CN108872232B - 光学传感器的在线线性化 - Google Patents

Abstract

一种用于使透析设备中的光学传感器线性化的方法包括：将传感器引入透析液侧排出管线，确定所述光学传感器的线性范围，从所述线性范围回推数据并且校正来自非线性范围的所述数据。

Description

光学传感器的在线线性化

技术领域

本发明涉及：一种方法，所述方法通过透析液侧排出管线中的光学传感器以及通过重复变为分流来确定是否或者何时将传感器设置在线性范围内；以及一种用于使光学传感器线性化的装置。通过从线性范围回推数据，可校正记录在非线性范围中的初始数据。

背景技术

用于确定透析效率的参数是Kt/V值。在此背景下，K[ml/min]是清除率(每单位时间去除具体物质的虚拟血浆容量，换句话说，是一种物质的浓度)，并且通过透析前后的尿素含量来确定。此外，t[min]是有效的透析时间，换句话说，是治疗的持续时间。V[ml]表示尿素分布容积，换句话说，是血液可循环的体重(重量)(体液含量)的60％。可替代地，清除率K或清除率与分布容积的比率K/V也构成正在进行的透析治疗效率的指标。

在光学中，消光构成了通过介质之后的辐射(例如可见光)的衰减的量度。消光取决于波长并且是对数变量。直到具体值的相对于参考装置的消光E_REF应用光学传感器的消光E_OS(参见图1)大致对应于一条直线，并且在该值之后特性线变平。这意味着相对于参考线应用的特性线随着吸光物质浓度的增加而变平。在图1中，光学传感器的消光E_OS相对于参考装置的消光E_REF进行应用，所述参考装置包括宽线性范围。此外，这里的身份是显而易见的。因此，光学传感器直到大约0.2的消光都是线性的，并且在那之后变平。

在透析治疗过程中，同样可以观察到前述行为。这在透析液含有多种吸光物质时尤其适用，这在透析开始时尤其如此。图2例示光学传感器和参考装置的消光时间过程。这里，两种消光特性是相对于测量周期(以秒为单位)进行应用的。两种消光之间的差值相对较大，尤其是在开始时。在进一步的过程中，曲线彼此接近，然而，这是由于吸光物质减少造成的。只要两条特性线位于彼此之上，光学传感器就设置在线性范围内。换句话说，尤其在开始时，出口侧透析液例如被尿素或其他尿毒症毒素严重污染。在这种情况下，消光非常高，并且传感器因此设置在非线性范围内，从而引起非常高的测量不确定度。随着透析持续时间的增加，污染有力地降低，并且传感器进入线性范围，其中测量值与参考装置的测量值再次一致。

在医院的日常工作中，具有宽线性测量范围的参考装置通常是不可用的。因此，无法说明光学传感器是否或从何时起设置在线性范围内，并且因此无法说明光学传感器是否或从何时起以诸如其应根据参考装置运行的方式来运行。

技术发展水平

确定目前的Kt/V值是通过各种在线方法来实现的。首先提到的是“在线清除率测量”技术。这个概念是基于电导率测量的原理的。在透析器之前和之后(即在透析液入口和透析液出口处)，安装两个电导率探头。透析液内的电导率主要由钠浓度限定。测量技术在于短时间地增加透析液入口处的电导率并观察透析液出口处的电导率过程。借助于透析器之前和之后的探头处的电导率，然后可通过可测量的电导率差值确定钠清除率。由于钠离子和尿素具有非常类似的扩散特性，因此钠清除率可以直接转化成尿素清除率，由此可进而确定Kt/V值。此外，分布容积V和治疗持续时间t被包括在计算中。在这种技术中，可获得+/-6％的测量精度。这种技术的一个缺点在于，为了定期连续监测Kt/V值，必须修改透析液输入端处的电导率。此外，电解质溶液的电导率强烈依赖于进一步溶解的颗粒，其降低了钠的迁移率并因此降低了电导率，这进而导致错误的清除率计算。这种技术的另一个缺点在于，电导率的变化可能导致患者无意中摄入或排出离子。此外，电导率的变化是缓慢的，因此使得不可能进行连续测量。

