用于检测CA事件的标准。可以设想，步骤131’默认将该 方法引导到再次进入检测阶段100B，并且在之后的给定数量次从检测阶段 100B连续变换到验证阶段100C之后将该方法引导到可行性检查阶段100A。
虽然在图5中未示出，然而该方法还可以包括进一步的配置步骤，该配 置步骤基于血液处理装置的当前操作参数主动修改该方法。一种这样的操作 参数是血液流量(血液泵4的泵送速率)，这可能会影响滤波后的泵信号中 残留分量的数量。该方法例如可以基于血液处理装置的当前操作参数通过改 变被监控信号的选择或在检测阶段100B中检测CA事件将使用的标准来修改 该方法。在一个示例中，可以针对血液处理装置的操作参数的不同值使用不 同的CA测试或CA测试的组合(参见下文)。在另一示例中，可以基于当 前操作参数来修改一个或多个CA测试中使用的阈值，例如以针对给定血液 泵送速率的滤波后的压力信号(或多个)中残余分量的期望幅度作出解释。 可以从电子存储器中的数据库取出残余分量的期望幅度，如上文中关于步骤 112所讨论的。
在变型例中，进一步的配置步骤可以主动修改血液处理装置的当前操作 参数以改善CA监控。如上文所指出的，当心脏速率与血液泵的频率分量重 叠时可能难以对压力信号进行合适的滤波。为了避免这种重叠，该进一步的 配置布置可以检测心脏速率(例如在步骤121中确定)是否接近或血液泵4 的频率分量或与血液泵4的频率分量重叠并且主动控制血液泵4的泵送速率 以将心脏速率与血液泵的频率分量分开。这假设泵送速率是已知的，这可以 如下文所述结合CA测试IV实现。还可以设想，进一步的配置步骤主动使血 液泵4偏离一已知的泵送速率，该已知的泵送速率在滤波后的压力信号中产 生相对大的残余分量(例如，基于在电子存储器中存储的上述数据库)。
步骤122和122’可以应用以下CA测试中的一种或多种。
Ⅰ)如果评估参数表示心脏脉冲的估计幅度，则如果针对预定数量的被 监控信号的估计幅度小于幅度阈值，则CA测试满足。
Ⅱ)如果评估参数表示估计的心脏速率，则如果预定数量的被监控信号 之间估计的心脏速率不同，则CA测试满足。如果在被监控信号中心脏脉冲 消失，则步骤121、121’有可能将各被监控信号中的另外的频率分量识别为 心脏速率，并且所识别的频率分量在各被监控信号之间可能不同。在验证阶 段100C期间尤其如此，因为血液泵4被禁用并且被监控信号中不存在源自 血液泵4的频率分量。然而，在检测阶段100B期间步骤121还可以应用CA 测试II。
Ⅲ)如果评估参数表示估计的心脏速率，则如果针对预定数量的被监控 信号，估计的心脏速率在预定义的范围之外，则CA测试可以满足。该预定 范围可以由通常的一组病人或连接至血液处理装置的特定病人的生理极限来 限定。在一个示例中，预定义的范围可以是50-180bpm(每分钟跳动数)。 在另一个示例中，预定义范围的下限是零，这意味着，如果所估计的心脏速 率接近于零，则CA测试满足。如在背景技术部分中所阐述的，可能难以检 测出心跳接近于零，而且这可能要求特别谨慎地在步骤121、121’中实施心 脏速率估计，来防止当心脏脉冲消失时在各个被监控信号中的任何其他频率 分量被识别为心脏速率。
