用于确定用于体外血液回路的段中的心跳和/或心率的非侵入式传感器的制作方法

1.本公开属于信号处理和物理量的光学测量的通用领域。详细地，本发明涉及一种用于至少确定心跳和/或心率的装置、传感器和过程。


背景技术：

2.在用于肾脏护理目的(用于慢性肾脏护理或急性肾功能衰竭治疗的血液透析，或在体外血浆处理(例如，血液透析、血液滤过、血液透析滤过、血浆置换等)期间)的装置中，患者的血液动力学参数通过血液管线间接测量(例如，用作为血液管线本身的一部分的半侵入式传感器测量动脉和静脉平均压力)或偶尔用布置在患者手臂上的传统的充气袖带测量。使用传统的充气袖带不允许连续读取血压，因为它的操作涉及患者手臂的动脉和静脉的临时阻断。此外，测量是非常不舒服的并且对于患者来说可能是痛苦的，这使得在透析治疗期间连续地重复测量是不可接受的。通过血压袖带也可以检测心跳和/或心率，但仅在测量时段(持续约1分钟)期间。已知的半侵入式压力传感器通常安装在血液管线上，位于靠近泵且远离患者的位置。那些半侵入式压力传感器通常设置有与在装置的导管中循环的血液或流体接触的膜。因此，在选择用于其实现的设计和材料时应特别小心，以降低对接受治疗的患者的健康的影响风险。
3.已经注意到，心脏在跳动时向血液提供的脉冲的强度和/或能量沿着从瘘管通道朝向导管直到用于体外血液处理的装置的路径降低。
4.此外，在装置上可操作地致动的泵通常会在导管中循环的血液或流体上产生不希望的压力峰值(或流量峰值)，因为泵通常是脉动泵，特别是蠕动泵。这导致压力读数的精度和可靠性恶化，因为不需要的噪声总是被添加到有用的信号中；泵提供的压力峰值(或流量峰值)有时可能比心脏脉冲的量值的数量级大。泵提供的压力峰值(或流量峰值)在振幅和/或频率上与泵本身的流速相关。流速越高，泵旋转得越快，通常峰值出现的频率越高。对于蠕动泵来说尤其如此，由于血液回路的导管的段的循环压缩(其由于泵的滚子(roller)对对照壁(contrasting wall)的作用而塑性变形)，蠕动泵的操作导致沿着操作循环在导管中不连续地提供流速/压力。
5.还已经注意到，对于通过体外血液处理装置进行的血液处理，特别是透析过程中涉及的典型流速，泵提供的峰值的频率非常接近心率的频率，心率的频率在静息状态下通常介于50bpm(或通常为60-70bpm，第一数字指训练有素的运动员)到100bpm之间，导致峰值的频率大约介于稍小于1hz到稍小于2hz之间。因此，由泵提供的峰值的基频基本上与心跳的频率密切相关，并且有时由泵提供的峰值的频率可能基本上与心跳的频率重叠，例如，相差十分之几hz。看起来明显的是，在没有适当的程序的情况下，心率读数可能受到泵提供的脉冲的显著不利影响。一些处理可能导致舒张值与收缩值之间的血压差降低，因此泵脉冲的影响又增加。
6.这种有害影响可以通过暂时停止血液泵(即，处理过程)以读取脉冲来解决，但这
具有影响净化的血液向患者的分配的缺点，延长了处理，需要针对血液处理装置的特定配置，并且无论如何都不允许持续可靠的监测，因为泵应在读取后的短时间段之后被重新启动。借助于添加到系统中并放置为与患者的身体紧密接触的附加设备(例如：可穿戴设备)也可以连续监测心跳和/或心率。使附加设备与患者接触并连接到机器以传输数据会带来以下缺点：
[0007]-用户因添加的设备(可穿戴或不可穿戴)而感到不舒服，
[0008]-由于与患者身体的紧密连接导致的可靠性问题—需要附加的与机器的连接性设备，反之亦然，这进一步带来开发和更新现有机器的成本。
[0009]
wo2011/080194公开了一种用于体外血液处理的装置，其被配置为监测患者的心血管系统的流体流速。该装置包括体外血液回路和用于将体外血液回路连接到心血管系统的连接件。监测设备从血液回路中的静脉压力传感器获得与时间相关的测量信号。压力传感器被布置为检测源于患者心脏的脉冲，其中，该系统还包括信号处理器以处理测量信号并获得作为对象脉冲的时间信号轮廓的脉冲轮廓(profile)，并基于滤除血液泵压力峰值/脉冲后的时间信号轮廓计算流体流速。
[0010]