用于确定Kt/V值的另一种技术在于在透析液出口处布置光学传感器以及在于光学检测毒素。所述方法利用了在290nm波长处具有最大吸收量的尿酸的特性。可使用由发射所述波长的光的UV LED和在UV范围内具有高灵敏度的光电二极管组成的光学系统来确定透析液中的尿酸浓度的质量。由于尿酸浓度与血液中尿素浓度密切相关，因此可通过光学确定的治疗期间尿酸浓度的降低来推断尿素浓度的降低以及因此尿素清除率的降低。借助于所述清除率，然后可计算Kt/V值。这种方法的主要缺点在于，所使用的传感器具有非线性特性线。以这种方式，在患者血液中毒素的高负荷和由此造成的传感器饱和的情况下，低估尿素清除率。非线性导致失真，即对Kt/V计算的低估。

发明内容

本发明的一个目的在于，至少在进行中的透析治疗期间，相对于测量范围使光学非线性传感器线性化。此外，以这种方式可以非侵入式地确定清除率和分布容积。本发明的另一个目的在于，将光学传感器的过程投射到虚拟参考，所述虚拟参考伴随着线性测量范围的扩大，而不会修改传感器的硬件侧或者不必将传感器调整成参考装置。

本目的通过用于使如权利要求1的光学传感器线性化的方法和透析机或者用于使如权利要求15的光学传感器线性化的装置来实现。

用于使透析设备中的光学传感器线性化的优选方法包括：将传感器引入透析液侧排出管线中，确定光学传感器的线性范围以及从线性范围回推数据并且校正或替换由传感器形成的来自非线性范围的数据(所述数据已经借助于光学传感器在所述非线性范围内确定)。所述方法使得测量范围能够扩大而无需任何附加部件，从而导致成本降低。此外，优化Kt/V计算。本发明还允许确定血液侧值，所述血液侧值的特征通常是非常高的消光值。

回推是通过回归曲线的非线性回归执行的。换句话说，使用非线性回归来从设置在线性范围内的值推断设置在非线性范围内的值，其中在测量开始时给出非线性范围并且在测量周期有待确定之后给出线性范围。

确定光学传感器的线性范围优选地包括调整具有具体分流持续时间的分流间隔。当透析液流动经过透析器或通过适当的阀控制停止时，会给出分流。分流持续时间指示分流发生多长时间，换句话说，在所述周期内透析液流动经过透析器并因此桥接透析器或者可替代地停止。分流周期是某一时间段，在所述时间段之后重复操作(即分流)。换句话说，分流周期是从一个分流的开始到另一个分流的下一个开始的时间。分流间隔指示从一个分流的一端直到下一个分流的开始的持续时间。分流持续时间指示在多长时间内变为分流。

确定线性范围优选地包括：将局部分流最大值与光学传感器8的正好在变为分流之前的消光信号之间的差值应用到正好在变为分流之前的消光信号，并且确定小于最大转折点的消光。

优选地，分流具有第一持续时间，尤其优选18秒或更少，并且分流间隔具有第二持续时间，所述第二持续时间比第一持续时间更长，优选地是4分钟。换句话说，分流持续时间大体短于分流之间的间隔。在此背景下，涉及以下事实，即当前“第一持续时间”意味着分流的持续时间，并且“第二持续时间”意味着两个直接相连的分流或分流持续时间之间的时间间隔。

分流间隔、分流持续时间以及因此分流周期可分布成时间上等距或非等距的。换句话说，分流可定期发生，这允许整个测量范围内的某些测量结果，或者它们可不定期发生，这允许在线性与非线性行为之间的具有预期转折点的较高测量精度，其中在较短的时间段内具有较大数量的分流(即测量点)。

分流间隔或分流周期也可以直到预先确定的治疗持续时间之后开始，这提供了仅测量线性范围并因此减少测量持续时间的优点。

清除率K优选地通过计算血浆或血浆水中的消光来计算，其优选地在范围在2至3分钟的分流持续时间之后的分流最大值之后进行。相反，这意味着可执行透析液侧清除率和血液侧清除率的确定。换句话说，可非侵入式地确定血液侧清除率。