Ⅳ)如果评估参数表示估计的心脏速率，则如果针对预定数量的被监控 信号，估计的心脏速率等于泵的频率分量(基频或者其谐波之一)，则可CA 测试可以满足。人们意识到，当血液泵正在运转时，CA测试IV只适用于检 测阶段100B，即在步骤122中。如果心脏脉冲消失，则来自泵的残余分量在 被监控信号中占据主导地位，并且步骤122可能将泵的频率识别为心脏速率。 该CA测试假设泵送速率是已知的。泵送速率可以由基准信号REF获得，该 基准信号是由基准传感器(未示出)产生的，用于指示血液泵4的当前操作 频率。在一个示例中，基准传感器是与血液泵相关联的流速计，以测量血液 泵的传动元件(例如，转子)的转速。这种流速计可以被配置为提供任意数 量的代表在每次转子旋转期间(例如，在每次转子旋转期间的单个瞬间或多 个瞬间)的转速的读数。在另一示例中，基准信号REF是血液泵4的控制信 号，例如指示血液流量的设定值或泵的泵送速率的设定值，或指示反馈至驱 动泵的电机的电流/功率。可替代地，可以通过优选地在滤波步骤120中处理 压力信号之前处理压力信号中的一个或多个来估计泵送速率。有许多本领域 技术人员已知的用于由基准信号或未滤波的压力信号来确定血液泵4的当前 操作频率的技术。
Ⅴ)如果评估参数表示估计的心脏速率，则如果针对预定数量的被监控 信号，估计的心脏速率表现出迅速的临时变化(例如阶梯变化)，则CA测 试可以满足。如果心脏脉冲突然消失，则可能会出现这样的快速变化。如果 在被监控信号中来自另外的信号源的压力变化恰好比心脏脉冲更占据主导地 位(例如如果病人疾病发作)，则这可能发生。因此，CA测试V主要适用 于在检测阶段100B中使用，即，在步骤122中使用，并且可以用来触发该 方法以进入验证阶段100C。
在CA测试I、III、IV和V中，“预定数量”可以是1，但优选为至少2 或至少3。在测试II中，“预定数量”可以是至少2个或至少3。
Ⅵ)如果评估参数表示预定对数的被监控信号之间的相关性，则如果相 关性小于相关性阈值，则CA测试可以满足。人们意识到，如果在被监控信 号中的一个或两个中心脏脉冲消失，则被监控信号之间的相关性可能减小。 在CA试验VI中，“预定数量”可以是至少1，或至少2。该相关性可以由 “相关值”来表示，相关值可以通过采用被监控信号中各压力值的时间段之 间的纯向量积来计算。该相关值可以(但不是必须)例如通过各时间段中压 力值的标准偏差被标准化(以产生相关系数)。
Ⅶ)如果评估参数表示各被监控信号的形状的统计度量，则如果统计度 量指示预定数量的被监控信号中压力值具有充分正弦分布，则该CA测试满 足。这可以通过将统计度量与统计阈值比较来确定。“预定数量”可以是1， 但优选为至少2或至少3。CA测试VII是基于如下认识：被监控信号中心脏 脉冲的序列类似于正弦，并且心脏脉冲的消失可能导致被监控信号的正弦形 状不那么像正弦。该统计度量可以是被称为三阶或更高阶的标准矩，这可以 针对被监控信号中的各压力值的时间段来计算。这种类型的统计度量提供用 于分析各被监控信号的形状的效率较高的计算方式。该第三阶标准矩，也称 为“斜率(skewness)”，被定义为数据样本集和的第三中心矩除以数据样 本集合的标准偏差的立方。斜率是围绕样本中值非对称的度量。也被称为“峰 态(kurtosis)”的第四阶的标准矩被定义为数据样本集合的第四中心矩除以 数据样本集合的标准偏差的四次方。峰态是关于分布的离群趋势的度量。关 于这些统计度量及其变型例的进一步的细节在WO2012/175267中公开，其通 过引用的方式以其整体并入。
为了避免疑问，应当强调步骤121/121’可以为被监控信号提取幅度、心 脏速率、相关值和统计形状的任意组合，而且步骤122和122’的检测和验证 标准分别可以要求上述CA测试的任何逻辑组合得到满足。
图7是设备7中用于实施图5的方法的结构的框图。在示出的实施例中， 设备7包括具有子块31-34的输入块30、处理块34以及评估块35，评估块 35包括检测测试子块36、验证测试子块37以及报警生成子块38。此外，设 置有控制块39以同步块30-38的操作。取决于实施方式，块30-38可以是通 过布线交换数据，如图5中的箭头所示，或者可以通过在电子存储器(参见 图1中的MEM)中存入和取出中间数据来发生数据交换。
