CN101189510A - 监视流动液体是否存在空气的方法和装置 - Google Patents

Abstract

本发明涉及监视流动介质(特别是在体外血液循环(I)中流动的血液)是否存在空气、特别是微型泡的装置和方法。根据本发明的方法和装置的主要原理是：信号脉冲序列或连续信号被注入流动介质，并接收离开流动介质的信号脉冲或连续信号。出于这种目的，该装置优选为具有超声波发射器(19)和超声波接收器(20)。为了检测微型泡，从所接收的信号中提取信号模式，信号模式是在预定时间段中所接收到的信号脉冲或连续信号随时间变化的特征。将特征信号模式与一个或一个以上的特征基准模式进行比较，如果特征信号模式以预定量偏离特征基准模式，得出存在空气泡的结论。优选为由信号模式确定统计特征变量、特别是方差，并将之相互进行比较。

Description

监视流动液体是否存在空气的方法和装置

技术领域

本发明涉及监视流动液体、特别是监视在体外血液处理设备的体外血液循环系统中流动的血液是否存在空气的方法，并涉及使用体外血液循环系统的血液体外处理用方法，其中，监视在体外血液循环系统中是否存在空气。本发明还涉及用于监视流动液体、特别是监视在体外血液循环系统中流动的血液是否存在空气的装置，并涉及具有这样的装置的体外血液处理用设备：该装置监视在处理设备的体外血液循环系统中流动的血液是否存在空气。

背景技术

对于血液体外处理，多种方法是已知的，其中，患者的血液流经体外血液循环系统的血液处理单元。体外血液处理(例如血液透析或血液过滤)的主要麻烦之一是空气透入体外血液循环系统的可能。同样的风险不仅存在于体外血液处理，也存在于使用点滴液的点滴注射。

将夹带的空气泡从血液和点滴液分离所用的是已知的沉淀室(dripchamber)，在相应的情况下，其被布置在体外循环系统的静脉段中以及点滴注射线中。已知的沉淀室在捕捉空气泡方面是高度可靠的。尽管如此，在根本上存在空气泡通过静脉注入患者体内的风险。为了得到安全性的进一步提高，因此，对于血液处理设备，DIN/EN 60601-2-16明确规定了空气检测器，对其的运行可靠性设置了非常严格的要求。已知的空气检测器是基于超声波在液态与气态介质中不同的吸收以及超声波在界面上的散播。除超声波检测器以外，还存在基于液态与气态介质中不同的介电常数和不同的电导率的已知空气检测器。为了检测空气，信号脉冲被耦合到流动的液体中，同时，对从流动的液体中出现的信号脉冲进行接收。当所接收的信号低于一个或一个以上的固定基准水平时，得出空气存在的结论。

为了使测量得到的结果不被歪曲，必须对影响所接收信号的周围条件的变化进行补偿。存在用于此目的的多种补偿方法。一种基于超声波测量且具有对周围因素的补偿的、用于检测流动液体中的空气泡的装置可从例如EP 1 182 452 A2获知。

监视流动液体是否存在空气的已知方法已经在检测相对较大的空气泡的实践中证明是令人满意的。这是因为相对较大的空气泡(作为单个气泡，其体积超过大约1μl，作为团(bolus)，超过大约50μl)导致信号中相对较短且较大的变化。相反，周围因素变化相对较慢，且它们的影响因此能被容易地检测到。通过这种方式，对于周围因素的校正与由于空气泡引起的信号变化占据的时间段相比在长得多的时间段中进行。

除了相对较大的单个泡以外，在例如血液透析处理中还可能出现非常小的泡，即所谓微型泡。它们典型地在空气由于泄漏而能透入体外血液循环系统的动脉段时发生。单个泡(其通常在开始还相对较大)首先在尺寸上被血液泵减小。此后，当它们经过透析器的毛细管(其内直径通常大约为0.2mm)时，在尺寸上更为缩小。较大的小泡可在静脉泡收集器中由于其浮力被分离出来，而微型泡(其通常具有大约0.2mm的直径和大约4nl的体积)随着血液的流动被送到泡收集器之外，并能一路前进到患者那里。具有直径的连续分布和大约0.3mm的最大直径的微型泡于是在患者的血流中存在。

