CN109803696B - 通过使用血液处理机测量通道流率 - Google Patents

Abstract

一种在患者连接到血液处理机时用于确定患者的通道流率的装置，该血液处理机进行测量阶段(40)，在该测量阶段中使血液处理机在第一和第二操作状态下操作(41，43)，其中，第二操作状态与第一操作状态的不同之处至少在于通过血液处理机的透析器的血液或处理流体的流动方向变化。基于表示在第一和第二操作状态下处理流体的流体性质(42，44)的传感器值，该装置计算(45)将第一操作状态下的处理效率与第二操作状态下的处理效率进行比较的比较参数(例如，比值或差)的测量值，并且基于测量值确定(46)通道流率的估计值。

Description

通过使用血液处理机测量通道流率

技术领域

本发明涉及一种在患者连接到血液处理机时用于测量患者的血管通道的流体流率的技术。

背景技术

存在多种类型的血液处理机，这些血液处理机通过将血液从人体对象(患者)中抽出血液、处理至少部分血液并使处理过的血液返回患者。例如，这种血液处理涉及血液透析、血液过滤、血液透析过滤、血浆除去、血液成分分离、血液氧化等。通常，血液通过连接到患者身上的专用的血管通道(血管)的接入装置抽取，并且处理过的血液返回到连接到相同血管通道的相同或另一接入装置。

在血液透析和类似的处理中，血管通道通常是以本质上为动脉-静脉(AV)分流器(通常称为瘘管)的形式通过手术创建。接入装置是插入瘘管中的针。血液经由上游位置的针(动脉针)或者导管从瘘管抽出，并将血液经由下游位置的针(静脉针)返回瘘管。

AV分流器或瘘管是具有提供高血液流量的能力并且能够运转多年甚至几十年的血管通道。例如，这是通过将桡动脉操作性地连接到前臂水平面上的头静脉而生成的。瘘管的静脉分支(venous limb)在多月的过程中变厚，以允许重复插入透析针。

可替代的血管通道是动脉-静脉(AV)移植物，在其中生成从(例如)手腕处的桡动脉到贵要静脉(basilic vein)的连接部。连接部是由(例如)自体隐静脉或聚四氟乙烯(PTFE，特氟龙)制造的管状移植物实现的。成针状的接入装置插在移植物中。

血管通道的另一示例是通过手术植入到大静脉中的一个中的硅双腔导管。

在特殊情况下还使用其它类型的血管通道，例如由链接到标准PTFE移植物的T形管形成的无针AV移植物。T形管植于皮肤中，并且通过拧松塑料塞或通过利用针穿刺所述T形管的隔膜获得连接。其它方法和装置也是已知的。

在诸如血液透析的上述血液处理疗法期间，期望从患者身上抽取150-500ml/min甚至更高的恒定血液流率，并且需要准备好用于输送这种流率的血管通道。AV瘘管中的血液流量通常为800ml/min或更大，以允许输送期望范围内的血液流率。

在没有足够的前向血液流量的情况下，血液处理机将吸入一些经由静脉针进入瘘管的已经处理过的血液，即所谓的通道或瘘管再循环，从而导致不良的处理结果和处理效率的逐渐降低。

AV瘘管内的不良流量的常见原因是多次静脉穿刺而继发纤维化引起的静脉分支的堵塞。此外，狭窄还引起通道流量的减小。

已经发现，通道流率通常呈现长的平稳时间段，在该时间段内具有足够的通道流量，接着在几周的短时间段内具有明显减小的通道流量(导致再循环并最终导致通道失效)。通过在连续的治疗疗程期间持续监测通道流量的演变，可以检测即将出现的通道流量问题。适当地检测通道流量减小可能有助于在通道上执行的维护过程，从而避免任何通道失效。

一种允许测量流经AV瘘管和移植物的无创技术是彩色多普勒超声。也已经使用核磁共振成像(MRI)。然而，这些技术需要昂贵的设备并且不易用于透析诊疗环境。

已提出用于监测再循环和通道流量的多种方法。许多这种方法涉及血液中标志物质的注射，并且检测生成物再循环。这些方法通常涉及测量体外血液线路中的性质。这些方法的示例可在专利文献US5685989、US5595182、US5453576、US5510716、US5510717、US5312550等中找到。这些方法存在的缺点是，它们需要注射标志物质和用于测量的外部设备。

另一种技术依赖于流到血管通道或自血管通道流动的间歇性流动反转，该血管通道与被配置为在血液过滤器(透析器)中处理血液(通过在半渗透膜的相对侧的血液和处理流体的通流)的血液处理机连接。例如，专利文献US6726647、US7896831和EP 1938847提出通过代数方程计算通道流率，该代数方程涉及处理流体中尿素浓度或电导率的测量值，针对流向血管通道的正常血液流动和逆向血液流动两者。该代数方程还涉及血液处理机的活体内清除率或透析率的估计的、测量的或理论计算的值(还称为有效清除率或透析率)。在专利文献EP0928614中公开了一种变型，其中通道流率通过袋鼠等式计算，该代数方程涉及流向血管通道的正常血液流动和逆向血液流动的活体清除率的测量值。在全部这些技术中，间歇性流动反转可通过看护者手动切换针在血管通道中的位置来实现。然而，这种手动介入是复杂的、耗时的并且带给患者不适感，并且还可能给计算出的通道流率带来重大的错误。作为替代，阀或多个阀形成的系统形式的切换装置设置在血液处理机的血液输送系统中，以选择性地反转流经接入装置的血液。通常，血液输送系统包括具有血液路径的一次性单元(管线组或盒子)，其安装在透析器与接入装置之间，该接入装置与血液泵配合。血液泵可被操作为将血液从一个接入装置通过透析器泵送到另一接入装置。提出的切换装置包括在该一次性单元中，这意味着需要在诊所仓库中保存以用于在应测量通道流率时安装在血液处理机中的专用的一次性单元。这提出了逻辑挑战并且增加了处理的成本。

前述流动反转技术的另一缺点是需要高精度地测量活体清除率。本领域中众所周知的是，通过生成进入透析器处理流体的参数(例如，浓度或温度)的短期团注剂并通过至少在透析器下游测量该参数来确定透析机中的活体清除率，例如，如在专利文献US5024756、US5100554、EP0658352和US6702774中所公开的。当在透析机中实施时，该“团注剂技术”具有其固有缺点。在每次团注剂生成时，透析机需要具有处理流体制备系统，该系统能够生成处理流体的成分或温度的间歇性的、短期变化。即使该机器具有这种制备系统，，间歇性变化也可能引起处理流体的成分和/或温度的随后的不稳定性。因此，团注剂技术仅可应用于特定透析机并且可能需要先进的机构来控制其操作。此外，团注剂技术相对耗时，这是由于即使短期团注剂也会导致透析器下游的相对长的脉冲(由于透析器中的交换过程)。以足够的精度确定活体内清除率以计算通道流率也是一个挑战。此外，必须确保处理流体的团注剂的浓度或温度变化处于生理上可接受的极限内。

发明内容

本发明的目的在于至少部分地克服现有技术的一个或更多个限制。

另一目的是提供一种在患者连接到血液处理机时用于测量患者的血管通道的流体流率的技术。

另一目的是提供一种实施简单并且无需在血液处理机中安装专用的管线套件或盒子的技术。

又一目的是提供一种无需确定血液处理机的活体内清除率的技术。

这些目的中的一个或更多个，以及从下面的描述中显而易见的其它目的，至少部分地由控制装置、血液处理机、方法和计算机可读介质实现，其实施例由从属权利要求限定。

本发明的第一方面是一种在患者连接到包括体外血液流动回路和处理流体流动回路的血液处理机时用于确定患者的血管通道中的流体流率的装置。体外血液流动回路包括用于连接到血管通道的第一和第二接入装置和血液泵，该血液泵是可操作的以生成从第一接入装置通过透析器的血液腔室到第二接入装置的体外血液流动回路血液的流动。处理流体流动回路被配置为生成通过透析器的处理流体腔室的处理流体的流动，处理流体腔室通过半渗透膜与血液腔室分隔。所述装置被配置为，在测量阶段期间：使血液处理机在第一操作状态与第二操作状态之间进行切换，其中，第二操作状态与第一操作状态的不同之处至少在于通过透析器的血液或处理流体的流动方向的变化；获取处于第一和第二操作状态下的血液处理机中的至少一个传感器的输出信号；基于输出信号计算将第一操作状态下的处理效率与第二操作状态下的处理效率进行比较的比较参数的测量值；并且基于测量值确定血管通道中的流体流率的估计值。

因此，第一方面依赖于切换透析器中的血液或处理流体的流动方向，替代或除了与血管通道相关的血液流动方向的切换以外。通过恰当地实施切换，第一方面实现了无需在血液处理机中安装专用的线路套件或盒子。如下面更详细限定地，切换可通过反转血液泵实施，这引起透析器中的血液流动方向和与血管通道相关的血液流动方向的同时反转。可选地或额外地，切换可通过处理流体流动回路中的流动切换装置实施。在两个示例中，切换易于实施并且不需要安装在血液处理机中的专用的管线套件或盒子。替代地，血液泵和流动切换装置可永久安装在血液处理机中，因而切换可通过生成用于血液处理器的预先限定的控制信号简单地执行。然而，在替代方案中，所述装置可被配置为通过提示操作者在相应的状态下手动设定机器(例如，通过操作流动切换装置的血液泵)使血液处理机在第一操作状态与第二操作状态之间切换。

第一方面基于如下违反直觉的发现：血管通道中的血液流率可通过监测至少部分由远离血管通道的流动方向的变化引起的处理效率的变化确定。第一方面还基于如下进一步的发现：估计的通道流率可通过测量比较参数方便地获得，该比较参数将第一操作状态下的处理效率与第二操作状态下的处理效率进行比较或关联。通过使用这种比较参数，可以获得利用通道流率充分缩放的函数关系以给出估计通道流率的合理精度。比较参数的测量值可计算为第一和第二操作状态下的处理效率之间的差的函数。可选地，比较参数的测量值可计算为第一和第二操作状态下的处理效率的比值的函数。比值的使用实现了无需根据血液处理机的活体内清除率确定处理效率。相反，已经发现，通过由至少一个传感器测量的透析器中处理流体腔的入口与出口之间的处理流体的性质的差，相应的处理效率可以以这种比值表示。与用于测量活体内清除率的传统团注剂技术相比，不需要在测量的性质中生成团注剂就能获得该差。因此，使用该差替代活体内清除率将显著缩短测量时间。通过缩短测量之间的时间，使用这种差还可能提高估计通道流率的精度。