应当强调的是，图7中的块可以通过硬件电路、在处理单元上执行的软 件或硬件电路和软件的组合来实施。在一个实施例中，将硬件电路/软件物理 地结构化为如图7所示的块(模块)，例如，输入块30、处理块34以及评 估块35。在另一个实施例中，硬件电路/软件不是物理地结构化为这些块，而 是可以被概念化重组为功能上等效的块或用于执行各块的功能的装置。
在示出的示例中，输入块30实施图5中的步骤110，并被布置为通过各 子块31、32、33获取来自传感器6a、6b、6c的静脉/动脉和TF信号p6a、 p6b、p6c，并输出各信号值的时间序列。输入块30还实施步骤120，即在检 测阶段100B期间对信号p6a、p6b、p6c进行滤波。输入块30可被控制为切 换滤波开通和关闭。处理块34根据步骤112、113和114(参照图6A)执行 可行性检查阶段100A以及根据步骤121和121’产生评估参数值。检测测试 子块36实施步骤122、123、130和131，验证测试子块37实施步骤121’、 122’、123’和131’。报警产生子块38实施步骤140。最后，控制块39实施产 生用于根据步骤115、115’启动和停止血液泵4的外部控制信号CTRL并且 可选地用于改变血液泵的泵送速率以改善CA监测。控制块39还通过选择性 地激活检测测试子块36和验证测试子块37以及通过控制输入块30切换滤波 开通和关闭来实施步骤116。取决于分别在检测阶段100B和验证阶段100C 使用的评估参数，控制块39还可以主动控制处理块34，以产生特定一组用 于检测和验证阶段100B、100C中每一个的评估参数。
在示出的示例中，控制块39还例如基于基准信号REF实现上述泵送速 率的估计。所得的泵送速率可以被子块36使用以实施CA测试IV，或它可 以被控制模块39利用以主动控制所述血泵(经由控制信号CTRL)，以避免 心脏速率和泵频率之间的重叠。
简言之，图7中的设备7基于一个或多个压力信号监测连接至血液处理 装置的病人的心脏骤停(CA)。设备7通过促使处理块34反复从输入子块 31-33中的每一个中取出信号值来实施可行性检查阶段(步骤110)，并且执 行可行性测试(步骤112)，直到可行性检查阶段成功完成或中止(步骤114)。 在可行性检查阶段期间，也可以促使处理块34配置后续的检测和/或验证阶 段(步骤113)。然后，控制块39通过促使血液泵4开启(步骤115)(如 果还没有开启的话)并且将在输入块30中开始滤波(步骤120)来进入检测 阶段(步骤111)。控制块39还激活处理块34和检测测试子块36在检测阶 段操作。处理块34可以重复获得来自一个或多个输入子块31-33的信号值(被 监控信号)并计算针对每个被监控信号的评估参数值(或多个)(步骤121)。 检测测试子块36使用通过处理块34产生的评估参数值(或多个)重复评估 检测标准。如果检测标准的评估是负面的(未满足)，则处理块34和检测测 试子块36的重复操作继续进行。如果检测标准的评估是正面的(满足)，则 检测测试子块36评估置信水平(步骤130)并且触发子块38产生CA报警 信号(步骤140)或指示设备7应当进入验证阶段(步骤131)。后一种事件 触发控制块39停止血液泵(步骤115’)，停止输入块30中的滤波并且激活 处理块34和验证测试子块37在验证阶段操作。处理块34重复获得来自一个 或多个输入子块31-33的信号值(被监控信号)并计算针对每个被监控信号 的评估参数值(或多个)(步骤121’)。