us2018/078212公开了一种用于评估患者的呼吸健康并指示和表征呼吸压力的系统和方法。该设备包括与患者进行通信以生成生物信号的传感器，该生物信号在时域中具有波形曲线。处理生物信号并计算波形曲线，反映患者的呼吸率。然后确定生物信号波形曲线与呼吸率波形曲线之间的相关性，并确定相应的相关性系数。对生物信号进行频率分析，并确定呼吸度量，该呼吸度量反映与生物信号的呼吸分量相关联的频谱分量相对于生物信号的总频谱分量的比率。将相关性系数与呼吸度量组合起来形成呼吸压力度量以显示给用户。
[0011]
wo2018/112354公开了一种用于根据感测到的静脉波形监测和确定患者参数的系统和方法。该文献公开了对与频域外周静脉压(pvp)信号的局部最大值相关联的多个频率(包括心率频率(f1)和在心率频率的谐波处的谐波频率(fh))的评估。
[0012]
尽管用于检测的已知传感技术的类型，但压力或流量中的泵峰值极大地影响心跳和/或心率读数的可靠性。
[0013]
值得注意的是，本背景技术部分仅用于列出所面临的一些技术挑战。上面讨论的布置不应仅仅因为它们在本部分中被讨论而被解释为是现有技术的一部分。相反，以上描述的某些方面可能例如公众尚不可得，因此不应被解释为是现有技术。
[0014]
因此，申请人已经发现对旨在解决上述缺点的传感器和感测技术的需求。


技术实现要素：

[0015]
为解决上述缺点，申请人提供了一种如本公开中所公开的传感器；可以结合在一起并与说明书或权利要求的其他部分结合的以下方面将突出强调本公开的最相关的技术特征。
[0016]
第一方面涉及一种非侵入式心跳传感器(100)，用于确定要连接到体外血液处理装置的导管的体外段(101)中的心跳和/或心率，所述传感器(100)包括：
[0017]-至少一个源(53)，用于将光学信号引向在段(101)中流动的血液，该光学信号被沿着至少一个发射轴(54)引导；
[0018]-至少一个检测器(57)，用于接收光学信息信号，该光学信息信号包括由所述源(53)发射的至少部分地通过在段(101)中流动的血液之后的信号，所述至少一个检测器(57)发射与接收到的信息信号相关的相应的输出信号(200r)，
[0019]-控制器(65)，被配置为接收来自该至少一个检测器(57)的相应的输出信号(200r)，并且用于基于输出信号(200r)取得心跳频率(f
hr
)和/或检测心率值。
[0020]
可选地，所述信息信号被在段(101)中流动的血液的流动扰动而更改，所述流动扰动至少部分地由源于跳动的心脏的流动脉冲生成。
[0021]
在根据第一方面的第二方面中，其中，信息信号(特别是至少信息信号的振幅)被血量变化或血红蛋白浓度改变而更改，和/或信息信号(特别是至少信息信号的振幅)是血量变化或血红蛋白浓度改变的函数，该血量变化或血红蛋白浓度改变至少由于源于跳动的心脏的流动脉冲而导致。
[0022]
在根据前述方面中任一项的第三方面中，其中：
[0023]-所述源(53)是光学信号源，
[0024]-所述检测器(57)是光学信号检测器(57)，
[0025]-所述信息信号和由所述源(53)发射的所述信号是光学信号。
[0026]
在根据前述方面中任一项的第四方面中，其中，在给定的预定时间处在段(101)中流动的血液的所述流动扰动相对于由所述源(53)发射的信号在同一预定时间所具有的振幅至少改变所述信息信号的振幅，血液的所述特性是血容量变化或血红蛋白浓度改变或与血容量变化或血红蛋白浓度直接相关的参数。
[0027]
在根据前述方面中任一项的第五方面中，其中，源(53)包括光学电磁辐射发射器，可选地单波长或多波长发射器，特别是单波长、可选地多模和非相干led或多波长led，或单波长laser或sled，或多个单波长laser或sled的组合。
[0028]
在根据前述方面中任一项的第六方面中，其中，所述源(53)至少具有沿着预定的发射轴发射的主辐射瓣，可选地，其中，所述预定的发射轴朝向段(101)和在所述段(101)中流动的血液。
[0029]
在根据前述两个方面中任一项的第七方面中，传感器包括光纤，该光纤的一个端部与源(53)耦接，并且另一个端部放置成至少沿着所述预定的发射轴将发射的信号引向血液。
[0030]
在根据前述三个方面中任一项的第八方面中，其中，多波长发射器包括具有在红色和红外波段中的峰值波长的多个光辐射源，特别地，其中，源(53)的至少一个照射峰值波长被包括在0.7μm到1000μm之间，更特别地在1μm到350μm之间或在790nm到820nm之间，例如，在800nm到810nm之间，和/或在红色区域中，在620nm到750nm之间。