在透析处理之前，通常用等渗盐溶液(isotonic saline solution)冲洗体外血液循环系统。当情况是这样的时候，存在这样的危险：未被冲走的空气泡可能在处理过程中分离，并可能在微型泡的“云”中被注入未被检测的患者体内。

在文献(Droste DW，Kuhne K，Schaefer RM，Ringelstein EB，Detection of microemboli in the subclavian vein of patients undergoinghaemodialysis and haemodiafiltration using pulsed Doppler ultrasound，Nephrol Dial Transplant 2002；17：462-466)中，存在这样的指示：在透析处理中典型地发生其原因疑为存在微型泡的微型栓塞。这一点是真实的：人体将忍受相对较大量的空气、在其通过静脉施加的条件下，这是因为，该空气可在肺中呼出，或在血液中溶解。事实上，对于50kg的体重和600ml/分钟的最大血流速度来说，最多达1.5ml/分钟的连续空气注入速度是可接受的。然而，如果超过这些限制值，则在血液处理过程中可能有严重的麻烦。

发明内容

本发明的目的因此在于指明一种监视流动液体是否存在空气的方法，该方法允许对于不同事故(incident)的检测以高的可靠性检测甚至相对较小的空气泡、特别是微型泡。本发明的进一步的目的在于指明一种使用体外血液循环系统的体外血液处理用方法，通过该方法，可以以高的可靠性在体外循环系统中检测甚至相对较小的空气泡、特别是微型泡。这种目的是根据本发明利用权利要求1和8的特征实现的。

本发明的目的还在于提供一种监视流动液体是否存在相对较小的气泡、特别是微型泡的装置以及具有这种类型的监视装置的体外血液处理设备。这一目的是利用权利要求9和16的特征实现的。

根据本发明的方法和根据本发明的装置的运行原理是基于：将信号脉冲序列或连续信号耦合到流动液体之中，并接收从该流动液体出现的信号脉冲或连续信号，从所接收的连续信号或信号脉冲提取信号模式(pattern)，其为所接收的连续信号或信号脉冲在预设的时间间隔上随时间变化的特征。将这种特征信号模式与特征基准模式(其为没有空气的液体的特征)进行比较，当特征信号模式以预设量偏离特征基准模式时，得到空气存在的结论。基本上，由模式识别获知的任何方法可用于对所接收的信号进行分析。

对于信号模式与基准模式的比较，信号脉冲或连续信号采用何种物理形式是无关紧要的。优选为，信号脉冲为超声波脉冲，连续信号为超声波信号。然而，该信号同样可为电场或电磁辐射。唯一重要的是该信号由流动液体中空气的存在改变。

在所限定的时间间隔Δt中，具有体积连续分布的ΔN个微型泡经过测量间隙。微型泡的存在导致所接收信号中随时间的变化，所接收信号可以采取连续信号x(t)或离散值连续序列x_i(II)的形式。所接收信号随时间的变化构成特征信号模式E_mess，ΔN。

如果不存在任何微型泡，所接收信号表现出一特征信号模式，且其与存在微型泡时所接收信号的特征信号模式清晰地区分开来。所述特征信号模式仅由周围因素的变化决定，这些因素包括例如发射器或接收器的中断，或流动液体的密度的波动。

特征信号模式通常代表受到噪音影响的信号。由于空气注入速度上升，微型泡的数量ΔN也上升，微型泡的分布通常向着更大的体积变化。这导致信号中更为频繁的变化，并导致信号幅值的变化，其在某些情况下更大。所接收的模式从无空气模式E_mess，0(特征信号模式)变为充入空气模式E_mess，ΔN(特征信号模式)。

