CN103619375A - 检测体外血液处理中的血液路径中断 - Google Patents

Abstract

装置（7）监测从人体对象的血管接入部（3）延伸通过体外血液处理设备（80）并返回血管接入部（3）的血液路径。血液路径中的泵送装置（4）操作以将血液通过血液路径从血液抽取装置（2’）泵送到血液返回装置（2”）。监测装置（7）从设置在血液路径中的泵送装置（4）中的上游的压力传感器（6a）获得压力数据并且处理压力数据以检测例如由VND（静脉针脱出）引起的泵送装置（4）的下游的血液路径的中断。通过评估压力传感器（6a）处的串扰的存在/不存在来检测中断，其中，串扰脉冲源自体外血液处理设备（80）中的一个或多个脉冲发生器并且在泵送装置（4）的下游的方向上通过血液返回装置（2”）、血管接入部（3）和血液抽取装置（2’）的传播路径（P2）上传播到压力传感器（6a）。

Description

检测体外血液处理中的血液路径中断

技术领域

本发明涉及用于检测体外血液处理（例如，透析）过程中的血液路径中断的技术，具体地，涉及例如由所称的静脉针脱出（VND）引起的血液处理设备中的血泵的下游侧中断。

背景技术

在体外血液处理中，血液被从人体对象取出，进行处理（例如治疗），然后通过作为血液处理设备的一部分的体外血流回路（“EC回路”）重新引入到对象。一般来说，血液由血泵通过EC回路进行循环。在某些类型的体外血液处理中，EC回路包括用于抽血（如动脉针头）的接入设备和用于血液再引入（例如静脉针）的接入设备，其被插入到对象上的专用的血管接入部（例如瘘管或移植管）。这种体外血液处理包括血液透析、血液透析滤过、血液滤过，血浆置换等。

在体外血液处理中，至关重要的是要尽量减少在EC回路中的故障的风险，因为这些可能会导致潜在的威胁对象的生命的情况。在下述情况下可能出现严重的情况：例如，如果EC回路在血泵的下游中断（例如，由于VND事件（其中静脉针从血管进入部松开））。这样的中断可能会导致对象在几分钟之内失血。

可以在血液处理期间基于来自EC回路中的血泵的下游侧的压力传感器（“静脉压力传感器”）的压力信号来检测VND。传统上，通过将测量到的一个或多个压力水平与一个或多个阈值进行比较来执行VND监测。然而，可能难以设定适当的阈值，因为在EC回路中的压力在不同治疗之间会变化，并且在治疗期间变化，例如由于对象移动。此外，如果接入装置松动，并且卡在床单或对象的衣服中，则测得的压力水平可能不会改变到足以指示潜在的危险情况。

WO97/10013提出了基于由EC回路中的静脉压力传感器测量的压力信号进行VND监测的替代另选技术。在一个替代另选方案，基于在压力信号中检测心脏脉冲的检测来进行VND监测。心脏脉冲表示由患者的心脏产生并从患者的循环系统经由血管接入部和静脉针传递到静脉压力传感器的压力脉冲。在一个替代另选方案中，基于由血泵产生并从血泵经由动脉侧穿刺针、血管接入部和静脉针传输到静脉压力传感器的压力脉冲（泵脉冲）。压力信号中不存在泵脉冲则指示该动脉针和/或静脉针脱出。

US2005/0010118、WO2009/156174和US2010/0234786公开了基于从静脉压力传感器获得的压力信号中的心脏脉冲的检测来进行VND监测的类似或另选技术。

WO2010/149726公开了基于来自静脉压力传感器的压力信号中除了心脏脉冲之外的生理脉冲的检测来进行VND监测的技术。这样的生理脉冲源自人体，例如，来自反射、主动肌肉收缩、非主动肌肉收缩、呼吸系统、用于血压调节的自治系统或用于提问调节的自治系统。

相关技术还包括WO2009/127683，其公开了通过在从静脉压力传感器获得的压力信号中隔离搏动信号来进行VND监测的技术。该搏动信号表现为压力信号的振幅调制，并通过患者的心脏产生的压力波与血泵产生的压力波之间的干扰来形成。不存在搏动信号指示静脉针脱出。

在EC回路的某些构造或工作条件下，由对象的心脏或人体中的其他生理现象产生的压力波可能太弱而不能够在静脉压力传感器的压力信号中可靠地检测到。因此，上述许多技术在这些构造/操作条件下可能是不可靠的。

此外，也有一些没有静脉压力传感器的血液处理设备，或静脉压力传感器的设计或布局不允许可靠地检测生理脉冲/泵脉冲。

因此，需要用于在EC回路中进行VND监测的另选或补充技术。

发明内容

本发明的目的在于至少部分地克服了现有技术的上述限制中的一个或多个。

一个目的是提供用于检测体外血液处理设备中的泵送装置的下游的血液路径的中断的新技术。

另一个目的是提供一种中断检测技术，其不依赖于在体外循环血液处理设备中设置静脉压力传感器；或者提供一种中断检测技术，其即使在体外血液处理设备中存在静脉压力传感器也不要求来自这样的静脉压力传感器的数据。

借助于根据独立权利要求的监测装置、用于监测的装置、用于体外血液处理的设备、监测方法和计算机可读介质至少部分地实现这些目的以及根据下面的描述显而易见的进一步的目的中的一个或多个，其实施方式由从属权利要求限定。

本发明的第一方面是一种用于监测从人体对象的血管接入部延伸通过体外血液处理设备并返回血管接入部的血液路径的装置。血液路径包括用于连接到血管接入部的血液抽取装置和血液返回装置以及泵送装置，其可操作以将血液通过血液路径从血液抽取装置泵送到血液返回装置。该装置包括：输入端，该输入端用于从设置在血液路径中的泵送装置中的上游的用于检测通过血液路径泵送的血液中的压力脉冲的压力传感器获得压力数据；以及连接至所述输入部的信号处理器。所述信号处理器被构造成：基于压力数据，生成时间有关的监测信号，该监测信号包括串扰脉冲，该串扰脉冲源自体外血液处理设备中的一个或多个脉冲生成器并且在泵送装置的下游的方向上通过血液返回装置、血管接入部和血液抽取装置传播到压力传感器；处理监测信号以计算指示串扰脉冲的存在/不存在的参数值；以及至少部分地基于参数值检测泵送装置的血液路径下游的中断。

本发明的监测装置能够基于来自泵送装置的上游（即，在血液路径的动脉侧）的压力传感器的压力数据检测泵送装置的下游（即，血液路径的静脉侧）的血液路径的中断。这个令人惊奇的技术能力允许在静脉侧上缺少（适合的）压力传感器的体外血液处理设备中进行VND检测。还允许在现有技术失败时进行VND检测（例如，如果不存在生理脉冲或者生理脉冲太弱而不能检测到），这是因为本发明的技术不要求直接或间接（例如，经由搏动信号）检测生理脉冲。此外，本发明的技术可以与常规VND技术结合，以提高检测的可靠性。再者，由于生理脉冲可能在血液路径的动脉侧比在静脉侧强，因此本发明的技术可用于联合检测串音脉冲和生理脉冲，其中无串扰脉冲可以指示静脉侧（下游）中断并且无生理脉冲可以指示动脉侧（上游）中断。如本文所用的，“上游”和“下游”分别是指相对于血液路径中的血液的流动从泵送装置起位置的更上或更下。