[0031]
在根据前述方面中任一项的第九方面中，其中，所述光辐射源(53)被配置为传输复合光辐射，该复合光辐射至少包括以第一波长λ1为中心或者集中到包括所述第一波长的第一频率窗口中的光辐射的第一分量，以及以第二波长λ2为中心或者集中到包括所述第二波长的第二频率窗口中的光辐射的第二分量，可选地具有以第三波长λ3为中心或者集中到包括所述第三波长的第三频率窗口中的光辐射的第三分量，以及具有以第四波长λ4为中心或者集中到包括所述第四波长的第四频率窗口中的光辐射的第四分量，可选地，其中，所述第一波长、第二波长、第三波长和第四波长彼此不同和/或其中，所述第一频率窗口、第二频
率窗口、第三频率窗口和第四频率窗口在频率上至少部分地不重叠。
[0032]
在根据前述方面中任一项的第十方面中，其中，传感器被配置为与体外血液处理装置的导管的段(101)相对应地布置，或被配置为连接到体外血液处理装置，该导管被配置为用于在利用该装置的血液处理期间的血流。
[0033]
在根据前述方面中任一项的第十一方面中，其中，所述检测器被放置在相对于源(53)的发射轴的不同的径向方向处，或者被布置在相对于源(53)的发射轴的不同的角度处，以根据其相应的位置收集反射的信号、散射的信号和/或透射的信号，特别地，一个第一检测器被放置在相对于源的发射轴的约180
°
处，和/或一个第二检测器被放置在相对于源的发射轴的约90
°
处，和/或一个第三检测器被放置在相对于源的发射轴的约45
°
处，和/或一个第四检测器被放置在相对于源的发射轴的约0
°
处。
[0034]
在根据前述方面中任一项的第十二方面中，其中，所述源(53)被配置为在横向于所述段(101)的主伸展轴(development axis)、特别是基本上垂直于所述段(101)的主伸展轴的方向上传输所述光辐射，并且其中，检测器被配置为接收由源(53)沿着横向于所述段(101)的主伸展轴、特别是基本上垂直于所述段(101)的主伸展轴的方向发射的光信号。
[0035]
在根据前述方面中任一项的第十三方面中，其中，所述检测器沿着相应的接收轴接收直接信号、反射信号或折射信号，所述检测器的接收轴和所述源(53)的发射轴被包含在同一平面中。
[0036]
在根据前述方面中任一项的第十四方面中，其中，体外血液处理回路的段(101)是管部分，所述检测器和所述源以围绕同一横截面的不同角度设置在所述管部分周围，特别地，所述管具有基本上圆形的横截面。
[0037]
在根据前述方面中任一项的第十五方面中，传感器还包括壳体(51)，该壳体(51)的一个部分与所述管段(101)大致形状匹配(counter-shaped)，该壳体(51)由限定贯穿通道(52)的两个或更多个零件(piece)制成，该贯穿通道(52)与管段的外形形状匹配，以将管段(101)容纳在贯穿通道(52)内部，每个检测器(57)包括放置在形状匹配部分处在壳体(51)与管段(101)的耦接状态下面向管段(101)的相应的端部，特别地，源(53)包括放置在形状匹配部分处在壳体与管段的耦接状态下面向管的端部。
[0038]
在根据前述方面中任一项的第十六方面中，其中，源(53)包括光纤(59)，该光纤(59)具有与源(53)耦接的一个端部和固定到所述壳体(51)的另一个端部，光纤的另一个端部放置在形状匹配部分处并且在壳体与管段(101)的耦接状态下面向管段(101)；其中，至少一个检测器(57)、特别是所有检测器(57)包括光纤，光纤的一个端部与管段(101)相对应地布置，固定到壳体，光纤的该端部被放置在形状匹配部分处并且在壳体与管段(101)的耦接状态下面向管段(101)。
[0039]
在根据前述方面中任一项所述的第十七方面中，其中，壳体(51)包括耦接配置和非耦接配置，在该耦接配置中，壳体(51)被配置为通过所述形状匹配部分基本上紧固到段(101)，在该非耦接配置中，允许释放所述段(101)；所述壳体(51)至少包括第一部件(51a)和第二部件(51b)，该第一部件(51a)限定所述形状匹配部分的限定所述贯穿通道(52)的第一部分，该第二部件(51b)限定所述形状匹配部分的限定所述贯穿通道(52)的第二部分，可选地，其中，所述第一部件(51a)和所述第二部件(51b)是可分离的和/或铰接在一起以在相互连接时实现所述耦接配置，而在至少部分地相互断开时实现所述非耦接配置。