在下面，限定第一方面的各个实施例。这些实施例提供了上面描述的技术效果和优点中的至少一些，以及由技术人员根据下面的详细描述轻松理解的额外技术效果和优点。

在一个实施例中，所述装置被配置为使血液泵的泵送方向在第一和第二操作状态之间反转，以在第一和第二操作状态之间改变通过透析器的血液腔室的血液的流动方向。

在一个实施例中，所述装置被配置为使处理流体流动回路中的至少一个流动切换装置在第一和第二操作状态之间改变通过透析器的处理流体腔室的处理流体的流动方向。可选地，在测量阶段期间，第一和第二接入装置分别连接到血管通道的上游部分和下游部分。

在一个实施例中，所述装置被配置为，在第一和第二操作状态之间，使处理流体流动回路中的至少一个流动切换装置改变通过透析器的处理流体腔室的处理流体的流动方向，并且使血液泵反转其泵送方向，以改变通过透析器的血液腔室的血液的流动方向和通过第一和第二接入装置的血液的流动方向。

在一个实施例中，所述装置被配置为计算比较参数的测量值以表示下列中的一个：第一和第二操作状态下的处理效率的比值，以及第一和第二操作状态下的处理效率之间的差。

在一个实施例中，所述装置还被配置为，通过第一控制信号使处理流体流动回路在第一和第二操作状态期间生成进入透析器的处理流体的流体性质的基本上固定的值，该流体性质由至少一个传感器测量。此外，所述装置可被配置为，在第一和第二操作状态之间保持流体性质的基本上固定的值。所述装置还可被配置为，基于输出信号，计算在第一操作状态下处理流体腔室的入口与出口之间的流体性质的第一差，和在第二操作状态下处理流体腔室的入口与出口之间的流体性质的第二差，并且所述装置可被配置为将测量值计算为第一和第二差的商的函数。所述装置还可被配置为，在测量阶段之前，计算第一和第二差中的至少一个，并且如果第一和第二差中的至少一个低于预先限定的最小值，则控制处理流体流动回路中的处理流体的源调节处理流体的流体性质，使得第一和第二差中的至少一个超过预先限定的最小值。

在一个实施例中，流体性质是处理流体的物理和/或化学性质。

在一个实施例中，流体性质是存在于血液中并能够跨半渗透膜进行交换的物质的温度、电导性和浓度中的一个。

在一个实施例中，所述装置还被配置为，获得血液泵和处理流体流动回路的专用设定并应用该专用设定，以通过第一控制信号使处理流体流动回路在第一和第二操作状态期间生成通过透析器的处理流体的固定流率，并通过第二控制信号使血液泵在第一和第二操作状态期间生成通过透析器的血液的基本上固定的流率。

在一个实施例中，所述装置还被配置为，针对第一和第二操作状态下的血液处理机的操作参数的第一和第二组控制值，获得将比较参数关联到血管通道中的流体流率的当前函数，其中，确定血管通道中的流体流率的估计值，使得当前函数得出测量值。在一个实施中，所述装置还被配置为，从电子存储器中，基于第一和第二组控制值在预先限定的函数的集中获得当前函数。在可选实施中，所述装置还被配置为，从电子存储器中获得控制函数，并且通过将第一和第二组控制值中的至少部分输入到控制函数中来生成当前函数。

在一个实施中，当前函数由代数函数或其数值逆(numerical inverse)给出，其中，代数函数具有作为输出变量的比较参数和作为输入变量的通道流率，并且针对连接到患者时的血液处理机的液压模型导出，并针对该代数函数给定通过透析器的血液和处理流体的当前流动方向以及到第一和第二接入装置的血液的当前流动方向。

在一个实施中，第一和第二组控制值包括在第一和第二操作状态下通过透析器的血液的流率、在第一和第二操作状态下通过透析器的处理流体的流率以及在第一和第二操作状态中的一个状态下透析器的传质面积(mass transfer area)系数和血液处理机的活体内清除率中的一个。在该实施中，可针对患者的心输出量的一般值获得当前函数。可选地或额外地，所述装置可被配置为，在第一和第二操作状态下，将通过透析器的血液的流率设定为等于或小于100ml/min，并且优选地等于或小于50ml/min，其中，传质面积系数的控制值为一般值。所述装置还可被配置为，使血液处理机在第一和第二操作状态之间进行第二切换，同时应用第三和第四组控制值(与第一和第二组控制值的不同之处至少在于通过透析器的血液的流率)，获取在第一和第二操作状态下至少一个传感器的输出信号，并且计算第二比较参数的测量值，所述装置可被配置为，确定针对测量值和第二测量值中每个测量值的流体流率的两个候选值，并基于候选值、优选为两个最相似的候选值确定流体流率的估计值。

可选地，所述装置可被配置为将在第一和第二操作状态下通过透析器的血液的流率设定为超过100ml/min，其中，针对传质面积系数的控制值是针对透析器的特定值。当前函数可将比较参数与流体流率和患者的心输出量关联，并且所述装置还可被配置为，使血液处理机在第一和第二操作状态之间进行第二切换，同时应用第三和第四组操作参数的控制值，获取第一和第二操作状态下的至少一个传感器的输出信号，计算第二比较参数的测量值，获得将比较参数关联到针对第三和第四组控制值的流体流率和心输出量的第二当前函数，并且基于导致得到测量值的当前函数集以及导致得到第二测量值的第二当前函数集，确定流体流率的估计值并可选地确定心输出量的估计值。

在一个实施中，所述装置被配置为，通过在由流体流率和心输出量限定的二维空间中识别当前函数与第二当前函数之间的交点，确定流体流率的估计值并可选地确定心输出量的估计值。

在一个实施例中，至少一个传感器是浓度传感器、温度传感器、电导率传感器、光学吸收率传感器、偏振传感器和密度传感器中的一个。

本发明的第二方面是一种血液处理机，其包括体外血液流动回路和处理流体流动回路，体外血液流动回路具有用于连接到患者的血管通道的第一和第二接入装置并具有血液泵，该血液泵可操作以生成从第一接入装置通过透析器的血液腔室到第二接入装置的血液的流动，处理流体流动回路被配置为生成通过透析器的处理流体腔室的处理流体的流动，处理流体腔室通过半渗透膜与血液腔室分隔开。血液处理机还包括根据第一方面的装置。

本发明的第三方面是一种确定患者的血管通道中的流体流率的方法。所述方法包括将血液处理机中的体外血液流动回路的第一和第二接入装置连接到血管通道的步骤，该体外血液流动回路包括血液泵，可操作该血液泵在体外血液流动回路中生成从第一接入装置通过透析器的血液腔室到第二接入装置的血液的流动，血液腔室通过半渗透膜与透析器的处理流体腔室隔离，并且血液处理机包括被配置为生成通过处理流体腔室的处理流体的流动的处理流体流动回路。所述方法还包括以下步骤：使血液处理机从第一操作状态切换到第二操作状态，其中，第二操作状态与第一操作状态的不同之处至少在于通过透析器的血液或处理流体的流动方向的变化，获取处于第一和第二操作状态下的血液处理机中的至少一个传感器的输出信号，基于输出信号计算将第一操作状态下的处理效率与第二操作状态下的处理效率进行比较的比较参数的测量值，并且基于测量值确定血管通道中的流体流率的估计值。

在一个实施例中，使血液处理机从第一操作状态切换到第二操作状态的步骤包括反转血液泵的泵送方向，以使通过透析器的血液腔室的血液的流动方向在第一和第二操作状态之间改变。

在一个实施例中，使血液处理机从第一操作状态切换到第二操作状态的步骤包括操作处理流体流动回路中的至少一个流动切换装置，以使通过透析器的处理流体腔室的处理流体的流动方向在第一和第二操作状态之间改变。可选地，所述方法包括将第一和第二接入装置分别连接到血管通道的上游部分和下游部分。

在一个实施例中，使血液处理机从第一操作状态切换到第二操作状态的步骤包括操作处理流体流动回路中的至少一个流动切换装置，以改变通过透析器的处理流体腔室的处理流体的流动方向，并且反转血液泵的泵送方向，以改变通过透析器的血液腔室的血液的流动方向和通过第一和第二接入装置的血液的流动方向。

在一个实施例中，计算比较参数的测量值以表示下列中的一个：第一和第二操作状态下的处理效率的比值，和第一和第二操作状态下的处理效率之间的差。

在一个实施例中，所述方法还包括：使处理流体流动回路在第一和第二操作状态期间生成进入透析器的处理流体的流体性质的基本上固定的值，并且操作至少一个传感器测量在第一和第二操作状态下的流体性质。此外，所述方法可包括在第一和第二操作状态之间保持流体性质的基本上固定的值。所述方法还可包括，基于输出信号，计算在第一操作状态下处理流体腔室的入口与出口之间的流体性质的第一差，和在第二操作状态下处理流体腔室的入口与出口之间的流体性质的第二差，并且将测量值计算为第一和第二差的商的函数。所述方法还可包括计算第一和第二差中的至少一个的初始步骤，并且如果所述第一和第二差中的至少一个低于预先限定的最小值，则调节处理流体的流体性质，使得所述第一和第二差中的至少一个超过预先限定的最小值。

在一个实施例中，所述方法还包括：使处理流体流动回路生成在第一和第二操作状态期间通过透析器的处理流体的固定流率，并且使血液泵生成在第一和第二操作状态期间通过透析器的血液的基本上固定的流率。

在一个实施例中，所述方法还包括：针对第一和第二操作状态下的血液处理机的操作参数的第一和第二组控制值，获得将比较参数关联到血管通道中的流体流率的当前函数，并且确定血管通道中的流体流率的估计值，使得当前函数得出测量值。在一个实施中，所述方法还包括基于第一和第二组控制值在预先限定的函数的集中获得当前函数。在另一实施中，所述方法还包括获得控制函数，并且通过将第一和第二组控制值中的至少部分输入到控制函数中来生成当前函数。