在一个实施方式中，信号处理器被构造成计算参数值作为监测信号的时间窗口中信号值的不规则性度量。不规则性度量可包括信号值的熵的度量和/或信号值的统计度量。在一个实施方式中，统计度量包括三阶或更高阶的标准矩。例如，统计度量可包括偏度和峰度中的至少一方。

在一个实施方式中，所述信号处理器被构造成产生包括源自人体对象中的一个或多个生理脉冲发生器的生理脉冲的监测信号，其中时间窗口被选择为包括一个生理脉冲的至少一部分。

在一个实施方式中，参数值被计算为表示由串扰脉冲叠加在生理脉冲上引起的扰动。

在一个实施方式中，所述信号处理器被构造成通过对压力数据滤波以至少抑制源自泵送装置并且在泵送装置的上游的方向上在血液路径中传播的干扰脉冲来生成监测信号，其中，所述滤波被构造为抑制干扰脉冲使得监测信号中的干扰脉冲与生理脉冲之间的大小比小于约1/10，优选小于约1/50，最优选小于约1/100。

在一个实施方式中，所述信号处理器被构造成通过针对源自泵送装置并且在泵送装置的上游的方向上在血液路径中传播的干扰脉冲滤波压力数据来生成监测信号，其中，所述滤波被构造成与串扰脉冲相比抑制干扰脉冲，优选地使得干扰脉冲具有与串扰脉冲相同或更小的大小。例如，信号处理器可以被构造成当对压力数据滤波以生成监测信号时基本上去除干扰脉冲。

在一个实施方式中，所述信号处理器被构造成生成参数值作为监测信号的时间窗口中的信号值的大小的度量。

在一个实施方式中，所述信号处理器被配置为通过将参数值与基准比较来检测中断，所述基准是作为不存在串扰脉冲的情况下的参数值估计而获得。在一个实施方式中，所述信号处理器被配置为基于第一基础值、第二基础值和第三基础值中的至少一个来获得该基准，其中，所述第一基础值是由在所述至少一个脉冲发生器被禁止的时间段中计算出的参数值给出的，第二基础值是由在启动过程期间计算出的参数值给出的，在该启动过程中，体外血液处理设备经由血液抽取装置连接到血管接入部但是从泵送装置的下游的血管接入部断开并且所述泵送装置被操作以将血液从血液抽取装置泵送到体外血液处理设备，并且第三基础值是由在预充液过程中计算出的参数值给出的，在该预充液过程中，体外血液处理设备从泵送装置的上游和下游的血管接入部断开并且泵送装置被操作以泵送预充液流体以流入上游端的体外血液处理设备并且在下游端流出体外血液处理设备。在这样的实现方式中，第一基础值可以被生成为表示源自人体对象的生理脉冲的存在和源自泵送装置并且在血液路径中在泵送装置的上游的方向上传播的串扰脉冲和干扰脉冲的不存在；第二基础值可以被生成为表示下述之一：所述生理脉冲和所述干扰脉冲的存在以及所述串扰脉冲的不存在；所述生理脉冲的存在和所述串扰脉冲和所述干扰脉冲的不存在；以及所述干扰脉冲的存在和所述串扰脉冲和所述生理脉冲的不存在；并且第三基础值可以生成为表示所述干扰脉冲的存在和所述串扰脉冲和所述生理脉冲的不存在。

在一个实施方式中，所述信号处理器被构造成从监测信号中提取形状指示数据并且通过将形状指示数据匹配到基准曲线数据来计算参数值。例如，形状指示数据可以包括监测信号中的信号值，并且基准曲线数据可以包括时间基准曲线。

在另一个实施方式中，所述信号处理器被构造成提取针对监测信号中的脉冲的定时数据并且通过将该定时数据匹配到指示所述一个或多个脉冲发生器中的脉冲生成处理的基准定时来计算参数值。

在一个实施方式中，所述一个或多个脉冲发生器包括在与血液路径液压接触的透析流体回路中，并且其中所述信号处理器被构造成从设置在透析流体回路中的用于检测通过透析流体回路泵送的透析流体中的压力脉冲的又一压力传感器或从用于所述一个或多个脉冲发生器的控制信号来获得基准信号，并且通过将监测信号匹配到基准信号来计算参数值。

本发明的第二方面是一种用于监测上述血液路径的装置。该装置包括：用于从设置在血液路径中泵送装置的上游的用于检测通过血液路径泵送的血液中的压力脉冲的压力传感器获得压力数据的单元；用于基于压力数据生成时间有关的监测信号的单元，该监测信号包括串扰脉冲，该串扰脉冲源自体外血液处理设备中的一个或多个脉冲发生器并且在泵送装置的下游的方向上通过血液返回装置、血管接入部和血液抽取装置传播到压力传感器；用于处理监测信号以计算指示串扰脉冲的存在/不存在的参数值的单元；以及用于至少部分地基于参数值来检测泵送装置的下游的血液路径的中断的单元。

本发明的第三个方面是一种用于体外血液处理的设备，其被构造成连接到人体对象的心血管系统以限定从人体对象的血管接入部延伸的血液路径，该血液路径包括用于连接到血管接入部的血液抽取装置、可用于将血液泵送通过血液路径的泵送装置、血液处理单元和用于连接到血管接入部的血液返回装置。另外，设备包括第一方面的监测装置。

本发明的第四方面是监测上述血液路径的方法。该方法包括：从设置在血液路径中泵送装置的上游的用于检测通过血液路径泵送的血液中的压力脉冲的压力传感器获得压力数据；基于压力数据生成时间有关的监测信号，该监测信号包括串扰脉冲，该串扰脉冲源自体外血液处理设备中的一个或多个脉冲发生器并且在泵送装置的下游的方向上通过血液返回装置、血管接入部和血液抽取装置传播到压力传感器；处理监测信号以计算指示串扰脉冲的存在/不存在的参数值；以及至少部分地基于参数值检测泵送装置的下游的血液路径的中断。

在一个实施方式中，参数值被计算为监测信号的时间窗口内的信号值的不规则性度量。例如，不规则性度量可包括信号值的熵的度量和/或信号值的统计度量。在一个实施方式中，统计度量包括三阶或更高阶的标准矩。例如，统计度量可以包括偏度和峰度中的至少一方。

在一个实施方式中，监测信号被生成为包括源自人体对象的生理脉冲，其中，时间窗口被选择为包括一个生理脉冲的至少一部分。

在一个实施方式中，参数值被计算为代表由串扰脉冲叠加在生理脉冲上引起的扰动。

在一个实施方式中，所述处理包括：对压力数据滤波以至少抑制源自泵送装置并且在泵送装置的上游的方向上在血液路径中传播的干扰脉冲，从而干扰脉冲被抑制为使得监测信号中的干扰脉冲与生理脉冲之间的大小比小于约1/10，优选小于约1/50，以及最优选小于约1/100。

在一个实施方式中，所述处理包括：针对源自泵送装置并且在泵送装置的上游的方向上在血液路径中传播的干扰脉冲对压力数据滤波，从而与串扰脉冲相比，干扰脉冲被抑制，优选地使得干扰脉冲具有与串扰脉冲相同或更小的大小。例如，信号处理可以包括当对压力数据滤波以生成监测信号时基本上去除干扰脉冲。