验证测试子块37使用通过处理块 34产生的评估参数值(或多个)重复评估验证标准(步骤122’)。如果验证 标准的评估是正面的(满足)，则验证测试子块37触发子块38产生CA报 警信号(步骤140)。如果验证标准的评估是负面的(未满足)，则验证测 试子块37指示设备7应当进入检测阶段或可行性检查阶段(步骤131’)。 如果设备7将进入检测阶段，则该指示触发控制块39启动血液泵(步骤115) 并开始输入块30中的滤波。控制块39还激活处理块34和检测测试子块36 在检测阶段操作。如果设备7将进入可行性检查阶段，则该指示促使控制块 39使得血液泵4保持停止并触发处理块34执行可行性检查阶段(步骤112、 113、114)。
图8用于给出被实施为血液透析处理系统的血液处理装置1以及本发明 的CA监控的实际应用的更详细的示例。该装置1包括EC回路1a，EC回路 1a包括用于建立EC回路1a和病人的心血管系统之间的流体连通的连接系统 C。连接系统C包括动脉接入设备2’(这里是动脉针的形式)、连接管段10a 和连接器C1a。连接系统C还包括静脉接入设备2”(这里是静脉针的形式)、 连接管段11a和连接器C2a。连接器C1a、C2a被布置为提供与对应的连接器 C1b、C2b可移除或永久的接合。连接器C1a、C1b、C2a、C2b可以具有任 何已知类型。在特定实施方式中，连接器C1a、C1b、C2a、C2b可以省略， 从而连接系统C由接入设备2’、2”构成。
在图8中，EC回路1a还包括动脉管段10b和血液泵4，血液泵4可以 是蠕动型。在血液泵4的动脉侧存在动脉压力传感器6b，该动脉压力传感器 6b测量在动脉管段10b中泵4上游的压力。泵4迫使血液经由管段12到达 透析仪5的血液侧。示出的装置1还设置有压力传感器6d(“系统压力传感 器”)，其测量血液泵4和透析仪5之间的压力。血液经由管段13从透析仪 5的血液侧引导至静脉滴注室或脱气室14，并从那儿经由静脉管段11b和连 接器C2b返回连接系统C。设置了静脉压力传感器6a以测量透析仪5静脉侧 (这里是在静脉滴注室14中)的压力。
在图8的示例中，EC回路1a的静脉侧由管段12、透析仪5的血液侧、 管段13、静脉滴注室14、管段11b、连接器C2a、C2b、管段11a以及静脉 接入设备2”构成，动脉侧是由管段10b、连接器C1a、C1b、管段10a以及 动脉接入设备2’构成。
动脉针2’和静脉针2”都被配置为连接至血管接入点(参见图1中的3)。 取决于血管接入点的类型，也可以使用其它类型的接入设备来代替针头，例 如导管。血管通路3可以为任何合适的类型，包括不同类型的静脉-静脉(VV) 血液通路和不同类型的动静脉(AV)通路，如移植部或瘘管。
该装置1还包括在这里例示为处理流体(“透析液”)的源16a的TF回路 1b、管段17、透析仪5的TF侧、管段18a、TF流体泵19、管段18b和出口 /泄放部16b上。设置了TF压力传感器6c以测量在TF回路1b中的流体压 力。应该理解的是，图8是示意性和示范性的，并且该TF回路1b可以包括 其它组件，如另外的泵、另外的流体路径、流动控制阀、腔室、另外的压力 传感器等。源16a可包括流体产生单元，该流体产生单元由一种或多种浓缩 物和水产生处理流体，并且可选地执行处理流体的脱气和加热并且控制处理 流体的流量和压力。
装置1还包括用于控制装置1的操作的中央控制单元22。在图8中，控 制单元22被连接以操作泵4、19、各种阀(未示出)、夹具设备(未示出)， 并获取来自压力传感器6a-6d的数据。虽然未示出或进一步讨论，但是应该 理解的是，控制单元22可以实施许多不同的功能，例如各种安全功能、控制 处理流体的温度、组分、压力和流量、控制其他的泵等。