在一个实施方式中，由代数函数或其数值逆给出当前函数，其中，代数函数具有作为输出变量的比较参数和作为输入变量的通道流率，并且针对连接到患者时的血液处理机的液压模型导出代数函数，并且针对该代数函数给定通过透析器的血液和处理流体的当前流动方向以及到第一和第二接入装置的血液的当前流动方向。

在一个实施方式中，第一和第二组控制值包括在第一和第二操作状态下通过透析器的血液的流率、在第一和第二操作状态下通过透析器的处理流体的流率以及在第一和第二操作状态中的一个状态下透析器的传质面积系数和血液处理机的活体内清除率中的一个。在该实施中，所述方法可针对患者的心输出量的一般值获得当前函数。可选地或额外地，所述方法可在第一和第二操作状态下将通过透析器的血液的流率设定为等于或小于100ml/min，并且优选地等于或小于50ml/min，并且获得针对传质面积系数的一般值。所述方法还可包括：使血液处理机在第一和第二操作状态之间进行第二切换，同时应用第三和第四组控制值(与第一和第二组控制值的不同之处至少在于通过透析器的血液的流率)，获取在第一和第二操作状态下至少一个传感器的输出信号，并且计算第二比较参数的测量值，其中，所述方法还包括确定针对每个测量值和第二测量值的流体流率的两个候选值，并基于候选值、优选为两个最类似的候选值确定流体流率的估计值。

可选地，所述方法可将在第一和第二操作状态下通过透析器的血液的流率设定为超过100ml/min，并获得传质面积系数的特定于透析器的值。当前函数可将比较参数与流体流率和患者的心输出量关联，并且所述方法还可包括：使血液处理机在第一和第二操作状态之间进行第二切换，同时应用第三和第四组操作参数的控制值，获取第一和第二操作状态下的至少一个传感器的输出信号，计算第二比较参数的测量值，获得将比较参数关联到针对第三和第四组控制值的流体流率和心输出量的第二当前函数，并且基于得出测量值的当前函数集以及得出第二测量值的第二当前函数集确定流体流率的估计值并可选地确定心输出量的估计值。

在一个实施方式中，所述方法包括：通过在由流体流率和心输出量限定的二维空间中识别当前函数与第二当前函数之间的交点，确定流体流率的估计值并可选地确定心输出量的估计值。

本发明的第四方面是一种计算机可读介质，其包括计算机指令，在由处理器执行时，计算机指令使处理器执行第三方面的方法。

任意一个第一方面的上面阐述的实施例可调节和实施以作为第二到第四方面的实施例。

本发明其它的目的、特征、方面和优点将从下面的详细描述、所附的权利要求书以及附图中变得清楚。

附图说明

现将参照所附示意性附图更详细地描述本发明的实施例。

图1是连接到患者的透析系统的示意性概况图。

图2A至图2B是在血管通道处分别处于正常和反转配置下的抽取和返回装置的示意性侧视图。

图3A是能够在透析器中进行流动方向切换的透析系统的框图，并且图3B是变型的框图。

图4是由图3A至图3B中的控制器实施的方法的流程图。

图5示出了基于测量的效率比值并使用针对给出的透析系统的测量设定将效率比值关联到通道流率的当前函数确定通道流率。

图6A是在透析器中具有逆流并且在血管通道中不具有再循环的情况下由处于正常配置下的接入装置连接到透析系统的患者的液压模型，图6B与图6A相对应，针对在血管通道中具有再循环的情况，并且图6C与图6A相对应，针对接入装置处于反转配置下的情况。

图7A是针对各种类型的透析器以及图3A中透析系统的心输出量值和给出的测量设定在100ml/min的血液流率下获得的当前函数的曲线图，图7B与图7A相对应并且在50ml/min的血液流率下获得，图7C示出了使用图7A至图7B的当前函数确定通道流率。

图8是针对各种类型的透析器以及图3A中的透析系统的心输出量值和给出的测量设定在300ml/min的血液流率下获得的当前函数的曲线图。

图9A至图9B是将效率比值关联到通道流率和心输出量并且针对图3A中的透析系统的两个不同测量设定获得的当前函数的标绘图，图9C示出了基于测量的效率比值并使用图9A至图9B的当前函数确定通道流率和心输出量。

图10是将效率比值关联到通道流率并且针对图3A中的透析系统的两个不同活体内清除率值、各种心输出量和给出的测量设定获得的当前函数的曲线图。

图11与图7A相对应并且示出了针对在图3B的透析系统的相同测量设定获得的当前函数。

图12与图8相对应并且示出了针对在图3B的透析系统的相同测量设定获得的当前函数。

具体实施方式

现将参照附图在下文中更全面地描述本发明的实施例，在附图中示出了一些但并非全部本发明的实施例。实际上，本发明可以以很多不同形式实施并且不应解读为限制于此处提及的实施例；相反，提供这些实施例是为了使本公开可以满足可适用的法律要求。在全部附图中类似的标号表示类似的元素。

同样，将理解的是，在可能的情况下，本文描述和/或设想的本发明的任意实施例的任意优点、特征、功能、装置和/或可选方面可包括在本文描述和/或设想的本发明的其它实施例中，和/或反之亦然。此外，在可能的情况下，在本文中以单数形式表达的任意术语，除非明确说明，意味着还包括复数形式，和/或反之亦然。如在本文中所使用的，“至少一个”的含义应为“一个或更多个”并且这些词组意味着可通用。相应地，术语“一”和/或“一个”的含义应为“至少一个”或“一个或更多个”，即使词组“一个或更多个”或“至少一个”也在本文中使用。如在本文中所使用的，除了上下文需要用于表达语言或必要的含义以外，词语“包括”或诸如“包含”或“含有”之类的变体用于包含的意义，即，指定存在所述特征但不排除在本发明的各个实施例中存在或添加其它特征。

在详细描述本发明的实施例之前，将给出几个进一步的定义。

如在本文中所使用的，“清除率”被赋予了其常规含义并且是透析器的净化效率的度量，通常作为ml/min给出。清除率有时可被限定为仅指的是从血液中去除供给到透析器的新鲜处理流体中不存在的一种或更多种物质，诸如尿素。术语“透析率”有时可用于指清除率的近似值，以表示从血液中去除也存在于新鲜处理流体中的一种或更多种物质，诸如通过透析器的半渗透膜的钠或其它电解质。利用这些定义，清除率和透析率对于在没有超滤的情况下给出的透析器来说是等同的。在本公开中，清除率与透析率之间不进行区分，因此这些术语被认为是同义词。清除率可直接在控制良好、非特定于患者、实验室状况的透析器上测量。此类清除率通常称为“体外清除率(in-vitro clearance)”或“透析器清除率”，并且可以评估不同透析器的相对功效。在涉及患者的实际透析处理状况下，还可测量透析器的清除率。此类清除率是处理效率的度量并且通常称为“活体内清除率”或“有效清除率”，并且受(例如)透析器、有效血液流率、超滤、再循环和处理流体的流率的影响。除非明确说明，否则术语清除率指的是下面描述的活体内清除率。

图1示出了以接入装置2'、2"插入到对象上的专用的血管通道3(还称为“血管通道”)中的方式连接到体外血液流动回路1a的人体对象或患者。体外血液流动回路1a(下面表示为“EC回路”)被配置为经由接入装置2'从血管通道3中抽取血液，并泵送血液通过血液过滤器单元4并经由接入装置2"将血液返回到血管通道3。因此，接入装置2'被指定用于血液抽取并且接入装置2"被指定用于血液返回。血管通道3可以是设置在患者前臂中的瘘管或移植物，并且接入装置2'、2"可以是本领域众所周知的针或导管。血液过滤器单元4可以是任意类型的过滤装置，诸如蟠管型透析器、平行板透析器、中空纤维透析器等。为了简单起见，血液过滤器单元4在下面表示为“透析器”。透析器4限定有由半渗透膜4'分隔的血液腔4A和处理流体腔4B。

至少当机器1已准备好进行处理疗程时，EC回路1a是用于血液处理的设备或机器1(诸如透析机)的一部分。在图示的示例中，EC回路1a包括连接到接入装置2'、2"的血液管线、血液泵5和透析器4的血液腔4A。如将在下面进一步描述的，血液泵5可沿着前向(默认)方向和反向方向操作。技术人员认识到，图1是简化图示并且EC回路1a还可包括其它组件，诸如静脉滴液腔、一个或更多个压力传感器、夹、阀等。

机器1还包括处理流体的供应系统1b(在下面表示为“TF回路”)。TF回路1b被布置为泵送处理流体通过透析器4的处理流体侧4B，同时血液泵5被操作以泵送血液通过透析器4的血液侧4A，由此溶质由于浓度梯度而传输通过膜4'，和/或超滤液由于压力梯度而传输通过膜4'。在该示例中，TF回路1b包括新鲜处理流体(例如，透析流体)的源6、各种流体管线、透析器4的处理流体腔4B、处理流体泵7，并且连接到用于接收废弃处理流体的容器/排放口8。技术人员理解的是，TF回路1b可包括多个其它功能组件，诸如其它泵、平衡腔、阀、混合腔、加热器等。在图1的特别示例中，TF回路1b还包括被配置为生成允许测量单元(未示出)估计血管通道中的血液流率的信号的传感器10A、10B。

实践中，机器1通常形成为永久机器部件和一个或更多个附连到永久机器部件的一次性器件的组合。永久机器部件包围在机器底盘中，通常表示为“监视器”，其暴露用于安装与诸如连接器、泵、传感器、夹等组件接合的一次性器件的固定器。一次性器件暴露给EC回路1a中的循环血液并且通常在每个治疗过程之后废弃。

一种这样的一次性器件是血液管线套件，其包括EC回路1a的血液管线和用于耦接到透析器4上的专用的入口和出口的血液管线上的连接器11A、11B，如图1所示。接入装置2'、2"还可与血液管线共同集成在血液管线套件中。作为替代方式，接入装置2'、2"可作为用于连接到液管线上的专用连接器12A、12B的单独的一次性器件提供，如图1所示。血液管线套件可包括其它组件，诸如静脉滴液腔、阀、夹等。出于经济的原因，未暴露给循环血液的EC回路1a的组件通常集成在机器底盘中。例如，血液泵5可实施为与血液管线的外部接合的蠕动泵，以推动血液通过血液管线，如在本领域中众所周知的。然而，可以想到，如果血液泵5暴露给血液，则其被包括在一次性器件中。