在一个实施方式中，所述处理包括：生成作为监测信号的时间窗口中的信号值的大小的度量的参数值。

在一个实施方式中，所述检测包括：将参数值与基准比较，所述基准是作为不存在串扰脉冲的情况下对参数值的估计而获得的。

在一个实施方式中，所述处理包括：从监测信号中提取形状指示数据并且通过将形状指示数据匹配到基准曲线数据来计算参数值。

在另一实施方式中，所述处理包括：提取针对监测信号中的脉冲的定时数据并且通过将定时数据匹配到指示所述一个或多个脉冲发生器中的脉冲生成处理的基准定时来计算参数值。

在一个实施方式中，所述一个或多个脉冲发生器包括在与血液路径液压接触的透析流体回路中，并且其中所述信号处理器被构造成从设置在透析流体回路中的用于检测通过透析流体回路泵送的透析流体中的压力脉冲的又一压力传感器或从用于所述一个或多个脉冲发生器的控制信号来获得基准信号，并且通过将监测信号匹配到基准信号来计算参数值。

本发明的第五方面是一种计算机可读介质，其该计算机可读介质包括计算机指令，当所述计算机指令由处理器执行时使得所述处理器执行第四方面的方法。

第二方面至第五方面与第一方面的技术效果相同，并且第一方面的任一实施方式可以与第二方面至第五方面组合。

根据下面的详细描述，根据所附权利要求以及附图，本发明的其它目的、特征、方面和优点将更加明显。

附图说明

现在将参照所附的示意性附图详细地描述本发明的实施方式。

图1是附着于人体对象的体外血液处理设备中的血液路径的示意图。

图2（a）是用于VND检测的方法的实施方式的流程图，并且图2（b）是用于VND检测的装置的实施方式的框图。

图3（a）-图3（b）分别是VND事件前后的监测信号的曲线图。

图4（a）-图4（d）分别是表示正态分布、拉普拉斯分布、均匀（随机）分布和正弦分布的数据样本的直方图。

图5是作为在VND事件前后的不同时间段获得的监测信号的作为时间的函数的峰度值和偏度值的曲线图。

图6-图7是两个不同的人体对象的血液治疗期间的四个时间点处的峰度值和偏值值的曲曲线图。

图8是包括体外血液处理系统和用于VND检测的装置在内的用于血液透析治疗的系统的示意图。

具体实施方式

在整个描述中，使用相同的附图标记标识相应的元件。

图1示出通过插入在对象上的专用脉管接入部3（也称为“血管接入部”）中的接入装置2’、2”来连接到体外流体回路1的人体对象。体外流体回路1（在下文称为“EC回路”）被构造为将血液传送到对象的心血管系统或者从对象的心血管系统传送血液。在一个示例中，EC回路1是用于血液处理的设备（例如，透析机（参见图8中的80））的一部分。在所示的示例中，血泵4经由接入装置2’从血管接入部3抽血，并且将血液泵送通过血液处理单元5（例如，透析器）并且经由接入装置2”返回到脉管接入部3。因此，当两个接入装置2'、2”都连接到脉管接入部3时，EC回路1定义了在脉管接入部3处开始和结束的血液路径。EC回路1可以被视为包括作为位于血泵4的下游的血液路径的部分的“静脉侧”和作为位于血泵4的上游的血液路径的部分的“动脉侧”。

压力传感器6a（称为“动脉血压传感器”或“动脉传感器”）设置以检测在EC回路1的动脉侧上的压力波。如这里使用的，“压力波”是通过材料或物质行进或传播的扰动形式的机械波。在下面的示例的环境中，压力波以通常处于3-20m/s的范围内的速度在对象的心血管系统中以及EC回路1的血液路径中的血液中传播。与血液直接或间接液压接触的动脉传感器6a生成压力数据，该压力数据形成针对每个压力波的压力脉冲。“压力脉冲”因此是限定时间有关测量信号（“压力信号”）内的信号大小大小的局部增大或减小（根据实现方式）的一组数据样本。动脉传感器6a接收如图1中所示的不同传播路径P1、P2、P3上的压力波。

在传播路径P1上，由人体对象中的生理源PH生成的压力波通过对象的心血管系统传播到脉管接入部3并且经由动脉接入装置2’传播到动脉传感器6a，动脉传感器6a测量对应的生理脉冲。压力波还经由静脉接入装置2”进入到EC回路1的静脉侧，但是压力波通常弱并且将基本上由透析器5和血泵4吸收并且通常由动脉传感器6a检测不到。生理源PH可以是诸如心脏、呼吸系统、用于学业压力调节的自治系统、用于体温调节的自治系统、反射动作，主动肌肉收缩和非主动的肌肉收缩的任何生理现象。还可以想到的是，生理源PH是附着于对象并且在患者的皮肤上摇动、振动或加压以生成压力波的机械装置。在另一另选中，这样的机械装置可以附着于用于对象的支撑物（例如，床）。然而，在下面的示例中，假设生理脉冲源自对象的心脏并且被表示为“心脏脉冲”。然而，所有的示例同等地可应用源自上述其它生理现象中的任一个以及上述机械装置或其组合的生理脉冲。

在传播路径P2上，由血泵4生成的压力波在EC回路1的静脉侧行进到静脉接入装置2”，在静脉接入装置2”处，压力波进入脉管接入部3。这里，压力波的一部分经由动脉接入装置2’进入EC回路1的动脉侧，并且到达动脉传感器6a。由于这些压力波从EC回路1的静脉侧传播到动脉侧，因此对应的压力脉冲在这里被表示为“串扰脉冲”。因此，除非另有所述，否则下面的描述假设串扰脉冲源自EC回路中的一个或多个血泵。

应注意的是，串扰脉冲可以源自EC回路1中或用于血液处理的设备中的其它机械脉冲发生器。例如，可以由透析流体回路（参见下面的附图8中的15）中的一个或多个现有组件（例如，阀门、平衡室、用于透析流体的泵等等）生成振动。这些振动可以经由透析器5传播到血液路径中并且在动脉传感器6a处形成串扰脉冲。与来源无关，振动会经由EC回路1的静脉侧的管路进入血液路径。振动可以替选地由在适合的位置附着于用于血液处理的设备的专用振动器生成以生成串扰脉冲。

在传播路径P3上，由血泵4生成的压力波在EC回路1的动脉侧行进到动脉传感器6a，动脉传感器6a生成这里表示为“上游脉冲”（或通常表示为“干扰脉冲”）的压力脉冲。上游脉冲也可以源自EC回路1中或用于血液处理的设备中的其它机械脉冲发生器，例如，通过在其静脉侧或动脉侧进入EC回路1并且在上游方向上传播到动脉传感器6a的振动，或者通过在动脉侧限定血液路径的悬浮血液线路中发生的摆动而产生上游脉冲。

监视装置7借助于传输线路连接到动脉传感器6a以获取并且处理表示检测到的压力波的电信号（下面表示为“压力信号”）。具体地，监测装置7被构造为处理压力信号，以便检测例如由于静脉接入装置2”从脉管接入部3的脱出而导致的血泵4的静脉侧的血液路径的中断。在图1的示例中，监测装置7包括信号处理器8和电子存储器9。

监视装置实现图2（a）的流程图中示出的方法。该方法是基于下述观点，即能够在动脉传感器6a处检测到串扰脉冲，并且静脉侧的中断将防止压力波从静脉侧经由血管接入部3传播到动脉侧。因此，压力信号中串扰脉冲的不存在被用作中断的指示。