特征信号模式E_mess，0被规定为特征基准模式E_ref，0，并优选为作为类型模式(type pattern)。还可以在运行中周期性地重新决定特征基准模式，如果能够确保测量间隙中不存在空气泡的话。

如果特征信号模式与特征基准模式显著不同，可产生警告状态。这是对于微型泡检测可能的最大灵敏度能被实现的方式。如果出于与系统有关的原因可在无空气状态与患者有危险的状态之间进行足够明确的区分，警告状态也可以仅从达到预设限制值的点触发。

除了无空气特征信号模式E_mess，0以外，还可被用作特征基准模式E_ref，0的是使得能够做出不同事件间的区分的、对于定义的空气引入(intake ofair)的其他基准模式E_ref，ΔN。例如，可以使用作为单个微型泡的特征的基准模式或作为n个微型泡的重叠的特征的基准模式。这使得所包含空气的体积能作为绝对大小被确定。还可应用定义这样的空气引入的基准模式：在该空气引入下，达到危险限制值。

对所接收信号脉冲或连续信号随时间的变化进行评估的预设时间间隔可被选择为足够小到使得周围因素引起的相对缓慢的变化可(对于所有目的和意图)被认为是恒定的。如果情况是这样，则基本上可省略任何对周围因素引起的变化的补偿。

如果时间间隔Δt与微型泡经过测量间隙的传输时间的大小数量级匹配则是有利的。如果时间间隔Δt被预设为血液流动速度的函数是有利的。

在根据本发明的方法或装置的优选实施例中，不直接将基准模式和信号模式随时间的变化彼此进行比较。一般而言，从信号模式和基准模式确定一个或一个以上的特征参数(其为它们随时间的变化的特征)就够了。于是，可将这些特征参数相互进行比较。对于特征基准模式来说，一个或一个以上的限定参数通常就够了。

由于微型泡的流的性质，即使对于恒定的空气引入，不可能准确预测出在Δt的时间间隔内将有多少微型泡ΔN将经过测量间隙以及这ΔN个微型泡的体积的频率分布将是怎样。然而，特征信号模式可被看作随机过程的结果，并可有利地通过使用用于时间序列统计分析的算法以相对较小的成本和工作量进行评估。这种评估可在时域频率分布的基础上或随机过程谱分析的基础上进行。

当时域中的频率分布被评估时，所接收到的信号被看作一维随机变量X，在这种情况下，其实现(realisations)x将覆盖离散或连续的值的范围。随机变量的统计特性通过其分布函数F(x)或通过连续分布密度函数f(x)或通过离散概率w_i进行充分的定义。

为了减小成本和工作量，对于进行确定和相互比较的分布函数F(x)来说，不是完整的各个而是对于它们限制在一个或一个以上的特征属性将是有利的。这些有意义的特征值通常被以下公式定义为函数g(x)的期望值：

$E\left(g\left(X\right)\right)=\underset{-\∞}{\overset{\∞}{\∫}}g\left(x\right)f\left(x\right)\mathrm{dx}---\left(1.1a\right)$

$E\left(g\left(X\right)\right)=\underset{i}{\mathrm{\Σ}}g\left(x_i\right)w---\left(1.1b\right)$

公式(1.1a)在存在连续随机变量X时适用，公式(1.1b)在随机变量X离散时适用，w_i为x_i的实现的概率。

如果下面的公式中的平均值E(X)不是由与当前时间间隔Δt有关的数据计算而是由前面的时间间隔的数据计算的，存在进一步有利的简化。这通常产生了可接受的大小的附加误差，如果时间间隔Δt被选择为足够小、平均值随时间的典型变化可忽略的话。

有利的期望值为：

1.平均值：g(X)＝X                          (1.2)

2.分散(scatter)或方差(variance)σ²或标准偏差(standard deviation)σ：g(X)＝(X-E(X))²                            (1.3)

3.k阶矩g(X)＝X^k                            (1.4)