[0040]
在根据前述方面中任一项的第十九方面中，传感器还至少包括：第一检测器(57；pd1)，被配置为接收处于第一波长λ1或在包括所述第一波长的第一频率窗口中的光辐射；以及第二检测器(57；pd2)，被配置为接收处于第二波长λ2或在包括所述第二波长的第二频率窗口中的光辐射，可选地，还包括：第三检测器(57；pd3)，被配置为接收处于第三波长λ3或在包括所述第三波长的第三频率窗口中的光辐射；以及第四检测器(57，pd4)，被配置为接收处于第四波长λ4或在包括所述第四波长的第四频率窗口中的光辐射。
[0041]
在根据前述方面中任一项的第二十方面中，传感器还包括用于跨阻放大的电路(62)，该电路(62)可操作地连接、特别是电连接到所述至少一个检测器(57)的输出，该用于跨阻放大的电路(62)被配置为将由所述检测器(57)生成的电流驱动信号变换为电压驱动的输出信号。
[0042]
在根据前述方面中任一项的第二十一方面中，传感器还包括至少一个模数转换单元(64)，其输入至少在所述检测器(57)的所述输出处可操作地连接，特别是电连接，所述模数转换单元(64)包括被配置为向所述控制器(65)提供数字域输出信号的输出。
[0043]
在根据前述两个方面中的任一方面的第二十二方面中，其中，所述模数转换单元(64)设置在所述用于跨阻放大的电路(62)的下游。
[0044]
在根据前述方面中任一项的第二十三方面中，传感器还包括低通滤波级63，该低通滤波级63可操作地耦接到检测器(57)，可选地，电连接到检测器(57)，可选地被配置为将由所述检测器(57)提供的输出信号(200r)的上波段限制为低于30hz、或低于10hz、或低于9hz、或低于8hz、或低于7hz、或低于6hz、或低于5hz或低于4hz的频率。
[0045]
在根据前述两个方面中任一项的第二十四方面中，其中，所述低通滤波级(63)被布置在所述用于跨阻放大的电路(62)的下游，可选地布置在所述模数转换单元(64)的上游。
[0046]
在根据前述方面中任一项的第二十五方面中，其中，所述控制器(65)被配置为：
[0047]-以电子方式计算输出信号(200r)的至少参考部分(200w)从时域向频域的变换，获得信息信号频谱或对应于信息信号频谱的输出信号频谱，
[0048]-确定至少一个泵(11)是否正在迫使流体循环进入所述段(101)中，
[0049]-在该至少一个泵(11)正迫使流体循环进入所述段(101)中的情况下，标识并且可选地丢弃所述信息信号频谱或输出信号频谱中振幅的第一峰值，可选地，振幅的所述第一峰值对应于振幅的第一噪声峰值，对应于所述段(101)中源于至少一个泵(11)迫使流体循环进入所述段(101)中的寄生流动扰动(spurious flow perturbation)，
[0050]-执行电子标识且随后选择所述信息信号频谱或输出信号频谱中振幅的第一寻找峰值(sought peak)，特别地，在所述丢弃已经发生之后，所述选择是通过标识所述信息信号频谱或输出信号频谱中振幅的第二寻找峰值以电子方式计算的，第二峰值对应于振幅的所述第一寻找峰值的后续谐波，特别是二次谐波，
[0051]-以电子方式向至少一个临时心跳和/或心率频率(f
hr
)分配对应于振幅的第一寻找峰值的频率。
[0052]
在根据前述方面中任一项的第二十六方面中，其中，所述控制器(65)还被配置为以电子方式加载对应于第一下频率区域(200l)和至少第二上频率区域(200u)的频率值，第二上频率区域(200u)位于所述第一下频率区域(200l)之上；
[0053]
输出信号的电子处理包括对信息信号频谱或输出信号频谱执行以下处理：
[0054]-滤除所述信息信号频谱或输出信号频谱的对应于第一下频率区域(200l)的部分，或
[0055]-丢弃位于所述第一下频率区域(200l)中的振幅的任何峰值，
[0056]
使得在所述至少第二上频率区域(200u)中执行振幅的第一噪声峰值的标识以及可选地丢弃振幅的第一噪声峰值，以及振幅的第一寻找峰值的电子选择。
[0057]