在步骤S1，从动脉传感器6a获取压力信号。在步骤S2，基于压力信号生成时间有关监测信号，从而，如果EC回路1完好并且正确地连接到血管接入部3，则监测信号包含串扰脉冲。应注意的是，监测信号中的串扰脉冲仅需要是压力信号中的串扰脉冲的子集。例如，监测信号可以被生成为包含一个或多个受限频率范围中的串扰脉冲的信号分量。根据实现方式，监测信号可以生成为还包含额外的脉冲，如下面将进一步描述的。在步骤S3，对监测信号进行处理以计算指示串扰脉冲的存在/不存在的参数值。最终，在步骤S4，对参数值进行评估（例如，通过将参数值与诸如阈值或范围这样的基准进行比较）以检测血液路径的下游中断。

将理解的是，监视装置7在血液处理设备的操作期间的选择的时间步长执行图2（a）中的方法，以连续地或间断地评价血液路径的静脉侧的状态。在一个示例中，步骤S1用于以给定的采样率获取压力数据并且步骤S2同时基于该压力数据生成监测信号，而步骤S3被间断地或连续地执行以基于监测信号的时间窗口内的信号值计算参数值。在另一示例中，在选择的时间步骤S1-S3执行以获取给定的时间窗口中的压力数据，生成监测信号并且计算参数值。在任一示例中，每个时间窗口可以被定义为包含串扰脉冲的至少一部分，并且连续的时间窗口可以交叠或非交叠。还可以想到的是，时间窗口被定义为包括多于一个的串扰脉冲。

如上所述，步骤S2可以实施为生成具有不同脉冲内容的监测信号。

在第一变型例中，监测信号被生成为仅包含串扰脉冲。因此，在压力信号包含心脏脉冲和上游脉冲的情况下，当生成监测信号时去除这些脉冲，例如通过适当地滤波。滤波可以在时域、频域或这两者中执行。例如，通过对压力信号操作低通滤波器、高通滤波器、陷波滤波器等等可以至少部分地移除心脏脉冲（以及其它生理脉冲）和上游脉冲。可以例如利用可以输入到自适应滤波器结构的上游脉冲的时间曲线来去除上游脉冲，或者可以直接从压力信号中减去上游脉冲，例如，在通过引用整体并入这里的WO2009/156175中公开的。在上述WO97/10013、US2005/0010118、WO2009/156174和US2010/0234786公开了可以用于去除压力信号中的心脏脉冲和/或上游脉冲的其它滤波技术。在另一示例中，如果来自心脏的压力波太弱而不能够由动脉传感器6a检测到，则心脏脉冲可以固有地不存在于压力信号中。

应注意的是，上游脉冲和串扰脉冲可以具有不同的形状，从而即使其都源自同一来源（例如，血泵4），也具有不同的频率成分（即，在所包括的频率上的不同的能量分布）。例如，公知的是，血泵生成的压力脉冲在动脉侧和静脉侧是不同的。还可能的是，来自泵4的压力在其经过脉管接入部3时被进一步修改。因此，串扰脉冲可以从上游脉冲区分。

在第二变型例中，监测信号被生成为包含串扰脉冲和心脏脉冲，但不包括上游脉冲。可以例如如上在第一变型例中所描述的那样通过滤波波来去除上游脉冲。第二变型例的一个优点在于减少了对于滤波的需要，这是因为可以保留心脏脉冲。另一优点在于第二变型例使得能够区分静脉侧的中断和动脉侧的中断，这是因为前者将导致串扰脉冲的不存在，而后者将导致心脏脉冲和串扰脉冲这两者的不存在。

图3（a）例示了利用EC回路1与脉管接入部3之间的完好连接来获得的监测信号301。因此，监测信号301包含叠加在心脏脉冲上的串扰脉冲。图3（b）例示了当静脉接入装置2”从脉管接入部3断开时的监测信号302，其由串扰脉冲的消失而仅留下心脏脉冲（以及诸如噪声这样的信号缺陷）来表示。

在第三变型例中，监测信号被生成为包含串扰脉冲、心脏脉冲和上游脉冲。这可以进一步减少或甚至消除对滤波的需求。然而，上游脉冲通常比串扰脉冲强得多，并且为了有利于串扰脉冲的检测，可以期望抑制上游脉冲的大小，例如如上在第一变型中所描述的那样通滤波波。在一个示例中，当上游脉冲与心脏脉冲之间的大小比小于约1/10，1/50，或1/100时，上游脉冲得到充分的抑制。在另一示例中，与串扰脉冲相比，上游脉冲被抑制，从而上游脉冲与串扰脉冲的大小相同或更小。

在第四变型例中，监测信号包括串扰脉冲和上游脉冲，但是不包括心脏脉冲。与第一变型例类似地，可以通过滤波波来去除心脏脉冲，或者心脏脉冲可以固有地不存在于压力信号中。与第三变型例类似地，上游脉冲可以相对于串扰脉冲进行滤波以进行抑制。

返回图2（a）中的方法，可以以不同的方式来计算参数值（步骤S3），并且根据监测信号的脉冲成分，步骤S3的实现方式可以不同。

在一个实施方式中，参数值被计算为监测信号的时间窗口中的信号值的大小度量。

可以通过在时域中对监测信号的信号值进行处理来获得大小度量，并且可以例如由可能相对于基线的峰值、信号值之和或者信号值的平方和；能度量量或信号值的平均值来给出，其中，信号值是在时间窗口内提供的或者是在时间窗口内检测到的脉冲内提供的。另选地，可以在频域中处理信号值，例如通过对监测信号/时间窗口的傅立叶分析。大小度量可以例如由所得到的傅立叶谱的峰的谱密度值来给出。

随着大小度量减小，可以检测到静脉侧的中断（步骤S4）。大小度量可用于监测信号的所有变型例。

在另一实施方式中，参数值被计算为匹配度量。可以通过将信号值或拟合到信号值的曲线与基准曲线或波形比较来计算匹配度量，并且匹配度量可以表示之间的相似度或差异。信号值/拟合曲线因此形成“形状指示数据”。例如，匹配度量可以由相关值（correlation value）、形状指示数据与基准曲线之间的差之和、或者基于对这些差的评估的任何适合的Ln范数，诸如，L1范数（绝对差的和、也称为曼哈顿范数）或L2范数（欧几里得范数）来给出。在计算匹配值时，可以利用适合的函数来对信号值/拟合曲线和/或基准曲线来加权，例如以减少时间窗口中某些部分的影响。

基准曲线可以表示EC回路1的中断状态（无串扰脉冲）或者完好状态（串扰脉冲）。还可以想到的是，将信号值匹配到超过一个基准曲线，例如，一个基准曲线表示中断状态而一个基准曲线表示完好状态），这导致在步骤S4（图2（a））中评估一个超过一个的匹配度量。在又一变型例中，可以在频域中获得形状指示数据，例如，作为振幅和/或相位谱，其匹配到对应的基准振幅/相位谱。

匹配度量可用于监测信号的所有变型例。在第一变型例中，基准曲线可以被限定为表示串扰脉冲，如果其具有已知且可再现的形状。其可用于第二变型例、第三变型例和第四变型例，例如，如果基准曲线被限定为表示中断状态中的监测信号（即，心脏脉冲和/或上游脉冲的形状）。

在匹配的另一变型例中，其中可用于每当监测信号由串扰脉冲主导时，基准信号被生成为表示串扰脉冲的源的操作，该源即EC回路1中的血泵4或者任何其它机械脉冲发生器。在一个示例中，由源控制信号给出基准信号，或者通过从包含表示源（作为脉冲发生器）的脉冲生成处理的脉冲在内的源控制信号中提取数据来获得基准信号。在另一示例中，源控制信号与默认压力波形（时间压力曲线）关联，并且通过基于源控制信号来修改默认信号波形（例如，脉冲的速率和/或振幅）来生成基准信号。在又一示例中，由来自用于血液处理的设备中的另一压力传感器的压力信号给出基准信号，或者通过对来自用于血液处理的设备中的另一压力传感器的压力信号进行处理来获得基准信号。了解的是，可以实施匹配以在监测信号与基准信号之间匹配脉冲形状和/或脉冲定时。