透析器4可作为用于在机器底盘上安装的单独的一次性器件提供。当安装在机器底盘时，血液管线套件的连接器11A、11B结合到血液腔4A的专用的入口和出口，并且TF回路1b的流体管线上的专用的连接器13A、13B连接到处理流体腔4B的专用的入口和出口。

在替代方案中，透析器4被包括在血液管线套件中。在另一替代方案中，血液管线套件由限定血液的内部流体路径的盒子替代或补充。这种盒子还可与透析器集成在一起。

本发明的实施例提供了一种用于确定血管通道3中的血液的流率(通常称为“通道流率”并且在本文中由A表示)的技术。例如，通道流率A可结合处理过程(treatmentsession)确定，例如，当机器1已准备好进行处理过程并且连接到血管通道3时，或在完成处理过程时。

如在背景技术章节中所说明的，对通道流率的获知对于适当的血液处理可以是必不可少的。为了进一步说明通道流率的重要性，图2A示意性示出了处于正常(正确)配置下的血管通道3和接入装置2'、2"。血管通道3和接入装置2'、2"中的血液流动由箭头指示。在正常配置下，用于血液抽取的接入装置2'设置在用于抽取血液的上游部分，用于血液返回的接入装置2"设置在用于使血液返回血管通道3的下游部分。如果进入到接入装置2'中的血液流率超过进入血管通道3的血液流率，即，通道流率A，可发生所谓的再循环，这意味着血管通道3中的血液流动将反转，并且一些已经处理过的血液被接入装置2'再次抽取以用于血液处理。通过再循环，从身体流到血管通道3中的较少血液被处理，从而导致处理效率降低。

为了完整性以及强调适当安装接入装置2'、2"的重要性，图2B示出了接入装置2'、2"的反转配置。此处，接入装置2'设置在下游位置并且接入装置2"设置在上游位置，其结果是处理过的血液在上游返回并且在下游抽取。因此，反转的配置不可避免地导致再循环，如图2B中的虚线箭头所示。

本发明的实施例是基于如下发现：基于透析机中流动反转之前和之后的透析机的活体内清除率的比较可以计算通道流率A，以及流动反转不需要相对于血管通道3作出而可以相对于透析器4作出(即，通过反转透析器4中的血液或处理流体的流动方向，或两者的流动方向)。虽然，如下所示，透析器4中的流动反转可引起一些计算通道流率A的计算复杂性，但是它带来的其他益处超过了该缺点。例如，这种流动反转可通过使用透析机的标准组件进行，例如，仅通过切换血液泵5的泵送方向。这种实施例在图3A中示出并且能够使用EC回路1a中的标准血液管线套件或盒子。在替代方案中，流动反转可通过TF回路1b中的流动切换装置进行。这种实施例在图3B中示出并且还能够使用EC回路1a中的标准血液管线套件或盒子。

图3A中的实施例包括通道流率测量单元15(在下面表示为控制装置或控制器)，其被配置为至少在用于确定所连接的患者的血管通道3中的通道流率A的测量阶段期间控制图1中的机器1的操作。图3A中的机器与图1中的机器的不同之处在于血液泵5是可反转的，即，可沿着两个泵送方向操作，如双三角图标所指示的。控制器15包括用于输入和输出信号的信号接口。在示例中，控制器15被配置为生成和输出针对处理流体泵7、血液泵5和处理流体的源6的控制信号C1、C2、C4，并接收和处理来自布置在TF回路1b中在处理流体腔4B两侧的传感器10A、10B的测量信号S1、S2。控制器15还可通过有线或无线方式连接到用于与机器1的操作者进行交互的用户界面(UI)装置16。控制器15被配置为生成和输出用于操作UI装置16的控制信号C3，例如，生成警告或警报信号(可听见和/或可看见的)，显示具有用于操作者的信息或指令的消息，显示计算出的通道流率等。UI装置16还可由控制器15操作以接收来自操作者的输入。因此，UI装置16可包括显示屏、触控面板、扬声器、麦克风、键盘、鼠标、指示器灯等中的一个或更多个。应该理解的是，UI装置16可以是位于机器1上的传统用户界面(的部分)。

控制器15的操作可至少部分地由软件指令控制，这些软件指令在计算机可读介质上供应，以用于由处理器17结合控制器15中的电子存储器18执行。特别地，控制器15被配置为，通过控制信号C2控制血液泵5沿着默认的、前向方向或反向方向操作。控制信号C2还可设定血液泵5的速度并由此设定EC回路1a中的血液的流率。通过控制信号C1，控制器15设定处理流体泵7的速度并由此设定通过透析器4的处理流体的流率。通过控制信号C4，控制器15可设定由源6提供的处理流体的性质，例如，温度和/或成分。如透析器4中和邻近接入装置2'、2"的双端箭头所指示的，血液泵5在前向方向与反向方向之间的切换引起血液腔室4A中和通过接入装置2'、2"的流动方向的同时变化。

图3B中的机器与图1中的机器的不同之处在于流动切换装置(FSD)9安装在TF回路1b中、在传感器10A、10B和处理流体腔4B的入口和出口之间。FSD 9可在具有不同的往返于处理流体和透析器4的流动路径的两种配置下操作：第一配置具有通过FSD 9的直路径，以在图3B中的腔4B中提供从底部到顶部的处理流体的流动，第二配置具有交叉路径，以在图3B中的腔4B中提供从顶部到底部的处理流体的流动。此类FSD 9是本领域众所周知的。例如，FSD 9可实施为流体管线和多个阀的组合，或通过在专利文献US7896831中示出的类型的单个专用阀实施。应该注意的是，FSD 9仅与处理流体接触，并且可作为机器1的底盘内的永久组件安装。

在测量阶段期间，通过控制器15以与针对图3A的机器所描述的相同的方式操作图3B中的机器，差别在于，可操作控制器15以生成用于FSD 9的控制信号C5，以改变处理流体腔4B中的流动方向。血液泵5可以是可反转的，或可以不是可反转的。

将参照图4描述本发明的各种原理、实施例、实施方式和示例，图4示出了由控制器15进行的测量阶段40的实施例。图4将进一步参照图3A至图3B中的实施例进行描述。

在步骤41中，机器1被设定为在第一操作状态下操作，第一操作状态由第一组控制值给出，即，相关操作参数的当前值。这种操作参数可包括血液的流率(在本文中由B指定)、处理流体的流率(在本文中由D指定)、处理流体的性质(例如，成分或温度)和流动方向(例如，血液泵5的泵送方向或FSD 9的设定)。在图3A至图3B的实施例中，操作参数由控制信号C1、C2、C4、C5设定。

在步骤42中，控制器15至少部分地基于来自传感器10A、10B的输出信号S1、S2计算表示在第一操作状态下机器1的活体内清除率的效率参数的当前值。在一个实施方式中，该效率参数明显地的作为活体内清除率(在本文中由K_eff指定)或它的函数给出。K_eff的当前值可通过在背景技术章节讨论的团注剂技术获得。在无需进行用于确定K_eff的专门测量过程的另一实施方式中，效率参数的当前值被设定为由传感器10A、10B测量的性质之间的差(即，测量信号S1、S2之间的差)或其函数。在下文中该差由ΔC指定。重要的是注意差ΔC是在没有测量性质中的团注剂变化的情况下确定的。下面将参照图6A至图6C进一步解释和启发差ΔC的使用。

在步骤43中，机器1被设定为在第二操作状态下操作，第二操作状态由第二组控制值给出。第二组控制值涉及与第一组控制值相同的操作参数。第二操作状态与第一操作状态的不同之处至少在于透析器4中的流动方向。因此，在图3A中，血液泵5在第一和第二操作状态下沿着不同的泵送方向操作。在图3B中，FSD 9在第一和第二操作状态被以不同的配置设定。

在步骤44中，控制器15至少部分地基于来自传感器10A、10B的输出信号S1、S2计算在第二操作状态下机器1的效率参数的当前值。

在步骤45中，控制器15基于在步骤42和44中获得的当前值计算比较参数的值。比较参数可以是当前值的比值，或这种比值的函数。在下面，这种比较参数被表示为“效率比值”，并且效率比值的值被表示为“测量比值”或“测量值”并由m₁指定。

在步骤46中，控制器15基于测量的比值m₁并基于第一组和第二组控制值确定通道流率的当前值A_m。如将参照图6A至图6C示出的，无法获得作为效率比值的函数的通道流率的代数表达式，至少无法通过分析地求解控制方程而获得。概况地说，第一和第二操作状态下的活体内清除率是由各自的控制函数f₁(A，CO，k₀A,D,B)和f₂(A，CO，k₀A,D,B)控制的，其中A是通道流率，CO是患者的心输出量，k₀A是透析器的特征参数(传质面积系数)，D是通过透析器的处理流体的流率，B是通过透析器的血液的流率。应该理解的是，在获知在相应的操作状态下相对于血管通道3的血液流动方向以及在透析器4中血液和处理流体的流动方向的情况下确定控制函数f₁，f₂。效率比值R通过f₁(A，CO，k₀A,D,B)/f₂(A，CO，k₀A,D,B)或其逆控制。这可写作R＝f₃(A，CO，k₀A,D,B)，其中f₃是由f₁和f₂给出的控制函数。在特定状况下(以下)，控制函数f₃在效率参数由差ΔC给出时同样有效。

在步骤46处，控制器15已知第一和第二操作状态下的流动方向以及第一和第二操作状态下的D和B的值。因此，在步骤46中，控制器15可将D和B的值输入到合适的控制函数f₃中，以获得测量阶段40的当前比值函数f_c(“当前函数”)：R＝f_c(A，CO，k₀A)。如将参照图8至图12更详细讨论的，控制器15还可将心输出量CO和特征参数k₀A的一般(标准)值或实际值输入到控制函数f₃中，以得出R＝f_c(A)。可选地，一个或更多个比值函数f_c可预先计算并存储在控制器15可访问的电子存储器中，例如，存储器18，因此允许控制器15在步骤46中从存储器中检索当前函数f_c。每个这种预先计算的比值函数f_c可与关联的控制值关联地存储，以允许控制器15在步骤41和步骤43中检索与机器设定(控制值)相应的当前函数f_c。