在示出的示例中，监控设备7通过数据线连接连接至压力传感器6a-6d 以获取压力信号p6a、p6b、p6c和p6d。设备7还通过数据线连接至控制单 元22以传输控制信号CTRL，控制信号CTRL例如可以促使控制单元22改 变血液泵4的转速或促使控制单元22启动和停止血液泵4并且可能启动和停 止TF流体泵19。设备7还被拴系至或无线连接至CA报警设备9。设备7 可以连接至另外的设备(未示出)，例如用于显示信息的显示器、用于接受 用户输入的接口(键盘、鼠标、触摸屏等)等。设备7可以被实施为连接至 装置1的单独的单元(未示出)，或者设备7可以并入装置1中作为装置1 的一部分，例如作为控制设备22的一部分。
图10例示出在正视图中被示出并被实施为透析监控器的血液处理装置 1，该装置1被配置为便于罹患心脏骤停的透析病人的现场复苏和治疗。除了 以下描述的组件，监控器1可以具有本领域技术人员已知的任意常规设计。 虚线指示透析监控器1的一些内部组件，包括以上如参照图8描述的中央控 制单元22和监控设备7。监控设备7连接至连接器/通信设备50，以将CA 报警信号通过有线或无线通信提供给CA报警设备(未示出)。附图标记52 表示用于除颤和/或心肺复苏的复苏设备，其可拆卸地连附至监控器1。在第 一变型例中，复苏设备52连附至正在进行透析处理的病人并且在监控设备7 产生CA报警信号并且优选地在工作人员向监控器1确认病人确实需要复苏 的情况下被控制单元22激活。在第二变型例中，复苏设备52被配置为被诊 所工作人员从监控器1拆下并在心脏骤停的情况下使用，可以被控制单元22 控制也可以不被控制单元22控制。控制单元22还可操作以控制透析流体的 源16a以降低透析流体的温度，从而如前文所讨论的那样使病人冷却。该冷 却可以例如当复苏设备52被激活时(第一变型例)或当复苏设备52从监控 器1取下时(第二变型例)自动发起。可替代地，冷却可以在接收到例如诊 所工作人员经由触摸屏54或机械开关(未示出)发出的命令时发起。如果监 控设备7产生了CA报警信号，则控制单元22还可操作以控制源16a以改变 透析流体的组分。改变组分的目的是通过改变被泵送给病人的血液的组分来 促进病人的复苏和恢复。可替代地或附加地，控制单元22操作性连接至包括 在EC回路中并且被配置为直接与泵送至病人的血液交互的血液交互设备 56。该设备56可以是用于连接血液线套件并且可操作以将物质注射到血液中 的注射器或泵，或者可以是用于连接至血液线套件并且可操作以改变血液中 一种或多种气体成分(例如，O2、CO2)的部分压力的气体交换器。
虽然本发明已经结合目前被认为是最实用和优选实施例进行了描述，但 是应当理解，本发明并不限于所公开的实施例，而是相反，旨在覆盖包括在 所附的权利要求书的精神和范围内各种修改和等效布置。
为避免疑问，本发明的CA监控可以被实施为使用上述CA测试中除CA 测试II和VI之外的任意一个来对单个压力信号进行操作，CA测试II和VI 本身要求至少两个压力信号。
此外，压力信号(或多个)可以源自任意可设想类型的压力传感器，该 压力传感器例如通过电阻、电容、电感、磁性或光学感测操作，并且使用一 个或多个膜、波纹管、布尔登管、压电组件、半导体组件、应变仪、谐振布 线等。还应当理解，压力传感器可被配置为测量等同于压力并且表示由主体 的心跳产生的压力波的量，例如，容积变化或流量变化。
虽然已经结合用于血液透析(HD)处理的血液处理装置描述了本发明的 CA监控技术，然而该技术在用于超滤(UF)、血液过滤(HF)或血液透析 滤过(HDF)的血液处理装置中也等同适用。本发明的技术可以适用于与其 他类型的血液处理相关的CA监控，例如用于血浆置换、血液存储、捐赠者 血液的血液成分(例如细胞)分离、血液成分置换、体外血液氧化、辅助血 液循环、体外肝支持/透析等的血液处理装置中。