4.k阶绝对矩g(X)＝|X|^k                      (1.5)

5.相对于c的k阶矩g(X)＝(X-c)^k               (1.6)

6.k阶中心矩g(X)＝(X-E(X))^k                 (1.7)

7.k阶绝对中心矩g(X)＝|X-E(X)|^k             (1.8)

8.X的分布的偏斜度(skew)

9.X的分布的超限(excess)

10.自相关函数

相关平均值与随机过程X有关。

下面的参数对于二维随机变量来说具有重要性。例如，基准模式E_ref，ΔN可被看作随机变量X₁的实现，当前测量得到的模式E_mess可被看作随机变量X₂的实现。

11.协方差g(X)＝(X₁-E(X₁))(X₂-E(X₂))              (1.9)

12.相关系数g(X)＝(X₁-E(X₁))/σ₁(X₂-E(X₂))/σ₂    (1.10)

13.互相关函数

相关平均值与两个不同的随机过程X₁、X₂有关。

除了在时域中评估的频率分布之外，谱分析也可用于由信号模式确定一个或一个以上的参数。谱分析(傅里叶分析)的目的在于将具有周期分量的复杂时间序列分解为给定频率的少数几个基本谐波函数，在这种情况下，时间序列可被看作一维随机变量X的实现。对于所接收信号的分析，谱中有关的仅有的频率范围为被微型泡改变的那些。所接收干扰或电子噪音引起的相对较高频率的信号分量在这种情况下可通过滤波器函数消除。周围因素中的变化引起的相对较低频率的信号分量也可被同样地消除。

有利的参数为：

1.周期图(给定频率下幅值的平方和，具有线状谱的类型)

2.谱密度函数(对于给定频率的能量密度谱或功率密度谱)

3.滤波器的使用(频谱窗内的平滑)

当信号模式被比较时，多个参数彼此结合以增大检测微型泡时能够做出的区分的清晰度可能是有利的。例如，在两个参数经历给定变化但第三参数没有明显改变的条件下，可以得到事故已发生的结论。

已被证明作为特征参数特别有利的是方差(标准偏差、分散)。方差是表示数据的单个项在平均值周围如何分布的量度，即表示数据项在平均值周围的分散有多大。约定方差是由之对平均值进行净化(purge)的参数，周围因素被消除，因为绝对信号幅值(例如信号平均值)在时间间隔Δt中的变化不被评估为模式中的变化。

在根据本发明的方法和装置的进一步优选的实施例中，在时间间隔序列中连续确定特征信号模式，并将之各自与一个或一个以上的基准模式进行比较。如果一个特征信号模式以预设量与特征基准模式不同，可以给出警报。然而，也可以不给出警报、直到在给定数量的时间间隔中发现预设量的不同。在血液处理过程中对发现不同的事件的数量进行计数。在这种情况下，事件数量为液体所含空气总体积的量度。

在进一步优选的实施例中，为将信号脉冲序列而不是一个连续信号耦合到流动液体中做准备，被确定为特征信号模式的是在预设时间间隔中接收的信号脉冲的最大幅值。然而，也可代替最大信号幅值被确定的是任何与信号幅值相关联的参数。