在具体示例中，串扰脉冲源自透析流体回路（参见图8中的15）中的脉冲发生器，并且通过将监测信号匹配到从透析流体回路中的压力传感器（参见图8中的6d）获得的基准信号来生成匹配度量。这样的压力传感器通常存在于透析流体回路中。来自该压力传感器的压力信号可以用作基准信号，可选地在进行滤波以隔离来自脉冲发生器的脉冲之后。可选地，可以通过将（滤波后的）压力信号输入到基于用于血液处理的液压系统的数学模型来估计动脉传感器6a的响应（即，监测信号中的串扰脉冲的出现）的算法中来生成基准信号。

在又一实施方式中，该参数值被计算为监测信号的时间窗口中的信号值的不规则性度量。不规则性度量的使用是基于下述观点，即，串扰脉冲的存在将改变信号值在时间窗口内的分布。因此，可以通过熵的可用度量或者通过统计分散度量（例如，标准差（σ）、方差（σ）、变异系数（σ/μ）和方差均值比（σ/μ））来给出该不规则性度量。其它示例包括差之和，例如由下式给出

$\underset{i=2}{\overset{n}{\mathrm{\Σ}}}|x_i-x_{i-1}|$ 或 $\underset{i=1}{\overset{n}{\mathrm{\Σ}}}\underset{j=1}{\overset{n}{\mathrm{\Σ}}}\left|x_i{-x}_j\right|$

其中n是时间窗口中的信号值x的数目。又一示例包括基于与平均值m的绝对差之和的度量，其中，使用任何适合的函数（例如，算术平均、几何平均、中值等等）针对时间窗口中的信号值计算平均值m。应注意的是，上述统计度量都还包括其归一化和/或加权变型。

不规则性度量可用于监测信号的所有变型，并且可以将静脉侧的中断检测为不规则性度量的变化（减小或增大）。

在变型中，不规则性度量被计算为时间窗口中的信号值的直方图的形状度量。已经发现提供了静脉侧中断的计算效率高和一致的检测。这样的不规则性度量可以由所称的三阶或更高阶的标准矩来给出。

三阶标准矩（也已知为偏度）被定义为数据样本集合的三阶中心矩除以其标准差的立方：

$y=\frac{E{(x-\mathrm{\μ})}^3}{{\mathrm{\σ}}^3}$

其中，μ是x（时间窗口中的信号值）的平均值，σ是x的标准差，并且E表示期望值。偏度是数据样本关于样本平均值的不对称性的度量。如果偏度为负，则信号值向左扩散得比向右扩散得程度大。如果偏度为正，则信号值向右扩散更多。正态分布（或任何完美对称分布）的偏度为零。

四阶的标准矩（也称为峰度）被定义为数据样本集合的四阶中心矩除以其标准差的四次方：

$k=\frac{E{(x-\mathrm{\μ})}^4}{{\mathrm{\σ}}^4}$

峰度是分布的外扩倾向的度量。正态分布的峰度为3。比正态分布具有更大的外扩倾向的分布（例如拉普拉斯分布）具有大于3的峰度；具有更少的外扩倾向的分布具有小于3的峰度。

应注意的是，可以根据标准矩的替选定义来计算不规则性度量。例如，峰度的一个定义包括减去3，从而正态分布产生峰度=0。

为了进一步描述偏度和峰度的概念。图4示出了对于信号的不同分布获得的典型直方图。图4（a）是来自正态分布（偏度=0并且峰度=3）的数据样本的直方图。图4（b）是来自拉普拉斯分布（偏度=0并且峰度=6）的数据样本的直方图。图4（c）是来自均匀或随机分布（偏度=0并且峰度=1.8）的数据样本的直方图。图4（d）是来自正弦分布（偏度=0并且峰度=1.5）的数据样本的直方图。明显的是，峰度是直方图的形状的指示。

将针对第二变型例的监测信号更详细地描述使用偏度和峰度进行中断检测。因此，当血液路径完好时，监测信号包含心脏脉冲和串扰脉冲这两者，后者用作叠加在心脏脉冲上的干扰。静脉侧分布抑制干扰，同时保持心脏脉冲基本上完好。由于心脏脉冲表现为正弦，因此，与完好血液路径（参见图3（a）和图3（b））相比，预计静脉侧中断将产生更正弦的监测信号。如图4中所指示，静脉侧中断可以因此导致峰度减小。静脉侧中断还可能改变监测信号的偏度，这是因为心脏脉冲通常具有接近零的偏度，或者略为负的偏度（左倾），而串扰脉冲的存在将会把外扩引入到监测信号，导致偏度的变化。

图5是对于包含强的心脏脉冲的监测信号计算的峰度值501和偏度值502的时间序列。每个峰度值和偏度值在监测信号中的12秒滑动时间窗口中计算。由于心脏脉冲率通常处于1-3Hz的范围，因此时间窗口被选择为包含多个心脏脉冲。在透析机的操作过程中的如图5中的A、B、C和D所示的不同的操作状态获取监测信号。在所例示的示例中，串扰脉冲主要源自血泵4（图1）。在状态A，血泵4在血液处理的开始时停止。在状态B，透析机利用完好的血液路径操作以处理对象的血液。在状态C，静脉针2”在血液处理期间从脉管接入部3（图1）脱出。在状态D，血泵4在静脉针2”脱出之后停止。清楚地看到的是，峰度值501在脱出时（从状态B到状态C）显著地下降，这指示监测信号更加正弦。同时，偏度值502的模（绝对值）减小，这指示监测信号变得更加对称。因此，通过将峰度值501或偏度值502与相应的基准进行比较，可以检测到静脉侧中断（图2（a）中的步骤S4）。还看到的是，峰度值501/偏度值501在状态A、C和D中在大小方面类似。在该示例中，串扰脉冲完全源自血泵4。在状态A和D，由于血泵4停止，因此在监测信号中将不存在串扰脉冲。因此，状态A和D的监测信号将类似脱出状态C中的监测信号。因此，图5中的数据表示在血泵停止期间获得的峰度值501/偏度值502可以用作步骤S4中的基准。

图6是对于各操作状态A-D期间的一个时间点的20秒时间窗口中的信号值，对于与图5中相同的监测信号计算的峰度值（O）和偏度值（Δ）的曲线图。

图7是对于包含弱的心脏脉冲的监测信号计算的峰度值（O）和偏度值（Δ）的曲线图。对于各操作状态A-D期间的一个时间点的20秒时间窗口中的信号值计算每个峰度值和偏度值。如所看到的，脱出导致峰度值减小并且导致偏度值的模减小。

将理解的是，如果根据上述第一变型例、第三变型例和第四变型例给出监测信号，则偏度和峰度也可以用作参数值。当血液路径在EC回路的静脉侧从完好状态变为中断状态时，监测信号中的信号值的分布由于串扰脉冲的抑制而从一个特征分布改变为另一特征分布。然而，与图5-图7相比，可以不同地改变峰度值/偏度值。例如，预计第一变型例的监测信号（仅串扰脉冲）在静脉针脱出时使得峰度增大，这是由于预计来自血泵4的串扰脉冲的存在和不存在分别导致与图4（d）和图4（c）类似的分布。