在根据前述两个方面中任一项的第二十七方面中，其中，控制器(65)被配置为以电子方式存储所述下频率区域(200l)的上限频率值并将所述下频率区域(200l)的上限频率值设置为低于非生理性心脏脉冲的频率阈值，特别地，低于0.4hz，或低于0.5hz，或低于0.6hz，或低于0.7hz。
[0058]
在根据前述方面中任一项的第二十八方面中，其中：
[0059]-传感器包括控制器(65)可操作地访问的至少一个电子存储器，或
[0060]-传感器可操作地连接到控制器(65)可访问的存储器。
[0061]
在根据前述两个方面中任一项的第二十九方面中，其中，所述存储器被配置为至少存储所述下频率区域(200l)的所述上限频率值和/或所述频率阈值。
[0062]
在根据前述方面中任一项的第三十方面中，当从属于方面二十五时，其中，所述控制器被配置为以电子方式存储所述上频率区域(200u)的最低频率值并将所述上频率区域(200u)的最低频率值设置为对应于或高于所述下频率区域(200l)的上限频率值。
[0063]
在根据前述方面中任一项的第三十一方面中，当从属于方面二十五时，其中，所述输出信号的所述电子处理包括通过滤波器级(63)对处于预定频率、可选地低于10hz、或低于9hz、或低于8hz、或低于7hz、或低于6hz、或低于5hz、或低于4hz的输出信号进行低通滤波。
[0064]
在根据前述方面的第三十二方面中，其中，在以电子方式计算输出信号的至少参考部分从时域向频域的变换之前执行低通滤波。
[0065]
在根据前述方面中任一项的第三十三方面中，当从属于方面二十五时，其中，振幅的第二寻找峰值(200p)的标识通过搜索信息信号频谱或输出信号频谱中的对应地在频率(f
hr2
)处的振幅的峰值来执行，该频率(f
hr2
)对应于振幅的第一寻找峰值的频率(f
hr
)的两倍。
[0066]
在根据前述方面中任一项的第三十四方面中，当从属于方面二十五时，其中，所述控制器(65)在以电子方式对所述至少一个光学检测器(57)的输出信号进行处理时，被配置为执行进行输出信号采样的参考窗口的电子选择，所述参考窗口具有预定长度，可选地小于1分钟长，或小于45秒长，或小于30秒长，或小于20秒长，或小于15秒长，或小于10秒长，其中，输出信号的部分构成输出信号的参考部分，并且其中，输出信号的至少部分的变换的电子计算是对输出信号的所述参考部分执行并且是在所述窗口化(windowing)之后执行。
[0067]
在根据前述方面的第三十五方面中，当从属于方面二十五时，其中，振幅的第一噪声峰值的标识和/或振幅的第一寻找峰值和/或振幅的所述第二寻找峰值的标识是通过在所述信息信号频谱或输出信号频谱的至少一部分上应用峰值检测算法执行的。
[0068]
在根据前述方面中任一项的第三十六方面中，当从属于方面二十五时，其中，峰值检测算法包括：考虑信息信号频谱或输出信号频谱的一部分，可选地，所述部分对应于第二
上频率区域(200u)；以及以电子方式计算所述频谱的导数以获得导数频谱，然后包括后续电子搜索和选择至少一个频率，其中，所述导数频谱改变符号，可选地其中，所述导数频谱在增加分析的频率的过程中将符号从正值改变为负值以标识正峰值，所述导数频谱将符号从正值改变为负值处的频率对应于所述峰值。
[0069]
在根据前述方面中任一项的第三十七方面中，当从属于方面二十五时，其中，控制器(65)被配置为运行的峰值检测算法包括：搜索所述信息信号频谱或输出信号频谱中局部相对最大振幅点，可选地，通过对所述频谱使用移动窗信号处理，所述部分对应于第二上频率区域(200u)；以及进一步选择与所述最大振幅点对应的频率作为峰值出现的频率。
[0070]
在根据前述方面中任一项的第三十八方面中，其中，峰值检测算法包括：在信息信号频谱或输出信号频谱的至少一部分内限定预定振幅的移动窗口，可选地，所述部分对应于第二上频率区域(200u)；并且以电子方式限定用于在信息信号频谱或输出信号频谱的所述至少一部分内的所述移动窗口的至少一个(特别地，多个)位置，并且对于所述位置，可选地对于每个所述位置，以电子方式计算所述窗口内的频谱的最大振幅，并以电子方式提取和存储对应于所述最大振幅的频率。
[0071]