附图说明

下面参照附图详细阐释本发明一实施例。在附图中：

图1为血液处理用设备的主要部件的非常简化的示意图，该设备具有体外血液循环系统以及用于监视在循环系统中流动的血液是否存在空气的装置；

图2为用于监视血液是否存在空气的装置的一实施例的主要部件的示意图；

图3示出了当流动的液体中不存在空气泡时特征基准模式随时间的变化；

图4a示出了当液体中存在大量空气泡时特征基准模式随时间的变化；

图4b示出了放大的比例下来自图4a的信号模式的细节；

图5a示出了当液体中存在很少空气泡时特征基准模式随时间的变化；以及

图5b示出了放大的比例下来自图5a的信号模式的细节。

具体实施方式

图1示出了连同监视装置的血液处理用设备的主要部件。血液处理用设备(例如血液透析设备)具有透析器1，其被半渗透性膜2分为血液室2和透析液体室4。到血液室的入口被连接到血液供给线5的一端，而来自血液室3的出口被连接到血液取走线7的一端，沉淀室8被连接到血液取走线7。血液供给线与取走线5、7的另外的末端分别被连接到动脉针与静脉针6、6′。血液取走线7上在沉淀室8与静脉针6′之间布置有电磁致动静脉管夹17。血液供给线与取走线5、7连同血液室3构成血液透析设备的体外血液循环系统I。

透析设备的透析液体系统II包含用于处理透析液体的装置9，透析液体供给线10(其一直到透析器1的透析液体室4)由该装置延伸。一直到出口12的透析液体取走线11由透析液体室4延伸。

血液泵13布置在血液供给线5中，而在透析液体取走线11中布置有透析液体泵14。在血液处理过程中，血液泵13和透析液体泵14分别将血液泵过体外血液循环系统I、将透析液体泵过透析液体系统II。

血液透析设备包含分别经由控制线16、16′以及16″连接到血液泵13、透析液体泵14、管夹17的中央控制单元15。

血液透析设备还具有用于监视在体外血液循环系统I中流动的血液是否存在空气的装置。在所介绍的设备的情况下，这种监视装置是血液透析设备的一部分，但其也可以为分立的次级组件。

监视装置18在图1中仅仅示意性地示出。监视装置的单独的部件在图2中示出。

监视装置18具有超声波发射器19和超声波接收器20。超声波发射器19具有脉冲发生器10a和功率级19b以及超声波变送器(ultrasonictransducer)19c，而超声波接收器具有超声波变送器20a和信号放大器20b。发射器19的超声波变送器19c与接收器20的超声波变送器20a以这样的方式在传感器载体21上彼此平行地布置在血液取走线7的两侧、沉淀室8的下游和管夹17的上游：使得在血液取走线7中流动的血液具有正交地(orthogonally)通过其传送的超声波。两个超声波变送器19c和20a可以为压电陶瓷材料片。两个变送器之间的空间形成声学测量间隙。

超声波发射器19以脉冲模式运行。出于这个目的，脉冲发生器19a由微控制器23c周期性地驱动，微控制器23c负责控制该序列以及信号分析，并通过信号线25连接到脉冲发生器19c。脉冲发生器19a于是产生电信号，该信号经由功率级19b馈送到超声波变送器19c。

接收器20的超声波变送器19c将超声波信号变换回为电信号，该信号被馈送到信号放大器20b。信号放大器20b以这样的方式对该电信号进行滤波和处理：使该信号能被馈送到分析单元23。

分析单元23具有用于提取信号模式(其为接收到的超声波脉冲随时间变化的特征)的装置23′以及用于将特征信号模式与基准模式进行比较的装置23″。

用于提取信号模式的装置23′具有峰值检测器23a，其将脉冲的最大信号幅值确定为由超声波变送器20a接收的超声波脉冲水平的量度，而用于将特征信号模式与基准模式进行比较的装置23″具有A/D转换器23b和微控制器23c。

峰值检测器23a供给的模拟电压值被A/D转换器23b转换为数字值以便进行进一步的信号处理。在每个超声波脉冲被超声波变送器19c发射之前，峰值检测器23a被通过信号线24连接到峰值检测器的微控制器23c复位。因此，在峰值检测器23a的输出存在信号模式，其为在预设的时间间隔Δt中所接收的超声波脉冲随时间变化的特征。在该实施例中，预设的时间间隔Δt覆盖总共m＝128个值，每个值表示所接收的超声波脉冲的最大幅值。

由于发射器19的超声波变送器19c的恒定激励，测量间隙的声学特性中的变化被反映在由峰值检测器23供给的模拟信号最大幅值的大小中以及A/D转换器上存在的数字信号的大小中。