优选地，本方法还包括确定Kt/V值，特别是通过回归曲线。Kt/V值可用于检查线性化的光学传感器。因此，Kt/V值可通过确定以下各项来计算：初始尿素含量c(t)和给定时间点t处的尿素浓度，其进而通过线性化的光学传感器测量、通过用于考虑回弹效应的模型或者通过考虑到治疗期间的尿素生成的单池模型来进行测量。

光学传感器的线性化被用于透析，更确切地说被用于透析机，但它不仅限于透析领域。本方法可用于吸收材料浓度根据算法(例如，指数函数)降低的所有领域。包括用于测量当前透析过程的光学传感器的透析机的特征在于数据校正单元，所述数据校正单元适于根据前述方法使光学传感器线性化。

附图说明

图1示出光学传感器相对于参考装置的消光，

图2示出光学传感器和参考装置的消光时间过程，

图3示出本发明的示意图，

图4示出治疗期间的消光过程，

图5示出光学传感器的消光差值，

图6示出参考测量装置的消光差值，

图7在左侧示出参考值的透析液侧消光过程以及所述值的指数拟合，并且在右侧示出光学传感器的透析液侧消光过程以及最后九个值的外推指数拟合，

图8示出光学传感器的线性化特性线连同原始特性线，

图9在左侧示出参考值的血液侧消光过程以及所述值的外推拟合，并且在右侧示出光学传感器的血液侧消光过程以及最后四个值的外推指数拟合，

图10示出光学传感器的线性化特性线连同非线性化特性线。

具体实施方式

在图3中示出本发明的示意图。输送到透析器的血液借助于输送单元3通过动脉管系统2从患者1收集。在透析器4中，血液去除尿排泄物质和多余的水。随后，经纯化的血液通过静脉管系统5返回到患者。同样可想象通过接头插管进行血液的收集和返回。在透析器4中设置有具有半透膜的中空纤维毛细管。毛细管被所谓的透析液冲洗，所述透析液一方面从血液吸收尿排泄物质和多余的水，并且另一方面特别输出用于治疗患者1的酸中毒的碳酸氢盐。透析液通过供给管线6流动到透析器。在透析器4的透析液出口处布置了包括至少一个光学传感器8的排出管线7。光学传感器8包括至少一个光电二极管并且优选地包括两个光电探测器，并且用于确定透析液的吸收特性。这优选地是在透析液包括吸收光的物质时可测量的吸光度或者消光度。为此目的，光学传感器8的光电二极管发射UV范围内的窄带光，其中优选200nm与350nm之间的波长。优选地，发射峰值波长从275nm到295nm的光。可替代地，光学传感器被设计成使得其测量荧光，为了所述目的，它发射用于激发光学活性物质的光，并且然后测量发射。

得到了针对光学传感器8在排出管线7中的位置的不同选项。例如，在分流的情况下，它可以位于分开的部分中和/或位于平衡装置前或位于平衡装置后。

很多情况下，光学传感器8的特性线仅在有限程度上是线性的(参见图1)。为了扩大线性测量范围，根据本发明，它在治疗过程中重复地变为分流。在分流期间，透析液通过适当的阀位置流动经过透析器，其中血液继续通过透析器4进行输送。由于停止(或可替代地，至少减少)通过透析器4的透析液流动，透析侧残余体积的至少一部分是至少部分饱和的。即血液侧上的物质(并且特别是光吸收物质)传递到封闭的透析液侧，换句话说，在透析器中，与电磁辐射相互作用的物质从血液导向侧传递到透析液导向侧。优选地，设置了18秒的分流持续时间。此外，物质从封闭的一侧传递到血液一侧的反向是可能的。

在图4中示出治疗期间的消光过程。以4分钟为间隔，每一次变为分流18秒。光学传感器8的消光信号(E_OS)在停止分流后显示短时间增加。局部最大值称为E_top。E_Ref,DA表示通过参考装置测量的透析液出口处的消光过程。E_Ref,BE表示通过参考装置测量的血液入口处的消光过程。E_calc表示通过光学传感器测量的血液入口处的消光过程。