应该注意的是，当前函数f_c具有作为因变量(输出)的效率比值R和作为自变量(输入)的通道流率A，而步骤45生成测量的比值m₁。为了获得与测量的比值m₁相应的当前值A_m，步骤46可(例如)在当前函数f_c上进行迭代方法，以找到呈现f_c＝m₁的A的值，如数值方法的专业人员众所周知的。图5示出了针对测量的比值m₁确定当前值A_m并使用当前函数f_c的一般原理。作为在当前函数f_c上进行实时操作的可选方案，一个或更多个反比值函数f_c ^-1可针对每个可能的比值函数f预先计算(例如，通过数值方法)并且存储在电子存储器中，与上面讨论的预先计算的比值函数f_c类似。因此，可实施步骤46来检索当前函数f_c ^-1并获得通道流率的当前值：A_m＝f_c ^-1(m₁)。

在步骤47中，控制器15可将通道流率的当前值A_m输出到(例如)用于显示的UI装置16或数据记录器。可选地或额外地，控制器15可将当前值A_m存储在内部存储器18中。

应该理解的是，在步骤46进行的确定是假设机器1在第一和第二操作状态期间在透析器4中产生相对于血管通道3的特定的流体流动方向和特定的血液流动方向。通常，流动方向分别限定透析器4和血管通道3处的“流动方向状态”。透析器4处的流动方向状态可以是“逆流”(其中血液和处理流体沿着膜4'沿着相对方向流动)或“并流”(其中血液和处理流体沿着膜4'沿着相同方向流动)的。血管通道3处的流动方向状态可以是“正常”(其中血液从上游位置抽取并且在下游位置处返回(图2A)或“反转”(其中血液从下游位置抽取并且在上游位置处返回(图2B)。在处理期间，为了获得最大处理效率，流动方向状态在透析器4处应为逆流，而在血管通道3处应为正常。然而，可以想到透析器4被(例如)由于疏忽或故意地连接，使得流动方向状态在透析器4处为并流和/或在血管通道3处反转。为了增大确定的通道流率的可靠性，步骤41可包括验证或确定透析器4和血管通道3处的流动方向状态的过程。例如，可通过UI装置16指示操作者物理地检查透析器4和血管通道3处的连接并确认期望的连接状态，或者操作连接器11A、11B，12A、12B、13A、13B或接入装置2'、2"分别在透析器4和血管通道3处获得期望的流动方向状态。可选地，该过程可自动检测透析器4和血管通道3处的流动方向状态，并且可选地指示操作者进行任何需要的改变。在另一可选方案中，控制器15被配置为基于关于各自的流动方向状态(由用户或通过自动检测提供)的信息获得合适的当前函数f_c，f_c ^-1。

图6A至图6C示出了针对血管通道中的三个不同的流动状况的连接到透析系统的患者的液压模型。下面接着液压模型的形式分析，以推导出针对透析器4中的并流和逆流的效率参数以及针对处于正常和反转位置的接入装置2'、2"的效率参数的表达式。形式分析考虑大的和小的通道流率两者，以在接入装置2'、2"处于正常(正确)位置时也考虑到血管通道3内的再循环。形式分析产生针对上述控制函数f₁，f₂的表达式，并且因此还产生针对控制函数f₃的表达式。虽然该分析假设超滤速率为零，但存在超滤时结论也足够正确。下面的所有流率涉及通常占总血量的85-90％的血水。这意味着确定的通道流率还涉及血水并且可增大10-15％以关联到整个血液。

使用下列符号：

CO－－心输出量(水流率)

A－－通道血水流率

B－－到透析器的血水流率

D－－到透析器的处理流体流率

k₀A－－透析器的传质面积系数(水值)

K－－透析器清除率

C_bi－－透析器入口处的血水电导率

C_bo－－透析器出口处的血水电导率

α－－唐南(Donnan)因子

C_A－－血液通道中的血水电导率

C_v－－来自身体的静脉血液的血水电导率

C_di－－透析器入口处的处理流体电导率

C_do－－透析器出口处的处理流体电导率

为了简单起见，假设超滤速率为零。在这种情况下，在逆流配置下的透析器清除率K是：

其中

g＝exp(k₀A·(1/D-1/B))(2)

在并流配置中，透析器清除率K是

其中

g＝exp(-k₀A·(1/D+1/B)) (4)

从血液到处理流体的输送可以以三种方式表达，分别观察什么离开血液侧、进入透析流体侧或跨膜：

B·(C_bi-C_bo)＝D·(C_do-C_di)＝K·(α·C_bi-C_di) (5)

只要使用透析器清除率K的正确值(逆流或并流)，这些表达式就独立于透析器处的流动方向状态。等式(5)提供了处理流体中的电导率差ΔC的表达式：

重要的是注意K指定透析器清除率，而不是活体内清除率。下列形式分析将示出电导率差ΔC不仅与透析器清除率K成正比(如由等式(6)所示)，还与活体内清除率成正比。形式分析旨在将等式(6)表达为C_v的函数而不是C_bi，C_v可视为透析器和血管通道处的流动方向状态的不变量，而C_bi受血管通道中的再循环影响。

形式分析的第一部分基于图6A，图6A示出了在接入装置处于正常位置并且通道流率超过EC回路中的血水流率(即，A>B)的情况下在液压模型中流动的流体。在这种情况下，C_bi等于C_A。C_A与C_v之间的关系通过在心肺系统之前的节点处的质量平衡分析给出，其中浓度为C_v的来自身体的血液与从血管通道中返回的被清洗的血液进行混合：

CO·C_A＝(CO-A)·C_v+A·C_A-D·ΔC (7)

其中，来自血管通道的被清洗血液的质量通过从进入来自心脏的通道的质量中减去在透析器中去除的质量(表示为D·ΔC)计算。等式(7)对于所有配置均有效并且得出：

在C_A＝C_bi的情况下将等式(8)代入到等式(6)中，并且对ΔC求解得出：

其中K由上面的等式(1)或(3)给出，取决于透析器处的流动方向状态(逆流或并流)。

形式分析的第二部分基于图6B，图6B示出了在接入装置处于正常位置但通道流率小于EC回路中的血水流率(即，A<B)的情况下在液压模型中流动的流体。这意味着返回血管通道的部分处理过的血液将被再循环回EC回路中。在这种情况下，质量平衡分析得出：

B·C_bi＝A·C_A+(B-A)·C_bo (10)

B·C_bo＝B·C_bi-D·ΔC (11)

合并等式(10)、(11)、(6)和(8)得出：

其中

等式(9)和(12)可被汇总在覆盖A的所有值的一个等式中：

形式分析的第三部分基于图6C，图6C示出了在接入装置处于反转位置的情况下在液压模型中流动的流体。在这种情况下，质量平衡分析得出：

A·C_bi＝A·C_A-D·ΔC (15)

合并等式(15)、(6)和(8)得出：

等式(14)和(16)两者可重写为：

其中K_eff是活体内清除率(“有效清除率”)。

等式(17)示出了电导率差ΔC代表了活体内清除率K_eff，并因此代表了处理效率。应该注意的是，Donnan因子α(接近1)和血液浓度C_v两者实际上不受透析器和血管通道处的流动方向状态的变化的影响。因此，将图4中的步骤41和43处的第一和第二操作状态下的入口电导率C_di设置为相同，等式(14)和(16)中的因子(α·C_v-C_di)在第一和第二操作状态之间是不变量。如果在图4中的步骤42和44处电导率差ΔC用作效率参数，则效率比值R的控制函数f₃通过将由等式(14)和/或(16)给出的两个函数相除获得，其中K根据等式(1)或(3)，分别取决于第一和第二操作状态下的流动方向状态。因此，控制函数f₃将独立于因子(α·C_v-C_di)。通常，该形式分析示出了效率比值R，在由电导率差ΔC的比值给出时，是由R＝f₃(A，CO，k₀A,D,B)控制的。

在非限制性示例中，图3A中的机器1从第一操作状态(其中在透析器4中逆流流动并且接入装置2'、2"处于正常位置)切换到第二操作状态(其中在透析器4中逆流流动并且接入装置2'、2"处于反转位置)。在该示例中，控制函数f₃通过将等式(14)除以等式(16)获得，其中等式(14)中K由等式(1)给出，等式(16)中K由等式(3)给出。当前函数f_c通过至少将第一和第二操作状态下的D和B的控制值分别输入到等式(14)和等式(16)中获得。应该注意的是，D和B的控制值在第一和第二操作状态之间可以不同。然而，通常期望在第一和第二操作状态下保持血液和处理流体的相同的流率，以使操作参数中不希望的波动的风险(可能对确定的通道流率的精度产生负面影响)最小化。

回到等式(14)、(16)和(17)，应认识到，效率比值R可以可选地通过第一和第二操作状态下的活体内清除率K_eff的测量值给出(图4中的步骤42、44)，其中活体内清除率K_eff可通过任意传统技术测量。控制函数f₃仍可以格式R＝f₃(A，CO，k₀A,D,B)给出。在变型中，活体内清除率K_eff仅在第一和第二操作状态之一中测量，并且电导率差ΔC在第一和第二操作状态中的另一个中测量。如技术人员众所周知的，活体内清除率K_eff的传统测量得出α·C_v的值，其可视为第一和第二操作状态之间的不变量。因此，测量的电导率差ΔC可通过使用等式(17)转换为活体内清除率K_eff。因此，效率比值R可基于在一个操作状态下测量的K_eff生成，并且K_eff由在另一操作状态下测量的ΔC计算。

总地来说，上述分析表明，电导率差ΔC适于用作测量阶段40中的效率参数，假设到透析器4的入口处的处理流体电导率C_di控制为在步骤42与44期间和之间基本上不变。在这种情况下，“基本上未改变的”意味着在产生的ΔC的变化与由第一和第二操作状态之间的切换所引起的变化相比较小的程度上允许C_di的轻微变化，通常，由C_di的变化所引起的±1％、±2％或±5％的ΔC变化被认为是小的变化。