本发明的技术也可以适用于通过单个针头接入或通过中央静脉导管 (CVC)执行的血液处理中的CA监控。应当注意的是，虽然在通过单个针 头接入或通过双内腔导管进行的处理中CA监控是至关重要的，然而针头脱 出监控并不是这样。
在通过单个针头接入或CVC进行的处理中，心脏脉冲将通常不会(但也 有可能)同时在动脉和静脉压力信号中存在，但是会以交替方式出现，因为 单个针头接入要求血液处理装置通过经由单个针头(或CVC)交替血液取出 和血液返回来操作。如果需要，通过将需要在各被监控信号中包含心脏脉冲 的疗程处理为同时记录，本文以上描述的CA测试无论如何都可以应用于这 两种压力信号(或其他压力信号)。例如，为了使得能够进行CA测试VI， 在血液取出期间获取的动脉信号的部分可以与在先前或随后的血液返回期间 获取的静脉信号的部分关联。在另一示例中，如果幅度表明心脏脉冲在血液 取出期间获取的静脉信号的部分和在先前或随后的血液返回期间获取的静脉 信号的部分中均消失，则可以认为CA测试I满足。可以相应地修改CA测 试II、III、IV和VI。
因此，上述第一第二和第三概念(图2A到图2C)中任一项可以在通过 单个接入设备连接至病人的透析系统(“单接入系统”)中实施。以下将结 合两种不同类型的单接入系统进行描述示例：如图9A所示的“泵/夹具系统” 以及如图9B所示的“双泵系统”。应当指出，图9A到图9B中的框图是示 意性的并且集中在EC回路1a的主要组件。例如，TF回路已经被省略。
参见图9A，泵/夹具系统包含单个接入设备2，其通过连接器C1、C2分 别连接至动脉血液线和静脉血液线。动脉血液线从连接器C1延伸到透析仪5， 并且按照液压顺序包括如下组件：动脉侧夹具40、动脉压力传感器6b和血 液泵4。静脉血液线从透析仪5延伸到连接器C2，并且按照液压顺序包括如 下组件：容器42(表示为“顺应性容器(compliance vessel)”)和静脉侧夹 具44，其中静脉压力传感器6a被连接为测量容器42中的压力。夹具40、44 和血液泵4的操作被控制单元(未示出)控制，该控制单元操作该系统在血 液取出和血液返回之间交替。在血液取出期间，夹具40打开，夹具44关闭 并且血液从病人经由接入设备2泵送通过透析仪5并存储在容器42中。在血 液返回器件，夹具40可以关闭，夹具44打开，并且血液从容器42流动通过 静脉血液线并经由接入设备2返回至病人。只在血液取出期间激活泵4。如 果泵4在停止时闭塞(即，阻止血液朝向接入设备2流动)则可以省略夹具 40。容器42可以可替代地位于泵4和透析仪5之间的动脉血液线中。该泵/ 夹具系统及其变型例的结构和操作是本领域技术人员已知的。
不管血液泵在图9A的透析系统中如何操作，都可以通过检测阶段和验 证阶段来实施CA监控。在检测阶段期间，透析系统重复执行血液取出和血 液返回，并且CA监控(例如通过给图7中的设备7实施)评估来自传感器 6a、6b的信号中的一个或多个。在验证阶段期间，透析系统被禁用(泵4停 止)并且CA监控评估来自传感器6a，6b的信号中的一个或多个。