还理解的是，在步骤S4中使用的基准可以以其它方式获得。如果串扰脉冲和/或上游脉冲（也）源自除了血泵之外的其它源，则在基于监测信号计算基准时这些来源被适当地禁止。所得到的基准（REF1）是心脏脉冲的表示。在变型例中，针对启动过程期间获得的监测信号计算基准，在启动过程中EC回路1的动脉侧连接到脉管接入部3、EC回路1的静脉侧还没有连接到脉管接入部3并且血泵4被操作以从动脉侧朝向静脉侧泵送血液。所得到的基准（REF2）是心脏脉冲和上游脉冲的组合的表示，如果二者在监测信号中都存在。在又一变型例中，针对在预充液过程中获得的监测信号计算基准，在预充液过程中，EC回路1从脉管接入部3断开，并且血泵4被操作以泵送预充液流体以流入动脉侧的EC回路1并且流出静脉侧的EC回路1。在预充液过程中，针2’、2”通常还没有附着于EC回路1，并且预充液流体会经由动脉侧连接器进入EC回路1并且经由静脉侧连接器（参见图8中的连接器C1b和C2b）离开EC回路1。所得到的基准（REF3）是上游脉冲的表示（如果在监测信号中都存在的情况）。

如上所述，在基于第二变型例的监测信号（串扰脉冲和心脏脉冲）来检测静脉侧中断时可以使用REF1。类似地，在基于第三变型例的监测信号（串扰脉冲、心脏脉冲和上游脉冲）检测静脉侧中断时可以使用REF2。在另选例中，REF1和REF3的组合，例如加权和，可以用作在基于第三变型例的监测信号确定静脉侧中断时使用的REF2的近似。在另一另选例中，当基于第三变型例的监测信号检测静脉侧中断REF1用作REF2的近似，例如，如果在监测信号中显著地抑制了上游脉冲。在又一另选例中，在启动过程期间，监测信号被滤波以消除监测信号中的上游脉冲，从而在基于第二变型例的监测信号（串扰脉冲和心脏脉冲）检测静脉侧中断时可以使用REF2。此外，在基于第四变型例的监测信号（串扰脉冲和心脏脉冲）检测静脉侧中断时可以使用REF3。在又一替选例中，在启动过程期间监测信号被滤波以消除监测信号中的心脏脉冲（或心脏脉冲固有地不存在于监测信号中），从而在基于第四变型例的监测信号检测静脉侧中断时可以使用REF2。本领域技术人员了解的是，存在进一步的另选例，并且一般来说，REF1-REF3可以被视为不同的“基础值”，它们可以单独或组合地使用以形成在步骤S4中使用的基准。

本领域技术人员将了解的是，可以获得REF1-REF3以表示除了峰度/偏度之外的任何其它不规则性度量以及任何大小度量。此外，可以按照与REF1-REF3类似的方式来获得上述基准曲线，以仅表示心脏脉冲、心脏脉冲和上游脉冲的组合，或者仅上游脉冲。可以从电子存储器（参见图1中的9）获得基准曲线以及REF1-REF3，并且可以在针对当前对象的当前治疗时间段期间产生，或者在针对当前对象或另一对象（或多个对象）的前一治疗时间段中产生。如这里使用的，治疗时间段（“时间段”）表示下述孤立事件，在该事件中，对象首先连接到EC回路1，血液被从对象提取并且返回对象，并且对象然后从EC回路1断开。可以例如由监测信号的时间窗口中的信号值给出基准曲线，可选地在低通滤波或时间平均后给出。

图8用于进一步举例血液处理设备80，其被实现为透析机，其中可以实现本发明的监视装置7和本发明的方法。在图8中，透析机80包括EC回路1，EC回路1包括连接系统C’，连接系统C’用于在EC回路1与患者的脉管系统之间建立流体连通。连接系统C’包括动脉接入装置2’（这里，为动脉针的形式）、连接管区段10a和连接器C1a。连接系统C’还包括静脉接入装置2”（这里，为静脉针的形式）、连接管区段11a和连接器C2a。连接器C1a、C2a被设置为提供与对应的连接器C1b、C2b的可松脱的或者永久的接合。连接器C1a、C1b、C2a、C2b可以是任意已知的类型。在一些实现方式中，可以省略连接器C1a、C1b、C2a、C2b，从而连接系统C’由接入装置2’、2”构成。

在图8中，EC回路1还包括动脉管区段10b和血泵4（其可以是蠕动型）。在血泵4的动脉测，存在动脉压力传感器6a，其测量在动脉管区段10b中泵4的上游侧压力。泵4迫使血液经由管区段12到渗析器5的血液侧。所例示的透析机80额外地设置了用于测量血泵4与渗析器5之间的压力的压力传感器6b。血液经由管区段13被从渗析器5的血液侧引至静脉滴注室或者置换室14并且从那里经由静脉管区段11b和连接器C2b返回到连接系统C’。设置了压力传感器6c（已知为“静脉压力传感器”或者“静脉传感器”）以测量渗析器5的静脉侧（这里，在静脉点滴室14中）的压力。

在图8的示例中，EC回路1的静脉侧由管区段12、渗析器5的血液侧、管区段13、滴注室14、管区段11b、连接器C1a、连接器C2b、管区段11a以及静脉接入装置2”组成。并且动脉侧由管部分10b、连接器C1a、连接器C1b、管区段10a和动脉接入装置2’构成。

动脉针2’和静脉针2”连接到脉管接入部（参见图1中的3）。根据脉管接入部的类型，可以使用其它类型的接入装置而不是针，例如可以使用导管（catheter）。脉管接入部3可以是任意适合的类型，包括不同类型的静脉（VV）血液接入部和不同类型的动脉（AV）接入部，例如移植管或瘘管。

透析机80还包括透析流体回路15（这里示例为透析流体的源16）、管区段17、渗析器5的透析流体侧、管区段18、透析流体泵19、管区段20和出口/排出口21。将理解的是，图8是示意性且示例性的，并且透析流体回路15可以包括其它组件，例如额外的泵、额外的流路、额外的控制阀门、腔室等等。压力传感器6d设置为测量透析流体回路15中的流体压力。

透析机80进一步包括中央控制单元22，其控制透析机80的操作。在图8中，控制单元22连接以操作泵4、19并且从压力传感器6a-6c获取数据。如果检测到故障，则控制单元22可以例如通过停止血泵4并且激活管区段10b、11b、12和13上的一个或多个夹紧装置23（仅示出了一个）来激活告警和/或停止血液流动。虽然未示出或进行进一步讨论，但是将理解的是，控制单元22可以控制很多其它功能，例如透析流体的温度和成分、额外的泵等等。

监视装置7连接到动脉压力传感器6a并且可操作用于识别使得在监测信号中串扰脉冲消失或者至少在大小方面显著减小的任何中断。这样的中断可能由于以下造成：静脉接入装置2”从脉管接入部3的脱出（一般称为VND（静脉针脱出））、连接器C2a、C2b的分开、管区段11a、11b、12和13中任一的损坏或打结、渗析器5中的损坏或堵塞、静脉滴注室14的泄漏或者任何管区段连接（例如，管区段12、13与渗析器5中的任一之间的连接）的分开。在动脉侧可出现对应的中断，并且可以例如经由监测信号中的心脏脉冲的存在/不存在来进行检测。