现回到图4中的测量阶段40，步骤42可涉及从传感器10A、10B获取相应的第一传感器值并由第一传感器值之间的差计算第一ΔC值，步骤44可包括从传感器10A、10B获取相应的第二传感器值并由第二传感器值之间的差计算第二ΔC值，步骤45可包括通过将第一ΔC值除以第二ΔC值计算效率比值。在步骤41和步骤43中使用的第一和第二组控制值步骤41和步骤43可预先限定并由控制器15从存储器18检索。

应该注意的是，如果入口电导率等于患者的离子电导率，即，在等式(17)中C_di＝α·C_v，则透析器4中的流动方向的变化将不会引起测量电导率差ΔC的变化。因此，在开始测量阶段40之前，可能优选的是，验证测量的电导率差ΔC超过最小值，该最小值可预先限定以得出通道流率的足够精度。例如，控制器15可在第一或第二操作状态下使用B，D和C_di的预先限定的值操作机器1，基于测量信号S1、S2计算ΔC值并将ΔC值与最小值进行比较。如果ΔC值小于最小值，则控制器15通过生成控制信号C4操作源6调节入口电导率C_di，使得ΔC值超过最小值。可以想到，该调节是针对第一操作状态和第二操作状态两者计算的ΔC值进行的。验证是在图4中的测量阶段40之前完成的准备程序。随后，利用B，D的预先限定的值和由验证给出的输入电导率C_di来执行测量阶段40。

还应该理解的是，如果入口电导率C_di对于控制单元15是已知的，例如，由TF回路1b(例如，通过控制信号C4)的设定，则可省略上游传感器10A。

上述讨论已假设ΔC是由电导率传感器10A、10B给出的电导率的差，电导率传感器10A、10B对处理流体中的离子作出响应。实践中，电导率传感器将有效地指示处理流体中的离子化钠的浓度。然而，ΔC也可表示处理流体的另一性质的差。例如，传感器10A、10B可以是被配置为测量处理流体中的特定标记物质浓度的专用浓度传感器。标记物质可以是血液中存在并且能够跨半渗透膜4'交换的任意物质，诸如尿素、肌酐、维生素B12、β2微球蛋白、氯化钠或任意离子或离子的组合。在另一可选方案中，传感器10A、10B可以是被配置为将光学吸收率确定为浓度度量的吸收率传感器。在另一可选方案中，传感器10A、10B可以是被配置为将偏振作为转动线性偏振光的平面的光学活性物质(诸如葡萄糖)的浓度度量的偏振量传感器。在另一可选方案中，传感器10A、10B可以是被配置为测量处理流体的密度(每单位体积的质量)的密度传感器。根据另一可选方案中，传感器10A、10B可以是被配置为测量处理流体的温度的温度传感器。

如结合图4中的步骤46所解释的，当前函数通常给出为R＝f_c(A，CO，k₀A)。下面将参照图7至图12描述该函数可如何参数化和/或用于基于测量比值m₁获得通道流率的当前值A_m，以及第一和第二组控制值可如何针对步骤41和步骤43选择以提高当前值A_m的精度。针对血液泵反转的第一实施例(例如，图3A中的机器1)和处理流体流反转的第二实施例(例如，图3B中的机器1)给出示例。应该注意的是，在图7至图12中的所有曲线图示出了表示电导率差ΔC的比值并基于上面的等式(14)和(16)计算的反比值函数f_c ^-1。这些示例还假设控制值C_di，B，D与步骤41和步骤43中的相同，即，第一和第二操作状态的不同之处仅在于流动方向状态。

血液泵反转

在血液泵反转的第一实施例中，优选的是第一或第二操作状态涉及在透析器4处是逆流并且在血管通道3处是正常的流动方向状态，即，与在通常处理期间使用的相同的流动方向状态。因此，不需要在测量阶段40与通常处理之间改变在透析器4或接入装置2'、2"处的连接。然而，可以想到，第一或第二操作状态涉及在透析器4处是并流且在血管通道处是逆流的流动方向状态。

然而，在下面的示例中，假设透析器4和血管通道3在第一操作状态下正确连接，即，透析器4处是逆流且在血管通道3处正常的流动方向状态。在第二操作状态下，在血液泵反转之后，流动方向状态在透析器4中是并流并且在血管通道3处是逆流。

已发现，可以通过在步骤41、43中聪明地选择控制值而有效地独立于心输出量CO和透析器参数k₀A生成如在步骤46中使用的当前函数。图7A示出了在控制值[B＝100ml/min，D＝500ml/min]下并且针对两个不同的心输出量CO＝3l/min和9l/min和两个透析器参数值k₀A＝600ml/min和1600ml/min的比值函数。如图所示，针对低于约1000ml/min的通道流率，比值函数基本上独立于CO和k₀A。因此，可以在当前函数R＝f_c(A，CO，k₀A)中针对CO和k₀A使用标准值。图7B与图7A相同，但在控制值[B＝50ml/min，D＝500ml/min]下生成。清楚的是，对于所有通道流率来说，比值函数独立于CO和k₀A。图7A至图7B还示出了在比值函数中在A＝B处存在转折点。这意味着对于每个测量的比值m₁存在两个可能的当前值A_m。然而，较小的A_m不太可能发生在诊所实践中，这是由于其可能因极低的处理效率被注意到。因此，步骤46可被配置为自动选择较大的A_m。

在变型例中，测量阶段40被设计为使步骤46能够评估用于确定A_m的两个可能的当前值。这可通过针对B和/或D的不同设定依次执行步骤41至步骤45而实现。图7C是图7A至图7B中的比值函数的曲线图的放大视图。假设步骤41至步骤45，在B＝50ml/min时m₁＝1.72并在B＝100ml/min时m₂＝1.94，相应的当前函数f_c ^-1，f_c,2 ^-1处的虚线箭头指示针对m₁的可能的值A₁＝33ml/min和A₂＝80ml/min，针对m₂的可能的值A₃＝80ml/min和A₄＝130ml/min。因此，步骤46可被设置为基于在可能值之中的两个最相似的值设定A_m，例如，通过求平均值。在示例中，步骤46可基于A₂和A₃设定A_m＝80ml/min。如果最相似的值之间的差超过预先限定的极限，则步骤46还可指示计算错误。

通过比较图7A和图7B，可以看到，对于超过400ml/min的更常见的通道流率来说，当前函数所跨的比值范围随着B的减小而减小。这意味着，通道流率的确定精度随着B的增大而增大。然而，当B增大时，对k₀A的依赖性也增大。图8示出了在控制值[B＝300ml/min，D＝800ml/min]下并且针对两个透析器参数值k₀A＝600ml/min(左侧曲线组)和1600ml/min(右侧曲线组)以及心输出量CO＝3、5、7和9l/min的比值函数。每个组中的最左侧曲线是针对CO＝3l/min的，这是非常低的。这意味着，在实践中，CO的标准值可在当前函数R＝f_c(A，CO，k₀A)中使用。还可以看到，高通道流率下的曲线斜率比图7A至图7B中的更小，这因而证明了精度随着B增大的上述观点。总之，在步骤41和步骤43中，将血液流率B设定为超过100ml/min，并优选地超过150或200ml/min以减小比值函数的斜率可能是有益的。然而，为了完全从斜率减小而导致精度增大获益，透析器参数k₀A应是(近似)已知或测量的。

如果k₀A的实际值是(近似)已知或测量的，可设计测量阶段40使步骤46能够确定通道流率A_m和心输出量CO_m的当前值。这可通过针对B和/或D的不同设定依次执行步骤41至步骤45而实现。图9A至图9B是作为针对两组不同控制值的透析器(其中k₀A＝1500ml/min)的心输出量CO和通道流率A的函数的当前函数的标绘图。图9A在控制值[B＝200ml/min，D＝800ml/min]下获得，并且图9B在控制值[B＝300ml/min，D＝200ml/min]下获得。曲线上的标注是效率比值R的值，并且这些曲线示出了针对这些比值的可能的CO和A的组合。假设步骤41至步骤45针对与图9A中的当前函数对应的控制值得到m₁＝1.337，并且针对与图9B中的当前函数对应的控制值得到m₂＝1.685，m₁和m₂的这些值在CO，A空间中限定相应的曲线，如图9C所示。因此，步骤46可识别这些曲线(由第一当前函数(m₁＝f_c ^-1)和第二当前函数(m₂＝f_c,2 ^-1)在CO，A空间中给出)之间的交点IP，其中交点IP的坐标给出当前值CO_m，A_m，如图9C中的虚线箭头所指示的。

如果k₀A不是先验已知的，则测量阶段40可被设计为使步骤46能够在步骤41或步骤43期间使用活体内清除率K_eff的度量以计算k₀A的值，该值随后输入到当前函数R＝f_c(A，CO，k₀A)中，用于基于m₁确定A_m。活体内清除率K_eff可使用任意已知技术进行估计、测量或理论计算。因此，实践中，当前函数可作为针对操作状态之一的K_eff的函数给出，而不是k₀A：R＝f_c(A，CO，K_eff)。应该理解的是，上述用于基于m₁和m₂确定通道流率A_m和心输出量CO_m的当前值的过程同样可应用于这种比值函数。图10示出了在控制值[B＝300ml/min，D＝800ml/min]下并且针对K_eff＝235ml/min(左侧曲线组)和265ml/min(右侧曲线组)以及心输出量CO＝4、6和8l/min(在每个组中从右至左)的比值函数。如图所示，可以以合理的精度确定最大约1500ml/min的通道流率。

处理流体流的反转

在反转处理流体流的第二实施例中，到血管通道3的连接不变，而透析器4的流动方向状态在逆流与并流之间进行切换。图4中的测量阶段40可在血管通道3处的流动方向状态为正常或逆流的情况下进行。可看出，如果流动方向状态是正常的，则反转处理流体方向的反转将仅使等式(14)中的K从根据等式(1)的K改变为根据等式(3)的K。由于等式(14)取决于CO-A，而不是单独取决于CO和A，因此当前函数变为R＝f_c(CO-A，k₀A)并且步骤46被限定为确定CO-A。参数CO-A可能是感兴趣的，这是由于其表示到身体其它部分的心输出量的部分。另一方面，如果接入装置2'、2"处于反转位置，则处理流体的流动方向的切换将改变等式(16)中的K，其中单独输入A和CO-A。因此，当前函数变为R＝f_c(A，CO，k₀A)。因此，在反转处理流体流的第二实施例中，优选的是第一和或第二操作状态两者均涉及在血管通道3处反转的流动方向状态。在测量阶段40期间，透析器4处的流动方向状态从逆流切换到并流，或反之亦然。下面的示例假设第一操作状态涉及在透析器4处为逆流并且在血管通道3处反转的流动方向状态。