在根据前述方面中任一项的第三十九方面中，当取决于方面11时，其中控制器(65)被配置为对多个第一、第二、第三、第四光学检测器(57)的输出信号进行电子处理，对所述光学检测器(57)的至少一部分、可选地所有光学检测器(57)的信号执行电子平均和/或滤波，以获得时域中的组合输出信号，并且其中对所述组合输出信号执行输出信号的至少参考部分的从时域到频域的变换，
[0072]
其中，第一光学检测器、第二光学检测器、第三光学检测器、第四光学检测器(57)的所述输出信号是通过第一光学检测器、第二光学检测器、第三光学检测器和第四光学检测器(57)接收信息信号的至少一部分的结果。
[0073]
在根据前述方面中任一项的第四十方面中，其中，控制器(65)被配置为用泵关联信号(300p)处理所述至少一个光学检测器(57)的输出信号，该泵关联信号(300p)的形状为在时间上循环和/或重复的，并且与泵循环点相关，以便获得结果信号(301)，该结果信号(301)的频谱看到与心跳或心率相关的分量或峰值相对于与所述装置的泵(11)的操作关联的分量或峰值的增强。
[0074]
在根据前述方面的第四十一方面中，其中，控制器(65)被配置为用所述泵关联信号(300p)处理所述至少一个光学检测器(57)的输出信号，以便呈现在所述处理的输出中产生的结果信号，该结果信号与其中所述泵在至少所述段(101)中提供脉冲的时间的部分对应地被归零，特别是周期性地或循环地归零。
[0075]
在根据前述方面四十和四十一中任一项的第四十二方面中，其中，控制器(65)还被配置为以电子方式计算所述结果信号(301)在预定时间长度的分析窗口上的平均幅度(vm)，并且还包括随后将所述结果信号(301)的至少一部分减去所述平均幅度(vm)，特别是其中所述结果信号(301)由于所述乘法而未被归零的部分，从而产生平均信号(301a)，该平均信号(301a)构成所述输出信号的参考部分，其中从时域到频域的变换至少对该参考部分执行。
[0076]
在根据前述方面四十至四十二中任一项的第四十三方面中，其中，所述控制器(65)被配置为通过经采样窗口以电子方式选择所述输出信号(200r)的至少部分地(可选
地，完全地)在时间上不重叠的多个部分来选择输出信号(200r)的多个参考部分(200w)，
[0077]-对于输出信号(200r)的所述多个参考部分(200w)中的每一个，执行从时域向频域的变换，获得多个信息信号频谱或多个输出信号频谱，该多多个输出信号频谱与对应的多个信息信号频谱相对应或相关；
[0078]-对于所述多个的每个有效载荷频谱或输出信号频谱：
[0079]-标识并丢弃所述信息信号频谱或输出信号频谱中振幅的第一噪声峰值，振幅的所述第一预定峰值对应于所述段(101)中源于至少一个泵(11)迫使流体循环进入至少所述段(101)的寄生流动扰动，或至少部分地与该寄生流动扰动相关联，
[0080]-在所述丢弃已经发生之后，执行对所述信息信号频谱或输出信号频谱中振幅的第一寻找峰值的电子标识和随后的选择，所述选择是通过对信息信号频谱或输出信号频谱中振幅的第二寻找峰值的标识以电子方式计算的，第二峰值对应于振幅的所述第一寻找峰值的二次谐波，
[0081]-以电子方式向临时心跳和/或心率频率(f
hr1
、f
hr2
、f
hr3
)分配对应于振幅的第一寻找峰值的频率；
[0082]-根据为每个所述频谱获得的多个临时心跳和/或心率频率值(f
hr1
、f
hr2
、f
hr3
)计算最终的(definitive)心跳和/或心率频率(f
hr
)。
[0083]
在根据前述方面中任一项的第四十四方面中，其中，根据前述权利要求，其中，最终的心跳和/或心率频率(f
hr
)是根据为每个所述频谱获得的多个临时心跳和/或心率频率值(f
hr1
、f
hr2
、f
hr3
)中的平均计算而计算出的。
[0084]
在根据前述方面中任一项的第四十五方面中，其中，所述控制器(65)被容纳在所述传感器(100)的主体中。
[0085]
在根据前述方面中任一项的第四十六方面中，其中，所述控制器(65)被配置为在所述控制器(65)未取得任何心跳频率(f
hr
)和/或未检测到任何心率值的情况下，和/或在所述控制器(65)在从所述信息信号中至少暂时已取得所述心跳频率(f
hr
)和/或没有检测到任何心率值之后，在随后的时间中在存在所述信息信号的同时未取得任何心跳频率(f
hr
)和/或未检测到任何心率值的情况下，激活警报信号。
[0086]