仅仅基于曲线E_OS，不清楚光学传感器是否或者何时是线性的。然而，当差值E_top-E_pre相对于E_pre(E_pre表示E_OS在变为分流前不久的消光)进行应用时，会得到特性曲线，如图5所示。在线性传感器中，相对于E_pre应用差值E_top-E_pre将是单调递增直线(参见图6)。在光学传感器的情况下，差值显示最大转折点，然而，并且然后再次降低。最大转折点中的E_pre值表示光学传感器由此变得非线性的消光。因此，比最大转折点中的E_pre值更小的消光在线性方面是可靠的。换句话说，高于最大转折点的消光源自非线性范围，并且低于最大转折点的消光源自线性范围。在每幅图中，也相对于E_pre示出E_top/E_pre比率。在参考测量装置的情况下，比率是恒定的。在光学传感器的情况下，E_pre值小于最大值中的E_pre值的恒定性是有效的。比率随着数值的增加而连续下降。因此，代替所述差值，也可以考虑比率，以便能够判断传感器是否或者从何时起处于线性范围内。

图5中的差值过程可被认为是向下打开的抛物线。众所周知，抛物线在数学上由三点限定。因此，也可想象的是，将分流中的电路数量减少到至少三个，例如在治疗开始时、在治疗中间和在治疗结束时。通过后续二乘拟合所述至少三个点，可确定抛物线的顶点，所述顶点可被认为是线性极值，如前所述。

本发明提供了一种替代方案，其用于将分流变化的实现方式仅限制为非线性范围，即在治疗开始时。在随机限定的时间间隔内，它变为分流，并随后观察到差值。一旦检测到曲线的斜率变平或倒转，就可放弃后续的分流变化，因为传感器从这一点起是线性的。变为分流的范围将出现并将对应于图5中抛物线的右侧。

对于线性化，使用比最大值中的E_pre值小的E_pre值。所述值现在用于非线性回归。优选地，这是下式的指数函数：

E(t)＝a·e^b·t

然而，也可想象其他函数，例如像双指数函数。

图7示出两条回归曲线。在左侧上，示出了参考测量装置的回归。可清楚地看到测量数据和回归曲线以何种方式位于彼此之上。外推消光在t＝0处位于0.4的紧上方。在右侧上，示出了类似的表示。然而，这里示出了光学传感器的值。测量的消光值如何在这种情况下在大约0.2的消光处偏离回归曲线是明显的。当最后九个数据拟合并外推时，正如参考项一样，t＝0处的消光处于略高于0.4的值。因此，参考项和光学传感器的拟合示出相同的曲线。因此，光学传感器8在测量期间在线线性化。

在图8中，现在示出根据本发明线性化的光学传感器的特性线(E_OS,korr)。此外，应用了必须进行校正的原始特性(E_OS)。

变为分流的时间间隔是可变的。它可以在整个治疗持续时间期间以固定限定的间隔来实现，例如，其中变为分流的时间可分布成等距或非等距的。此外，可想象的是，直到具体治疗持续时间之后或直到具体治疗持续时间开始变为分流。

由于现在已知初始值(t＝0处的消光)和治疗结束时的消光值，因此可根据以下等式中的任何一个来校正Kt/V值。

不考虑另外的效应的简化模型是确定透析治疗期间的Kt/V值的最简单式。既不需要考虑治疗期间患者体内生成的尿素，也不需要考虑所谓的回弹效应。

这里K表示尿素清除率，t表示治疗持续时间，V表示尿素分布容积，c₀表示初始尿素浓度，并且c(t)表示给定时间点t处的尿素浓度。

另一个确定Kt/V值的模型是考虑到治疗期间的尿素生成的单池模型。在这个模型中，以简化的方式假设尿素仅以大的分布容积溶解。与前述模型相比，认为在治疗期间，在患者体内生成尿素。此外，所述模型认为超滤所产生的对流另外去除了尿素。

UF表示超滤量，并且W表示患者的重量。

另一个确定Kt/V值的模型考虑了回弹效应(经平衡的Kt/V)。实际上，尿素通过人体的移动并非无限制地可能，因为尿素存在于细胞内腔和细胞外腔中以及血管内腔中。偏离单池模型的考虑到存在所述不同空腔的模型有助于确定所谓的经平衡的Kt/V。在这种情况下，考虑到尿素在治疗后从低血流器官回流到血管内腔中。