与第一实施例类似，对k₀A的依赖性可通过减小血液流率B而减小或有效地消除。图11示出了与图7A中的比值函数相对应的比值函数，即，针对血液流率B＝100ml/min。通过将图11与图7A进行比较，可以看到比值的变化在图11中显著较小，这将负面影响通道流量值的精度。此外，对k₀A和CO的依赖性在图11中更大。然而，仍然可以通过在步骤41和步骤43中设定100ml/min或更小的血液流率B而使用k₀A和CO的标准值。

与第一实施例类似，可以看到，对于超过400ml/min的更常见的通道流率来说，当前函数所跨的比值范围随着B的增大而增大，这导致通道流率的确定精度提高。然而，B增大导致对k₀A的依赖性增大。因此，与第一实施例类似，优选的是透析器参数k₀A是(近似)已知或测量的并且在当前函数R＝f_c(A，CO，k₀A)中使用的。图12与图8相对应并且因此示出在控制值[B＝300ml/min，D＝800ml/min]下并且针对两个透析器参数值k₀A＝600ml/min(右侧曲线组)和1600ml/min(左侧曲线组)以及心输出量CO＝3、5、7和9l/min的比值函数。如图所示，曲线的斜率随着k₀A的减小而减小，这意味着由步骤46确定的当前值A_m的精度好于具有小k₀A的透析器的精度。此外，图12还示出了对心输出量的一些依赖性，这可忽略或通过步骤41至步骤45的两次执行实施测量阶段40来处理(与参照图9A至图9C描述的测量阶段40完全类似)，以确定A_m，CO_m的当前值。此外，与第一实施例类似，可以以活体内清除率K_eff的测量取代k₀A的获知，以生成当前函数R＝f_c(A，CO，K_eff)。

与第二实施例相比，第一实施例具有测量阶段40可利用处于正常位置(即，在血液处理期间使用的位置)的接入装置2'、2"进行的优点。如上所述，第二实施例要求接入装置2'、2"在测量阶段40之前设置在反转位置。第二实施例与第一实施例类似，具有的优点是，在没有手动干预并且无需专用的血液管线套件或盒子的情况下实施整个测量阶段40。第二实施例对比第一实施例的优点在于，当前函数不包括在A<B时引入潜在模糊(ambiguity)的转折点。此外，处理流体的流率D是由大多数TF回路1a自动控制的，不论流动方向如何。因此，第二实施例有可能提供血液和处理流体两者的控制良好的流率。在第一实施例中，即使在血液泵5的速度保持不变，由血液泵5生成的血液流率B也可在泵送方向之间略微不同，这是由于泵送方向的切换可改变泵5的入口处的流体压力。这可给在步骤46中确定的当前值A_m带来轻微的不精确。然而，如果认为必要的话，泵送方向之间的血液流率B的差可通过实施已知的补偿技术来减小，例如，如在专利文献US4468219中所公开的技术，其基于泵上游的测量的流体压力调节泵的速度。因此，在图3A的背景下，控制器15或专用的泵控制器(未示出)可被配置为基于来自压力传感器(未示出)的压力信号调节针对血液泵5的控制信号C2，该压力传感器(未示出)位于第一或第二操作状态下的血液泵5上游的EC回路1a中，使得控制信号C2使血液泵5在第一和第二操作状态下保持基本上不变的血液流率B。还设想基于来自血液泵5两侧的压力传感器的压力信号应用补偿技术。

本文描述的控制器15可由在一个或更多通用或专用计算机装置上运行的专用软件(或固件)来实现。在这种情况下，应理解的是，这种计算装置的“元件”或“装置(means)”是指方法步骤的概念等价物；元件/装置和特定的硬件或软件例程之间并不总是一一对应。一个硬件有时包括不同的装置/元件。例如，当执行一个指令时，处理器用作一个元件/装置，但是当执行另一指令时用作另一元件/装置。此外，在某些情况下，可通过一个指令来实现一个元件/装置，但是在某些其它情况下可通过多个指令实现。这种软件控制的计算装置可包括一个或更多个处理器(参见图3A至图3B中的附图标记17)，例如，CPU(“中央处理单元”)、DSP(“数字信号处理器”)、ASIC(“专用集成电路”)、分立模拟和/或数字组件或一些其它的可编程逻辑装置，诸如FPGA(“现场可编程门阵列”)。控制器15还可包括系统存储器和系统总线(参见图3A至图3B中的附图标记18)，该系统总线将包括系统存储器的各种系统组件耦合到处理器。系统总线可以是包括使用多种总线架构中的任意一种的存储器总线或存储器控制器、外围总线和本地总线的多种类型的总线结构中的任意一种。系统存储器可包括诸如只读存储器(ROM)、随机存取存储器(RAM)和闪速存储器之类的易失性和/或非易失性存储器形式的计算机存储介质。专用软件可以存储在系统存储器中，或存储在计算装置中包括的或计算装置可访问的其它可移动/不可移动的易失性和/或非易失性计算机存储介质中，诸如磁性介质、光学介质、闪存卡、数字磁带、固态RAM、固态ROM等。控制器15可包括一个或更多个通信接口，诸如串行接口、并行接口、USB接口、网络适配器等，以及一个或更多个数据采集设备，诸如A/D转换器。专用软件可在任何合适的计算机可读介质(暂时性或非暂时性的，包括记录介质或只读存储器)上提供给控制器15。还可以想到，一些(或全部)元件/装置由专用的硬件(诸如FPGA、ASIC或离散电子组件(电阻器、电容器、运算放大器、晶体管、滤波器等)的组装件)完全或部分地实现，如本领域所熟知的。应该强调，本发明不限于数字信号处理，而是可完全通过模拟装置的组合来实现。

虽然已经结合目前被认为最实际和优选的实施例描述了本发明，但应该理解的是，本发明不限于所公开的实施例，相反，本发明旨在覆盖包括在所附权利要求的精神和范围内的各种修改和等效布置。

例如，机器1可通过手动干预在第一和第二操作状态之间进行切换，而不是通过控制信号。在一个实施中，控制器15可通过UI装置16并在步骤43之前指示操作者手动执行血液泵5的反转或切换FSD 9。

即使上述实施例赋予了控制器15通过控制信号C4设定处理流体的测量性质的能力，测量阶段40也可针对缺乏该能力的实施例实施，例如，在源6被配置为供应预先限定成分的现成的处理流体时。

在图3B所示实施例的变型中，FSD 9布置在EC回路1a中，在透析器4和血液泵5中间。在该变型中，透析器4中的血液流动的方向在第一和第二操作状态之间进行切换。上述关于反转处理流体流的第二实施例的讨论同样可应用于该变型。该变型提供了对现有技术的可选方案，但将FSD 9设置在EC回路1a中可能需要专用的血液管线套件或盒子。

另一变型与图3A至图3B的组合相对应，即，机器1包括在TF回路1b中的FSD 9以及EC回路1a中的可反转的血液泵5。可在这种机器中设想测量阶段40的不同实施。在第一实施方式中，FSD 9和血液泵5两者在第一和第二操作状态之间切换，反转透析器4中的血液和处理流体两者的流动方向，还反转血管通道3处的血液的流动方向。因此，血管通道3处的流动方向状态在第一和第二操作状态之间变化，而透析器4处的流动方向状态不变。因此，第一实施方式有效地产生了与在背景技术章节中所描述的现有技术相同的流动反转，这意味着通道流率可通过在背景技术章节中所提及的任意代数方程计算。应该注意的是，与现有技术相比，第一实施方式在无需EC回路1a中的专用血液管线套件或盒子的情况下实现了流动反转。在该第二实施方式中，通过依次切换FSD 9和反转血液泵5，测量阶段40涉及在至少三个操作状态之间切换机器。因此，上面提及的第一和第二操作状态由第三操作状态补充。因此，可以计算针对第一和第二操作状态之间的切换的第一效率比值(图4中的步骤46)，和针对第二(或第一)操作状态和第三操作状态之间的切换的第二效率比值。由于第一和第二效率比值中的每个由相应的当前函数给出，因此第二实施方式大致可以计算通道流率的另外的当前值或计算另一参数的当前值。例如，第二效率比值可在上面参照图7C至图9C描述的计算中用作m₂。

如上文所述，使用效率比值R的一个动机是获得独立于通常是未知的(α·C_v-C_di)的控制函数f₃。如从等式(17)可见，如果活体内清除率K_eff被用作效率参数，则这可在不取效率参数值的比值的情况下实现。因此，如果活体内清除率K_eff针对第一和第二操作状态获得(在图4的步骤42、44中)，则比较参数(在图4的步骤45中)可由第一和第二状态之间的活体内清除率K_eff的差或其函数给出。这种比较参数是“效率差”ΔK。应当认识到，针对效率差ΔK的控制函数通过对由等式(14)和/或(16)给出的两个函数相减获得，其中K根据等式(1)或(3)，分别取决于在第一和第二操作状态下的流动方向状态。因此，控制函数f₃仍可以ΔK＝f₃(A，CO，k₀A,D,B)的形式给出。应该理解的是，本文描述的用于基于效率比值R确定通道流率的所有技术同样可应用于基于效率差ΔK确定通道流率。

Claims (27)

1.一种在患者连接到血液处理机(1)时用于确定患者的血管通道中的流体流率的装置，所述血液处理机(1)包括体外血液流动回路(1a)和处理流体流动回路(1b)，所述体外血液流动回路具有用于连接到血管通道(3)的第一和第二接入装置(2'，2")并具有血液泵(5)，血液泵(5)可操作以生成从第一接入装置(2')通过透析器(4)的血液腔室(4A)并且到第二接入装置(2”)的体外血液流动回路(1a)中血液的流动，所述处理流体流动回路被配置为生成通过透析器(4)的处理流体腔室(4B)的处理流体的流动，所述处理流体腔室(4B)通过半渗透膜(4')与所述血液腔室分隔开，所述装置被配置为，在测量阶段期间：