在第47a方面中，公开了一种用于取得导管段(101)中的心跳和/或心率的方法，所述方法通过非侵入式光学传感器(100)执行；所述方法的特征在于，该方法包括：
[0087]-通过所述段(101)传输光辐射信号，使得所述光辐射的至少一部分通过存在于所述段(101)内的液体的部分，特别是包括血液的液体的部分，传输由光辐射源执行(53)；
[0088]-通过基本上对应于所述段(101)布置的至少一个光学检测器(57)接收信息信号，所述信息信号包括由所述光辐射信号产生的已经至少部分通过存在于段(101)和/或段(101)本身的一部分中的血液的所述光辐射信号的更改版本，其中，所述信息信号被在段(101)中流动的血液的流动扰动更改，和/或与在段(101)中流动的血液的流动扰动相关，或作为在段(101)中流动的血液的流动扰动的函数，所述流动扰动至少部分地由源于跳动的心脏的流动脉冲产生，
[0089]-通过以下方式以电子方式处理所述至少一个光学检测器(57)的输出信号(200r)作为所述信息信号的至少一部分的检测结果：
[0090]-以电子方式计算输出信号(200r)的至少参考部分(200w)从时域向频域的变换，
获得信息信号频谱或对应于信息信号频谱的或与信息信号频谱相关的输出信号频谱，
[0091]-确定至少一个泵(11)是否正在迫使流体循环进入所述段(101)，
[0092]-在至少一个泵(11)正迫使流体循环进入所述段(101)的情况下，标识并且可选地丢弃所述信息信号频谱或输出信号频谱中振幅的第一峰值(f
p1
)，可选地，振幅的所述第一峰值(f
p1
)对应于振幅的第一噪声峰值，其对应于所述段(101)中的源于至少一个泵(11)迫使流体循环进入至少所述段(101)的寄生流动扰动，或至少部分地与该寄生流动扰动相关联，
[0093]-在所述丢弃已经发生之后，执行对所述信息信号频谱或输出信号频谱中振幅的第一寻找峰值的电子搜索或标识以及随后的选择，所述选择是通过对所述信息信号频谱或输出信号频谱中振幅的第二寻找峰值的标识以电子方式计算的，第二峰值对应于振幅的所述第一寻找峰值的二次谐波，
[0094]-以电子方式向至少临时心跳和/或心率频率(f
hr
)分配对应于振幅的第一寻找峰值的频率。
[0095]
在另一方面47b中，公开了一种用于取得导管段(101)中的心跳和/或心率的方法，所述方法通过非侵入式光学传感器(100)执行；所述方法的特征在于，该方法包括：
[0096]-通过基本上对应于所述段(101)布置的至少一个光学检测器(57)接收信息信号，所述信息信号包括已经至少部分通过存在于段(101)中的血液的光辐射信号的更改版本，其中，所述信息信号被在段(101)中流动的血液的流动扰动更改，和/或与该流动扰动相关，或作为该流动扰动的函数，所述流动扰动至少部分地由源于跳动的心脏的流动脉冲产生，
[0097]-通过以下方式以电子方式处理所述至少一个光学检测器(57)的输出信号(200r)作为所述信息信号的所述至少部分的检测结果：
[0098]-以电子方式计算输出信号(200r)的至少参考部分(200w)从时域向频域的变换，获得信息信号频谱或对应于信息信号频谱的或与信息信号频谱相关的输出信号频谱，
[0099]-确定至少一个泵(11)是否正在迫使流体循环进入所述段(101)，
[0100]-在至少一个泵(11)正迫使流体循环进入所述段(101)的情况下，标识并且可选地丢弃所述信息信号频谱或输出信号频谱中振幅的第一峰值(f
p1
)，可选地，振幅的所述第一峰值(f
p1
)对应于振幅的第一噪声峰值，该第一噪声峰值对应于所述段(101)中源于至少一个泵(11)迫使流体循环进入至少所述段(101)的寄生流动扰动，或至少部分地与该寄生流动扰动相关联，
[0101]-在所述丢弃已经发生之后，执行对所述信息信号频谱或输出信号频谱中振幅的第一寻找峰值的电子搜索或标识以及随后的选择，所述选择是通过对所述信息信号频谱或输出信号频谱中振幅的第二寻找峰值的标识以电子方式计算的，第二峰值对应于振幅的所述第一寻找峰值的二次谐波，
[0102]-以电子方式向至少临时心跳和/或心率频率(f
hr
)分配对应于振幅的第一寻找峰值的频率。
[0103]