在这个式子中，T对应于整个治疗持续时间。

特别是在接近透析治疗结束时，由于许多吸光物质已经被去除，因此预期的消光很低。因此，设置实现大约2至3分钟的长分流，特别是在接近治疗结束时。在分流期间，透析液流动经过透析器，其中血液继续循环。在一段时间之后，透析器中的透析液侧残余体积在某种程度上从血液中吸收物质，以致透析器中透析液侧与血液侧之间存在至少部分扩散平衡。当再次变为主连接时，饱和的透析液侧残余体积被引导通过光学传感器8，其中可以测量到短时信号变化。最大信号变化中的消光对应于血浆中或至少血浆水中的消光。为了计算血浆中或者血浆水中的消光，使用以下等式：

E_cale＝(E_top-E_pre)·k+E_pre

其中因数k在长分流的情况下是1。众所周知，清除率K可根据下面的等式确定：

这里Q_d表示透析液流量，并且C_DO以及C_BI表示透析液出口和血液入口处的浓度等价变量。例如浓度等价变量是一种或多种物质的浓度或吸收特性(诸如吸光度或者消光或荧光)。根据比尔-朗伯定律，消光与吸光物质的浓度成比例。可借助光学传感器8直接确定C_DO(C_DO＝E_OS)。C_BI由分流后发生的局部最大值产生，并如前述进行计算(C_BI＝E_calc)。

很明显，血液侧消光总是高于透析液侧的消光，从而使得受限于直到达到扩散平衡的时间的变为分流总是或者至少非常频繁地使传感器信号处于非线性范围。在最坏的情况下，光学传感器将处于饱和状态，这几乎不允许任何信息测量。实验室测量已经导致如下事实：18秒的分流持续时间足以随后达到血液侧值的50％。以这种方式显著降低了提供处于饱和状态的光学传感器的风险。与计算血浆中的消光的等式相关，这意味着需要k＝2。当使用其他透析器或流速时，本发明设置来在线确定因数。为此，首先实现长分流并且随后实现短分流，以及可替代地，首先实现短分流并且随后实现长分流。最后，从两个分流形成比率

其中分子源自长分流，并且分母源自短分流。当以这种方式确定k因数时，借助于短分流，通过透析液侧测量非侵入式地确定血液侧值(E_calc)。当然，还可选择甚至更短的分流时间，这同样导致k因数的适应。较短的分流时间提供了以下优点：后续的局部消光最大值较小，并且更确切地说，倾向于处于光学传感器的特性线的线性范围内。

当重复实现短分流并且至少在治疗结束时实现一次长分流时，可通过确定k因数和用于计算血浆中的消光的等式来确定血液侧值(E_calc)。为此，重要的是利用位于光学传感器的线性范围内的消光。这尤其与消光E_top和E_pre相关。从图5中的图可以推断出哪些值在线性范围内。现在类似于前面的部分，可绘制非线性回归曲线。在图9中，在左侧示出参考项的对应回归，并且在右侧示出光学传感器的对应回归。在光学传感器的情况下，考虑血液入口处的最后四个计算值(E_calc)。同样在这种情况下，当将参考项与光学传感器相互比较时，在t＝0的情况下的外推值也大致相等。此外，在所述附图的右侧部分，计算值(E_calc)在治疗开始时以何种方式偏离回归曲线是明显的。众所周知，回归点的数量对外推质量有很大影响。为了设计甚至更加鲁棒且更加精确的外推，由于这个原因，此外可以在治疗开始时和接近治疗结束时收集血液样本，并且可以分析血液样本以便借助等式1、2和/或3确定Kt/V值。所述Kt/V值然后可以与来自外推的Kt/V值进行比较，并且可以用于校正后者。

图10示出光学传感器的线性化特性线连同非线性化特性线。在非线性回归等式中，变量b表示清除率K与分布容积V的比率：

由于可通过拟合确定b(参见图7和图9)并且根据用于计算清除率的等式计算K，因此用于计算变量b的等式可针对V重新排列。以这种方式，可确定分布容积。

由于初次进行反馈校正，因此可已经在治疗期间(即在线)校正光学传感器的过程。为此，例如可使用图8和图10的特性线。此外，本发明设置来至少存储相对于E_pre的差值E_top-E_pre的最大值。以这种方式，可利用足够可用的数据预测，对于随后的治疗，传感器数据是否或者从何时起处于线性范围内。这有助于避免在治疗开始时变为分流。