使血液处理机(1)在第一操作状态与第二操作状态之间进行切换，其中，第二操作状态与第一操作状态的不同之处至少在于通过透析器(4)的血液或处理流体的流动方向变化；

获取处于第一和第二操作状态下的血液处理机(1)中至少一个传感器(10A、10B)的输出信号(S1，S2)；

基于输出信号(S1，S2)计算将第一操作状态下的处理效率与第二操作状态下的处理效率进行比较的比较参数(R；ΔK)的测量值(m₁)；以及

基于测量值(m₁)确定血管通道(3)中流体流率(A)的估计值(A_m)。

2.根据权利要求1所述的装置，所述装置被配置为使血液泵(5)的泵送方向在第一和第二操作状态之间反转，以在第一和第二操作状态之间改变通过透析器(4)的血液腔室(4A)的血液的流动方向。

3.根据权利要求1或2所述的装置，所述装置被配置为使处理流体流动回路(1b)中的至少一个流动切换装置(9)在第一和第二操作状态之间改变通过透析器(4)的处理流体腔室(4B)的处理流体的流动方向。

4.根据权利要求3所述的装置，其中，在测量阶段期间，第一和第二接入装置(2′，2″)分别连接到血管通道(3)的上游部分和下游部分。

5.根据权利要求1所述的装置，所述装置被配置为，在第一和第二操作状态之间，使处理流体流动回路(1b)中的至少一个流动切换装置(9)改变通过透析器(4)的处理流体腔室(4B)的处理流体的流动方向，并且使血液泵(5)反转其泵送方向，以改变通过透析器(4)的血液腔室(4A)的血液的流动方向和通过第一和第二接入装置(2′，2″)的血液的流动方向。

6.根据权利要求1所述的装置，所述装置被配置为，计算比较参数(R；ΔK)的测量值(m₁)以表示下列值中的一个：第一和第二操作状态下的处理效率的比值(R)，以及第一和第二操作状态下的处理效率之间的差(ΔK)。

7.根据权利要求1所述的装置，所述装置还被配置为，通过第一控制信号(C1)使处理流体流动回路(1b)在第一和第二操作状态期间生成进入透析器(4)的处理流体的流体性质(C)的基本上固定的值，所述流体性质(C)由至少一个传感器(10A、10B)测量。

8.根据权利要求7所述的装置，所述装置被配置为，在第一和第二操作状态之间保持流体性质(C)的基本上固定的值(C_di)。

9.根据权利要求8所述的装置，所述装置还被配置为，基于输出信号(S1，S2)，计算在第一操作状态下处理流体腔室(4B)的入口与出口之间的流体性质(C)的第一差，以及在第二操作状态下处理流体腔室(4B)的入口与出口之间的流体性质(C)的第二差，并且所述装置被配置为将测量值(m₁)计算为第一和第二差的商的函数。

10.根据权利要求9所述的装置，所述装置还被配置为，在测量阶段之前，计算第一和第二差中的至少一个，并且如果第一和第二差中的至少一个低于预先限定的最小值，则控制处理流体流动回路(1b)中的处理流体的源(6)调节处理流体的流体性质，使得第一和第二差中的至少一个超过预先限定的最小值。

11.根据权利要求7至10中的任意一项所述的装置，其中，流体性质是处理流体的物理性质和/或化学性质。

12.根据权利要求7至10中的任意一项所述的装置，其中，所述流体性质是存在于血液中并能够跨半渗透膜(4′)进行交换的物质的温度、电导率和浓度中的一个。

13.根据权利要求1所述的装置，所述装置还被配置为，获得血液泵(5)和处理流体流动回路(1b)的专用设定并应用所述专用设定，以通过第一控制信号(C1)使处理流体流动回路(1b)在第一和第二操作状态期间生成通过透析器(4)的处理流体的固定流率(D)，并通过第二控制信号(C2)使血液泵(5)在第一和第二操作状态期间生成通过透析器(4)的血液的基本上固定的流率(B)。

14.根据权利要求1所述的装置，所述装置还被配置为，针对第一和第二操作状态下血液处理机(1)的操作参数的第一和第二组控制值，获得将比较参数(R；ΔK)关联到血管通道(3)中的流体流率(A)的当前函数(f_c；f_c ^-1)，其中，确定血管通道(3)中流体流率(A)的估计值(A_m)，使得当前函数(f_c；f_c ^-1)得出测量值(m₁)。

15.根据权利要求14所述的装置，所述装置还被配置为，从电子存储器(18)中，基于第一和第二组控制值在预先限定的函数(f_c；f_c ^-1)的集合中获得当前函数(f_c；f_c ^-1)。

16.根据权利要求14所述的装置，所述装置还被配置为，从电子存储器(18)中获得控制函数(f₃；f₃ ^-1)，并且通过将第一和第二组控制值中的至少部分输入到控制函数(f₃；f₃ ^-1)中而生成当前函数(f_c；f_c ^-1)。

17.根据权利要求14至16中的任意一项所述的装置，其中，当前函数(f_c；f_c ^-1)由代数函数或其数值逆给出，其中，代数函数具有作为输出变量的比较参数(R；ΔK)和作为输入变量的通道流率(A)，并且针对连接到患者时的血液处理机(1)的液压模型导出，并针对该代数函数给定通过透析器(4)的血液和处理流体的当前流动方向以及到第一和第二接入装置(2′，2″)的血液的当前流动方向。

18.根据权利要求14至16中的任意一项所述的装置，其中，第一和第二组控制值包括在第一和第二操作状态下通过透析器(4)的血液的流率(B)、在第一和第二操作状态下通过透析器(4)的处理流体的流率(D)以及在第一和第二操作状态中的一个状态下透析器(4)的传质面积系数(k₀A)和血液处理机(1)的活体内清除率(K_eff)中的一个。

19.根据权利要求18所述的装置，其中，当前函数(f_c；f_c ^-1)针对患者的心输出量(CO)的一般值获得。

20.根据权利要求18所述的装置，所述装置被配置为，在第一和第二操作状态下，将通过透析器(4)的血液的流率(B)设定为等于或小于100ml/min，其中，传质面积系数(k₀A)的控制值为一般值。

21.根据权利要求20所述的装置，所述装置还被配置为，使血液处理机(1)在第一和第二操作状态之间进行第二切换，同时应用第三和第四组控制值，第三和第四组控制值与第一和第二组控制值的不同之处至少在于通过透析器(4)的血液的流率(B)，获取在第一和第二操作状态下至少一个传感器(10A、10B)的输出信号(S1，S2)，并且计算比较参数(R；ΔK)的第二测量值(m₂)，其中，所述装置被配置为，确定针对测量值(m₁)和第二测量值(m₂)中每一个测量值的流体流率(A)的两个候选值(A₁-A₄)，并基于候选值(A₁-A₄)确定流体流率(A)的估计值(A_m)。

22.根据权利要求18所述的装置，所述装置被配置为，将在第一和第二操作状态下通过透析器(4)的血液的流率(B)设定为超过100ml/min，并且其中针对传质面积系数(k₀A)的控制值是针对透析器(4)的特定值。

23.根据权利要求22所述的装置，其中，当前函数(f_c；f_c ^-1)将比较参数(R；ΔK)与流体流率(A)和患者的心输出量(CO)关联，并且其中所述装置还被配置为，使血液处理机(1)在第一和第二操作状态之间进行第二切换，同时应用第三和第四组操作参数的控制值，获取第一和第二操作状态下至少一个传感器(10A、10B)的输出信号(S1，S2)，计算比较参数(R；ΔK)的第二测量值(m₂)，获得将比较参数(R；ΔK)关联到针对第三和第四组控制值的流体流率(A)和心输出量(CO)的第二当前函数，并且基于导致得到测量值(m₁)的当前函数(f_c；f_c ^-1)集以及导致得到第二测量值(m₂)的第二当前函数集确定流体流率(A)的估计值(A_m)。

24.根据权利要求23所述的装置，所述装置被配置为，通过在由血管通道(3)中的流体流率(A)和心输出量(CO)限定的二维空间中识别当前函数(f_c；f_c ^-1)与第二当前函数之间的交点(IP)，确定流体流率(A)的估计值(A_m)。

25.根据权利要求1所述的装置，其中，所述至少一个传感器(10A、10B)是浓度传感器、温度传感器、电导率传感器、光学吸收率传感器、偏振传感器和密度传感器中的一种。

26.一种血液处理机，包括体外血液流动回路(1a)和处理流体流动回路(1b)，所述体外血液流动回路具有用于连接到患者的血管通道(3)的第一和第二接入装置(2′，2″)并具有血液泵(5)，血液泵(5)是可操作的以生成从第一接入装置(2′)通过透析器(4)的血液腔室(4A)并到第二接入装置(2″)的血液的流动，并且处理流体流动回路(1b)被配置为生成通过透析器(4)的处理流体腔室(4B)的处理流体的流动，处理流体腔室(4B)通过半渗透膜(4′)与血液腔室分隔开，并且所述血液处理机还包括根据前述权利要求1至25中的任意一项所述的装置。

27.一种计算机可读介质，包括计算机指令，在由处理器(17)执行时，所述计算机指令使处理器(17)执行一种方法，所述方法包括以下步骤：

将血液处理机(1)中体外血液流动回路(1a)的第一和第二接入装置(2′，2″)连接到血管通道(3)，所述体外血液流动回路包括血液泵(5)，血液泵(5)是可操作的以在体外血液流动回路(1a)中生成从第一接入装置(2′)通过透析器(4)的血液腔室(4A)并到第二接入装置(2″)的血液的流动，血液腔室(4A)通过半渗透膜(4′)与透析器(4)的处理流体腔室(4B)分隔开，并且血液处理机(1)包括被配置为生成通过处理流体腔室(4B)的处理流体的流动的处理流体流动回路(1b)；

使血液处理机(1)从第一操作状态切换到第二操作状态，其中，第二操作状态与第一操作状态的不同之处至少在于通过透析器(4)的血液或处理流体的流动方向变化；

获取处于第一和第二操作状态下的血液处理机(1)中的至少一个传感器(10A、10B)的输出信号(S1，S2)；

基于输出信号(S1，S2)计算将第一操作状态下的处理效率与第二操作状态下的处理效率进行比较的比较参数(R；ΔK)的测量值(m₁)；以及

基于测量值(m₁)确定血管通道(3)中的流体流率(A)的估计值(A_m)。

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