测量间隙的声学特性在流过血液取走线7的血液中存在未溶解的空气(例如以微小的单个空气泡即微型泡的形式)时发生变化。声学测量间隙中的微型泡使得超声波脉冲被衰减(attenuate)，因此在最大幅值中发生下降。最大幅值的变化(可随时间对其进行测量)因此受到与衰减(其在声学测量间隙中时有效)对应的调制。

如果血液中不存在微型泡，在信号幅值中看不到显著下降。图3示出了这种类型的信号模式，其被用作特征基准模式。所有能被看到的是信号中的微小改变(噪音)，其具有相对较高的频率。

图4a与4b示出了作为存在大量微型泡的特征的信号模式。信号幅值中的下降可被清楚地看到。图4a中示出的信号模式覆盖了多个连续的时间间隔Δt。信号模式对于一个时间间隔Δt随时间的变化以放大的比例在图4b示出。信号中相对较大的变化(但其具有相对较低的频率)是典型的。时间间隔Δt覆盖m＝128个值。

图5a与5b示出了作为存在少量微型泡的特征的信号模式。如果将图4a、4b以及5a、5b中的信号模式进行比较，可以看到，在图5a、5b所示的信号模式中明显有信号幅值中少得多的下降。

为使将特征信号模式与基准模式进行比较成为可能，在分析单元23(其为微控制器23的一部分)中，对于连续的时间间隔中的每一个，由信号模式确定特征统计参数。在该实施例中，特征统计参数为信号模式的方差σ²。由于方差是一种通过定义使测量值清除平均值的属性，周围条件的影响得到抑制。

方差由公式1.1b和1.3计算。对于概率w_i，将恒定值引入公式1.1b。由于数据的基础为随机采样且不是完整的总体，规格化条件以及对于无偏性的要求导致所讨论值为w_i＝1/(m-1)，其中，模式覆盖m＝128个值。

在这种情况下，平均值E(x)不由当前进行分析的时间间隔Δt的数据在这些公式中计算，代之为使用在一个或一个以上的在前时间间隔中确定的平均值。然而，为了这样，被选的时间间隔Δt必须小到使得平均值中的变化能被忽略。

在该实施例中，方差也不是由图3所示的特征基准模式计算的。将这样的限制值设置为基准模式的方差是足够的：在该限制值处，假定为如果超过该值将对患者存在危险。

于是，在分析单元23中，将特征信号模式的方差σ²与预设限制值进行比较。如果方差σ²高于限制值，得出在预设时间间隔Δt中存在微型泡的结论。与多个限制值的比较使得在存在少量或许多空气泡之间进行区分成为可能。

在预设时间间隔中检测到对患者构成威胁的体积的泡时，分析单元23产生警告信号，该信号被通过控制线27连接到分析单元23的警告单元26接收。警告单元26于是产生声学和/或可视警告。同时，警告单元26还产生经由未示出的信号线被施加到透析设备的控制单元15的控制信号。如果这种控制信号被产生，通过停止血液泵13并致动管夹17来夹停血液取走线7，控制单元15中止透析处理。

在替代实施例中，做出仅在多个时间间隔中检测到微型泡的条件下给出警告的准备。

在分析单元23在时间间隔Δt中的一个当中检测到微型泡的情况下，所述分析单元23产生计数信号。在血液处理过程中或在连续或不连续的时间间隔序列中，分析单元23所产生的计数信号的数量在连续的测量中被计数。在透析处理过程中，将计数信号的数量连续与另一预设限制值进行比较。如果计数达到该限制值，分析单元23再次产生警告信号，故而警告单元26将发射声学和/或可视警告，控制单元15将中止血液处理。在这种情况下，假定为血液所含空气总体积对患者构成威胁。

Claims (16)