可替代地，可想象没有任何附加测量值记录的实施方案。光学传感器8(或任何其他传感器)的特性线存储在机器和/或数据管理系统上。这可以例如以查找表的形式来实现并且可用于在正在进行的治疗期间调整光学传感器8。同样以这种方式，可避免或至少减少变为分流。由于每次变为分流都会导致以下事实：血液无法在这一周期内被充分净化，因此有利的是，在分流期间执行另外的测量或测试，这些测量或测试同样需要变为分流，以便针对多个应用有效地利用时间。

附图标号列表

1 患者

2 动脉管系统

3 输送单元

4 透析器

5 静脉管系统

6 供给管线

7 排出管线

8 传感器

Claims (14)

1.一种透析机，包括位于透析液回路的透析液排出管线中的光学传感器(8)，所述光学传感器(8)用于测量当前透析过程，其特征在于，还包括数据校正单元，所述数据校正单元适于通过以下方式使所述光学传感器(8)线性化：

调整所述透析机的所述透析液回路中的分流的分流间隔和分流持续时间，并利用位于透析液回路的透析液排出管线中的所述光学传感器(8)记录数据；

确定所述光学传感器(8)的线性范围；

基于在所述光学传感器(8)所确定的线性范围和非线性范围内的由所述光学传感器(8)记录的数据，通过所述线性范围内记录的数据回推所述非线性范围内的数据；和

将由所述光学传感器(8)在所述非线性范围内记录的数据校正或替换为非线性范围的回推数据。

2.如权利要求1所述的透析机，其特征在于，所述数据校正单元适于通过回归曲线的非线性回归执行所述回推。

3.如权利要求1所述的透析机，其特征在于，所述数据校正单元适于通过以下方式确定所述线性范围：

将局部分流最大值E_top减去紧接变为透析液回路中的相应分流之前的光学传感器（8）记录的消光信号值E_pre所得到的差值作为纵坐标，将紧接变为透析液回路中的相应分流之前的光学传感器（8）记录的消光信号值E_pre作为横坐标，作出特性曲线，并确定所述特性曲线的最大值；

在特性曲线最大值处确定消光信号值E_pre；

将小于所述特性曲线最大值处确定的消光信号值E_pre的消光信号值确定为光学传感器（8）的线性范围，

其中，所述局部分流最大值E_top是在停止分流后短时间内的消光信号的最大值。

4.如权利要求1所述的透析机，其特征在于，所述数据校正单元适于设定所述透析液回路中的所述分流具有18秒或更少的第一持续时间，并且所述分流间隔具有第二持续时间，所述第二持续时间比所述第一持续时间更长。

5.如权利要求2所述的透析机，其特征在于，所述数据校正单元适于将所述分流间隔分布成时间上等距或非等距的。

6.如权利要求3所述的透析机，其特征在于，所述数据校正单元适于在介于2与3分钟之间的分流持续时间之后的局部分流最大值E_top之后，通过计算血浆中的消光信号值来确定清除率。

7.如权利要求6所述的透析机，其特征在于，所述透析机适于非侵入式确定透析液侧清除率和血液侧清除率。

8.如权利要求1所述的透析机，其特征在于，所述数据校正单元适于确定用于验证所述光学传感器(8)的所述线性化的Kt/V值。

9.如权利要求8所述的透析机，其特征在于，所述数据校正单元适于通过确定初始尿素浓度和给定时间点t处的尿素浓度c(t)来计算所述Kt/V值，所述尿素浓度通过线性化的光学传感器来测量。

10.如权利要求8所述的透析机，其特征在于，所述数据校正单元适于基于考虑回弹效应的模型来确定所述Kt/V值。

11.如权利要求8所述的透析机，其特征在于，所述数据校正单元适于通过考虑到治疗期间的尿素生成的单池模型来确定所述Kt/V值。

12.如权利要求3所述的透析机，其特征在于，所述数据校正单元适于存储所述差值的局部分流最大值E_top。

13.如权利要求12所述的透析机，其特征在于，所述数据校正单元适于在预先确定的治疗持续时间之后设定所述透析机的所述分流间隔的开始。

14.如权利要求4所述的透析机，其特征在于，所述第二持续时间是4分钟。

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