在图8中，装置7包括数据获取部24，其对来自动脉传感器6a的压力数据进行采样或其它方式获取压力数据，并且对压力数据进行处理以生成上述监测信号。因此，数据获取部24实现图2（a）中的步骤S1和S2。例如，数据获取部24可以包括具有所要求的最小采样率和分辨率的A/D转换器、以及一个或多个信号放大器。数据获取部24可以还包括一个或多个模拟或数字滤波器，其可操作以去除压力数据中的不期望的信号分量。所得到的监测信号作为输入被提供到数据分析部25，数据分析部25执行由图2（a）中的步骤S3和S3表示的实际监视处理。装置7进一步包括用于输出数据的输出接口26，例如用于使得控制装置22停止血泵4和/或激活夹紧装置23的控制信号。输出接口26也可以搭接或无线地连接到用于生成音频/视频/触觉告警或其它告警信号的本地或远程装置28。装置7可以实施为连接到透析机80的单独的单元（如所示的），或者可以作为透析机80的一部分并入（例如作为控制装置22的一部分）。

在图2（b）中示出了监测装置7的另选表示图。这里，监视装置7包括用于获得来自动脉传感器6a的压力信号的元件（或装置）201以及用于对该压力信号进行处理以将生成包含串扰脉冲的监测信号的元件（或装置）202。还设置了用于计算表示串扰脉冲的存在/不存在的参数值的元件（或装置）203以及用于评估参数值以检测静脉侧中断的元件（或装置）204。装置7还包括用于输出关于评估的结果的数据的元件（或装置）205。

与表示无关地，可以由运行在一个或多个通用或专用计算装置上的专用软件（或固件）来实现监视装置7。在该情况下，将理解的是，这样的计算装置的“元件”或“装置”表示方法步骤的概念上的等同物；在硬件或软件例程的特定部分与元件/装置之间并不始终存在一一对应的关系。硬件的一个部分有时包括不同的装置/元件。例如，处理单元在执行一个指令时用作一个元件/装置，但是在执行另一指令时用作另一元件/装置。另外，一个元件/装置可以在一些情况下由一个指令来实现，但是在一些其它情况下可以由多个指令来实现。这样的软件控制的计算装置可以包括一个或多个处理单元（参见图1的8），例如，CPU（中央处理单元）、DSP（数字信号处理器）、ASIC（专用集成电路）、分立的模拟和/或数字组件或一些其它可编程逻辑器件，例如，FPGA（现场可编程门阵列）。监视装置7可以进一步包括系统存储器和将包括系统存储器（参见图1中的9）的各种系统组件耦接到处理单元的系统总线。系统总线可以是任意类型的总线结构，包括存储器总线或存储器控制器、周围总线和使用各种中线架构的本地总线。系统存储器可以包括易失性和/或非易失性存储器的形式的计算机存储装置，例如只读存储器（ROM）、随机访问存储器（RAM）和闪存。专用软件可以存储在系统存储器中，或者存储在包括在或可接入到计算装置的其它可移除/非可移除易失性和/或非易失性计算机存储介质（例如，磁性介质、光学介质、闪存卡、数字带、固态RAM、固态ROM等等）上。监视装置7可以包括一个或多个通信接口，例如，串行接口、并行接口、USB接口、无线接口、网络适配器等等，并且还可以包括一个或多个数据获取装置，例如，A/D转换器。专用软件可以在任何适合的计算机可读介质（包括记录介质、只读存储器或电气载波信号）上提供给监测装置。

还可以想到的是，一些（或全部）元件/装置完全或部分地由专用硬件实现，专用硬件例如为FPGA、ASIC或分立组件（电阻器、电容器、运算放大器、晶体管、滤波器等等）的组装件，如本领域中公知的那样。

虽然已经接合当前视为最实用且优选的实施方式描述了本发明，但是将理解的是，本发明不限于所公开的实施方式，相反地，本发明意在涵盖所附权利要求的精神和范围内包括的各种修改和等价布置。

例如，压力传感器可以是例如由电阻、电容、电感、磁性、声学或光学感测操作的任何类型，并且可以是使用一个或多个隔膜、波纹管、谈皇冠、压电组件、半导体组件、应变片、谐振线、加速度计等等的任何类型。例如，压力传感器可以实施为传统的压力传感器、生物阻抗传感器、光电容积描记法（PPG）传感器等等。

类似地，血泵可以是任何类型，不仅可以是如上所述的旋转蠕动泵，而且可以是任何其它类型的正排量泵，例如线性蠕动泵、隔膜泵或离心泵。

此外，可以想到的是，使用参数值的组合来检测静脉侧中断，包括同一类型（例如，大小、匹配和不规则性）的不同参数以及同一类型的参数。

还将理解的是，本发明的技术可以与传统技术（例如，在背景技术中描述的技术）组合地使用。

还将理解的是，上述不规则性度量（特别地三阶或更高阶的标准矩）可以用于提供由WO97/10013提出的中断检测技术的计算效率高的实现方式，即检测静脉压力传感器处的泵脉冲的存在/不存在，该泵脉冲可以源自血泵（和/或动脉侧的其它脉冲发生器）并且在从血泵的上游的方向上经由动脉针、脉管接入部和静脉针传播到静脉压力传感器。

Claims (22)

1.一种监测装置，所述监测装置用于监测从人体对象的血管接入部（3）延伸通过体外血液处理设备（80）并返回血管接入部（3）的血液路径，其中，所述血液路径包括用于连接到所述血管接入部（3）的血液抽取装置（2’）和血液返回装置（2”）以及泵送装置（4），所述泵送装置（4）可操作用于将血液通过所述血液路径从所述血液抽取装置（2’）泵送到所述血液返回装置（2”），该监测装置包括：

输入端，该输入端用于从设置在所述血液路径中的所述泵送装置（4）上游的用于检测通过所述血液路径泵送的血液中的压力脉冲的压力传感器（6a）获得压力数据；以及

信号处理器（8），所述信号处理器（8）连接至所述输入部并且被构造为：

基于所述压力数据生成时间有关的监测信号，该监测信号包括串扰脉冲，该串扰脉冲源自体外血液处理设备（80）中的一个或多个脉冲发生器并且在所述泵送装置（4）的下游的方向上通过所述血液返回装置（2”）、所述血管接入部（3）和所述血液抽取装置（2’）传播到所述压力传感器（6a），

处理所述监测信号以计算指示所述串扰脉冲的存在/不存在的参数值，以及

至少部分地基于所述参数值来检测所述泵送装置（4）的下游的血液路径的中断。

2.根据权利要求1所述的监测装置，其中，所述信号处理器（8）被构造成将所述参数值计算为所述监测信号的时间窗口中的信号值的不规则性度量。

3.根据权利要求2所述的监测装置，其中，所述不规则性度量包括所述信号值的熵的度量。

4.根据权利要求2或3所述的监测装置，其中，所述不规则性度量包括所述信号值的统计度量。

5.根据权利要求4所述的监测装置，其中，所述统计度量包括三阶或更高阶的标准矩。

6.根据权利要求4或5所述的监测装置，其中，所述统计度量包括偏度和峰度中至少一方。

7.根据权利要求2-6中任一项所述的监测装置，其中，所述信号处理器（8）被构造成产生所述监测信号，所述监测信号包括源自所述人体对象中的一个或多个生理脉冲发生器（PH）的生理脉冲，并且，其中，所述时间窗口被选择为包括一个生理脉冲的至少一部分。