1.监视流动介质是否存在空气的方法，所述方法具有下列步骤：

将信号脉冲序列或连续信号耦合到所述流动介质中；

接收从所述流动液体出现的信号脉冲或连续信号；

在预设的时间间隔上提取信号模式，该信号模式为所接收的信号脉冲或连续信号随时间变化的特征；以及

将所述特征信号模式与一个或一个以上的特征基准模式进行比较，如果所述特征信号模式以预设量与至少一个特征基准模式不同，得出空气存在的结论。

2.根据权利要求1的方法，其特征在于：对于将所述特征信号模式与一个或一个以上的特征基准模式进行的比较，从所述特征信号模式确定一个或一个以上的统计参数，并将之与一个或一个以上的统计基准参数进行比较。

3.根据权利要求1或2的方法，其特征在于：在时间间隔序列中连续地确定特征信号模式，并将之各自与一个或一个以上的基准模式进行比较。

4.根据权利要求2或3的方法，其特征在于所述特征参数为方差。

5.根据权利要求1至4中一项的方法，其特征在于：在时间间隔序列中连续确定特征信号模式，并将之各自与一个或一个以上的基准模式进行比较，在一个或一个以上的先前的时间间隔中计算得到的平均值被用于计算作为特征参数的方差。

6.根据权利要求1至5中一项的方法，其特征在于：所接收的信号脉冲的最大信号幅值被确定，所述特征信号模式为在预设时间间隔中发生的信号脉冲的最大幅值的序列。

7.根据权利要求1至6中一项的方法，其特征在于：所述信号脉冲序列和所述连续信号分别为超声波脉冲序列和连续超声波信号。

8.使用体外血液循环系统的体外血液处理用方法，其中，通过根据权利要求1至7中一项的方法，监视在所述体外血液循环系统中是否存在空气。

9.监视流动介质是否存在空气的装置，其具有：

装置(19)，其用于将信号脉冲序列或连续信号耦合到所述流动介质中；

装置(20)，其用于接收从所述流动液体出现的信号脉冲或连续信号；以及

分析单元(23)，其具有：

装置(23′)，其用于在预设的时间间隔上提取信号模式，该信号模式为所接收的信号脉冲或连续信号随时间变化的特征；以及

装置(23″)，其用于将所述特征信号模式与一个或一个以上的特征基准模式进行比较，如果所述特征信号模式以预设量与至少一个特征基准模式不同，得出空气存在的结论。

10.根据权利要求9的装置，其特征在于：用于将所述特征信号模式与一个或一个以上的特征基准模式进行比较的装置(23″)被布置为使得从所述特征信号模式确定一个或一个以上的统计参数并将之与一个或一个以上的统计基准参数进行比较。

11.根据权利要求9或10的装置，其特征在于：用于提取信号模式的装置(23″)被布置为使得在时间间隔序列中连续地确定特征信号模式并将之各自与一个或一个以上的基准模式进行比较。

12.根据权利要求9至11中的一项的装置，其特征在于：用于将所述特征信号模式与一个或一个以上的特征基准模式进行比较的装置(23″)被布置为使得方差被计算为所述特征参数。

13.根据权利要求9至12中一项的装置，其特征在于：用于将所述特征信号模式与一个或一个以上的特征基准模式进行比较的装置(23″)被布置为使得：在时间间隔序列中连续确定特征信号模式，并将之各自与一个或一个以上的基准模式进行比较，在一个或一个以上的先前的时间间隔中中计算得到的平均值被用于计算作为特征参数的方差。

14.根据权利要求9至13中一项的装置，其特征在于：用于提取信号模式的装置(23″)被布置为使得：在预设时间间隔中发生的信号脉冲的最大幅值的序列被提取为所述特征信号模式。

15.根据权利要求9至14中一项的装置，其特征在于：用于发射信号脉冲序列或连续信号的装置为超声波发射器(19)，且用于接收超声波脉冲的装置为超声波接收器(20)。

16.血液体外处理用设备，其具有体外血液循环系统和根据权利要求9至15中的一项的装置，监视在所述体外血液循环系统中是否存在空气。

Images