本申请的申请人已经发现，可以执行验证阶段而不禁用透析系统，前提 是泵4仅在血液取出期间激活。在一个示例中，透析系统被操作以重复执行 血液取出和血液返回，并且CA监控在检测阶段通过评估静脉和/或动脉压力 信号而操作。该检测阶段依赖于心脏脉冲的可获得性而被实施。如果在相反 的阶段夹具40、44打开和关闭，则该心脏脉冲将以交替方式出现在动脉和静 脉压力信号中。如果省略夹具40，则在血液取出和血液返回期间心脏脉冲均 将出现在动脉压力信号中。在验证阶段中，透析系统继续重复执行血液取出 和血液返回，并且CA监控仅在血液返回期间评估压力信号中的一个或多个。 在一种实施方式中，仅在验证阶段评估静脉压力信号。在另一种实施方式中， 夹具40在血液返回期间打开，或者一起省略，使得来自心跳(如果存在的话) 的压力波在血液返回期间也到达动脉传感器6b，在验证阶段期间评估动脉和 静脉压力信号这二者。
在另一实施例中，CA监控仅在血液返回期间执行。这意味着在不需要 分开检测阶段和验证阶段的情况下执行CA监控。实际上，可以认为CA监 控是在没有检测阶段但是有验证阶段的情况下实施，因为当泵4在血液返回 期间被临时停止时检测CA事件。
现在转到图9B中的例子，双泵系统包含单个接入设备2，单个接入设备 2通过连接器C1、C2分别连接至动脉血液线和静脉血液线。动脉血液线从 连接器C1延伸到透析仪5，并且按照液压顺序包括如下组件：动脉侧夹具 40、动脉压力传感器6b、第一(阻塞)血液泵4、容器42(“顺应性容器”) 和第二(阻塞)血液泵46。系统压力传感器6d被连接以测量容器42中的压 力。静脉血液管线从透析仪5延伸到连接器C2，并且按照液压顺序包括如下 组件：静脉压力传感器6a和静脉侧夹具44。夹具40、44和血泵4、46的操 作被控制单元(未示出)控制，控制单元操作该系统在血液取出和血液返回 之间交替。在血液取出期间，夹具40打开，夹具44关闭，第二血液泵46 停止，并且第一泵4被激活以将血液从病人身上经由接入设备2泵送到容器 42中。在血液返回期间，夹具40可以关闭，夹具44打开，第一泵4停止， 并且第二泵46被激活以将血液从容器42泵送通过静脉血液线以经由接入设 备2返回病人。如果第一泵4闭塞(即防止血液回流)则可以省略夹具40。 双泵系统的结构以及操作及其变型例是本领域技术人员已知的。
在图9B的透析系统中，可以通过检测阶段和验证阶段实施CA监控。在 检测阶段期间，透析系统重复执行血液取出和血液返回，并且CA监控(例 如，通过图7中的设备7实施)评估来自传感器6a、6b的信号中的一个或多 个。在验证阶段期间，透析系统被禁用(泵4、46停止)并且CA监控评估 来自传感器6a、6b的信号中的一个或多个。
本申请的申请人已经认识到，在血液取出和血液返回之间的切换阶段期 间可以执行验证阶段，前提是夹具40、44中的至少一个在切换阶段期间打开。 在切换阶段，在压力信号中没有来自泵4、46的扰动。因而，可以在透析系 统的正常操作期间执行验证阶段。在一个示例中，透析系统被操作以重复执 行血液取出和血液返回，并且在检测阶段通过评估静脉和/或动脉压力信号来 操作CA监控。检测阶段将依赖于心脏脉冲的可获得性而实施。如果夹具40、 44在相反的阶段打开和关闭，则心脏脉冲将在动脉和静脉压力信号中以交替 方式出现。如果省略夹具40，则在血液取出和血液返回期间在动脉压力信号 中均存在心脏脉冲。在验证阶段，透析系统继续重复执行血液取出和血液返 回，并且CA监控在切换阶段评估压力信号中的一个或多个。因而，在透析 系统继续执行血液处理的同时，验证阶段通过验证在一个或多个切换阶段获 取的被监控信号(或多个)中确实不存在心脏脉冲来执行验证阶段。可以设 想，当CA监控进入验证阶段时，透析系统被控制以选择性增大切换阶段的 长度。
在另一个实施例中，CA监控仅在切换阶段期间执行，即当泵4、46停 止时执行。在该实施例中，CA监控被实施而没有分开检测和验证阶段。因 而，可以认为CA监控在没有检测阶段但是有验证阶段的情况下实施，因为 当泵4、46停止时检测CA事件。。