8.根据权利要求7所述的监测装置，其中，所述参数值被计算为表示由所述串扰脉冲在所述生理脉冲上的叠加所引起的扰动。

9.根据权利要求7或8所述的监测装置，其中，所述信号处理器（8）被构造成通过对所述压力数据滤波以至少抑制源自所述泵送装置（4）并且在所述泵送装置（4）的上游的方向上在所述血液路径中传播的干扰脉冲来生成所述监测信号，其中，所述滤波被构造成抑制所述干扰脉冲使得所述监测信号中的所述干扰脉冲与所述生理脉冲之间的大小比小于约1/10，优选地小于约1/50，以及最优选地小于约1/100。

10.根据权利要求1-8中的任一项所述的监测装置，其中，所述信号处理器（8）被构造成通过针对源自所述泵送装置（4）并且在所述泵送装置（4）的上游的方向上在所述血液路径中传播的干扰脉冲对所述压力数据滤波来生成所述监测信号，其中，所述滤波被构造成与所述串扰脉冲相比抑制所述干扰脉冲，优选地使得所述干扰脉冲具有与所述串扰脉冲相同或更小的大小。

11.根据权利要求10所述的监测装置，其中，所述信号处理器（8）被构造成当对所述压力数据滤波以生成所述监测信号时基本上去除所述干扰脉冲。

12.根据权利要求1所述的监测装置，其中，所述信号处理器（8）被构造成将所述参数值生成为所述监测信号的时间窗口中的信号值的大小的度量。

13.根据前述权利要求中任一项所述的监测装置，其中，所述信号处理器（8）被构造成通过将所述参数值与基准比较来检测中断，所述基准是作为在所述串扰脉冲不存在的情况下对所述参数值的估计而获得的。

14.根据权利要求13所述的监测装置，其中，所述信号处理器（8）被构造成基于第一基础值（REF1）、第二基础值（REF2）和第三基础值（REF3）中的至少一方获得所述基准，其中，所述第一基础值（REF1）由在所述至少一个脉冲发生器被禁止的时间段期间计算出的参数值给出，所述第二基础值（REF2）由启动过程期间计算出的所述参数值给出，在所述启动过程期间所述体外血液处理设备（80）经由所述血液抽取装置（2’）连接到所述血管接入部（3）但是在所述泵送装置（4）的下游从所述血管接入部（3）断开并且所述泵送装置（4）被操作以将血液从所述血液抽取装置（2’）泵送到所述体外血液处理设备（80）中，并且所述第三基础值（REF3）由预充液过程期间计算出的所述参数值给出，在所述预充液过程期间所述体外血液处理设备（80）在所述泵送装置（4）的上游和下游从所述血管接入部（3）断开并且所述泵送装置（4）被操作以泵送预充液流体，使得在上游端（C1b）流入到所述体外血液处理设备（80）中并且在下游端（C2b）流出所述体外血液处理设备（80）。

15.根据权利要求14所述的监测装置，其中，所述第一基础值（REF1）被生成为表示源自所述人体对象的所述生理脉冲的存在以及所述串扰脉冲的不存在以及源自所述泵送装置（4）且在所述泵送装置（4）的上游的方向上在所述血液路径中传播的干扰脉冲的不存在；其中，所述第二基础值（REF2）被生成为表示下述之一：所述生理脉冲和所述干扰脉冲的存在以及所述串扰脉冲的不存在；所述生理脉冲的存在以及所述串扰脉冲和所述干扰脉冲的不存在；以及所述干扰脉冲的存在以及所述串扰脉冲和所述生理脉冲的不存在；其中，所述第三基础值（REF3）被生成为表示所述干扰脉冲的存在和所述串扰脉冲和所述生理脉冲的不存在。

16.根据权利要求1所述的监测装置，其中，所述信号处理器（8）被构造成从所述监测信号中提取形状指示数据，并且通过将所述形状指示数据匹配到基准曲线数据来计算所述参数值。

17.根据权利要求16所述的监测装置，其中，所述形状指示数据包括所述监测信号中的信号值，并且所述基准曲线数据包括时间基准曲线。

18.根据权利要求1所述的监测装置，其中，所述一个或多个脉冲发生器包括在与所述血液路径液压接触的透析流体回路（15）中，并且其中，所述信号处理器（8）被构造成从设置在所述透析流体回路（15）中的用于检测通过透析流体回路（15）泵送的透析流体中的压力脉冲的又一压力传感器（6d）或从针对所述一个或多个脉冲发生器的控制信号来获得基准信号，并且通过将所述监测信号匹配到所述基准信号来计算所述参数值。

19.一种用于监测血液路径的装置，所述血液路径从人体对象的血管接入部（3）延伸通过体外血液处理设备（80）并返回血管接入部（3），其中，所述血液路径包括用于连接到血管接入部（3）的血液抽取装置（2’）和血液返回装置（2”）以及泵送装置（4），所述泵送装置（4）可操作用于将血液通过血液路径从所述血液抽取装置（2’）泵送到所述血液返回装置（2”），所述装置包括：

用于从布置在所述血液路径中泵送装置（4）的上游的用于检测通过所述血液路径泵送的血液中的压力脉冲的压力传感器（6a）获得压力数据的单元（24；201）；

用于基于压力数据生成时间有关的监测信号的单元（24；202），该监测信号包括串扰脉冲，该串扰脉冲源自所述体外血液处理设备（80）中的一个或多个脉冲发生器并且在所述泵送装置（4）的下游的方向上通过所述血液返回装置（2”）、所述血管接入部（3）和所述血液抽取装置（2’）传播到所述压力传感器（6a）；

用于处理所述监测信号以计算指示所述串扰脉冲的存在/不存在的参数值的单元（25；203）；以及

用于至少部分地基于所述参数值来检测所述泵送装置（4）的下游的所述血液路径的中断的单元（25；204）。

20.一种用于体外血液处理的设备，该设备被构造成连接到人体对象的心血管系统以限定血液路径，该血液路径从人体对象的血管接入部（3）延伸并且包括用于连接到所述血管接入部（3）的血液抽取装置（2’）、用于将血液泵送通过所述血液路径的泵送装置（4）、血液处理单元（5）和用于连接到所述血管接入部（3）的血液返回装置（2”），所述设备进一步包括根据权利要求1-18中任一项所述的监测装置。

21.一种用于监测血液路径的方法，该血液路径从人体对象的血管接入部（3）延伸通过体外血液处理设备（80）并返回所述血管接入部（3），其中，所述血液路径包括用于连接到所述血管接入部（3）的血液抽取装置（2’）和血液返回装置（2”）以及泵送装置（4），所述泵送装置（4）可操作用于将血液通过所述血液路径从所述血液抽取装置（2’）泵送到所述血液返回装置（2”），所述方法包括：

从布置在所述血液路径中所述泵送装置（4）的上游的用于检测通过血液路径泵送的血液中的压力脉冲的压力传感器（6a）获得压力数据；

基于所述压力数据生成时间有关监测信号，该监测信号包括串扰脉冲，该串扰脉冲源自所述体外血液处理设备（80）中的一个或多个脉冲发生器并且在所述泵送装置（4）的下游的方向上通过所述血液返回装置（2”）、所述血管接入部（3）和所述血液抽取装置（2’）传播到所述压力传感器（6a）；

处理所述监测信号以计算指示所述串扰脉冲的存在/不存在的参数值；以及

至少部分地基于所述参数值检测所述泵送装置（4）的下游的所述血液路径的中断。

22.一种计算机可读介质，该计算机可读介质包括计算机指令，当该计算机指令由处理器执行时使得所述处理器执行根据权利要求21所述的方法。

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