在根据前述方面47a或47b的第四十八方面中，该方法还包括以下步骤：以电子方式加载对应于第一下频率区域(200l)和至少第二上频率区域(200u)的频率值，第二上频率区域(200u)位于所述第一下频率区域(200l)之上；
[0104]
输出信号的电子处理包括对信息信号频谱或输出信号频谱执行以下处理：
[0105]-滤除所述信息信号频谱或输出信号频谱的对应于第一下频率区域(200l)的部分，或
[0106]-丢弃位于所述第一下频率区域(200l)中的振幅的任何峰值，
[0107]
使得振幅的第一噪声峰值(f
p1
)的标识和丢弃以及振幅的第一寻找峰值的电子选择在所述至少第二上频率区域(200u)中执行。
[0108]
在根据前述方面47a、47b和四十八中任一项的第四十九方面中，该方法包括以电子方式存储所述下频率区域(200l)的上限频率值并将所述下频率区域(200l)的上限频率值设置为低于非生理性心脏脉冲的频率阈值，特别地，低于0.4hz，或低于0.5hz，或特别地，低于0.6hz，或低于0.7hz。
[0109]
在根据前述方面四十七至四十九中任一项的第五十方面中，该方法还包括以电子方式存储所述上频率区域(200u)的最低频率值并将所述上频率区域(200u)的最低频率值设置为对应于或高于所述下频率区域(200l)的上限频率值。
[0110]
在根据前述方面四十七至五十中任一项的第五十一方面中，其中，所述输出信号的所述电子处理包括通过滤波器级(63)对处于预定频率，可选地，低于10hz，或低于9hz，或低于8hz，或低于7hz，或低于6hz，或低于5hz，或低于4hz的输出信号进行低通滤波。
[0111]
在根据前述方面的第五十二方面中，其中，在以电子方式计算输出信号的至少参考部分从时域向频域的变换之前执行低通滤波。
[0112]
在根据前述方面四十七至五十二中任一项的第五十三方面中，该方法还包括与所述段(101)相对应地设置和/或布置所述非侵入式光学传感器(100)，以这种方式使得没有传感器的部件与流入所述段(101)的任何流体或血液接触，并且以这种方式使得所述传感器(100)的任何部件被引入所述段(101)的内腔中。
[0113]
在根据前述方面四十七至五十三中任一项的第五十四方面中，其中，振幅的第二寻找峰值(200p)的标识通过搜索在信息信号频谱或输出信号频谱中的对应地在频率(f
hr2
)处的振幅的峰值来执行，该频率(f
hr2
)对应于振幅的第一寻找峰值的频率(f
hr
)的两倍。
[0114]
在根据前述方面四十七至五十四中任一项的第五十五方面中，该方法还包括以下步骤：加载以电子方式预设的振幅阈值(200t)，以及随后将所述阈值(200t)电子应用到信息信号频谱或输出信号频谱，使得振幅的第一噪声峰值的标识和丢弃以及振幅的第一寻找峰值的电子选择仅在振幅超过阈值(200t)的那些峰值中执行。
[0115]
在根据前述两个方面中任一项的第五十六方面中，其中，振幅的第二寻找峰值(200p)的标识通过在信息信号频谱或输出信号频谱中在具有超过所述阈值(200t)的幅度的振幅峰值中进行搜索并在低于所述阈值(200t)的振幅峰值中进行搜索来执行。
[0116]
在根据前述方面四十七至五十六中任一项的第五十七方面中，其中，以电子方式对所述至少一个光学检测器(57)的输出信号进行处理时包括执行输出信号采样的参考窗口的电子选择，所述参考窗口具有预定长度，可选地小于1分钟长，或小于45秒长，或小于30秒长，或小于20秒长，或小于15秒长，或小于10秒长，其中，输出信号的部分构成输出信号的参考部分，并且其中，输出信号的至少部分的变换的电子计算在输出信号的所述参考部分上执行并且在所述窗口化之后执行。
[0117]
在根据前述方面四十七至五十七中任一项的第五十八方面中，其中，振幅的第一噪声峰值的标识和/或振幅的第一寻找峰值和/或振幅的所述第二寻找峰值的标识是通过
在所述信息信号频谱或输出信号频谱的至少部分上应用峰值检测算法执行的。
[0118]
在根据前述方面的第五十九方面中，其中，峰值检测算法包括：考虑信息信号频谱或输出信号频谱的一部分，可选地，所述部分对应于第二上频率区域(200u)；以及以电子方式计算所述频谱的导数以获得导数频谱，然后包括后续电子搜索和选择至少一个频率，其中，所述导数频谱改变符号，可选地其中，所述导数频谱在增加分析频率的过程中将符号从正值改变为负值以标识正峰值，所述导数频谱将符号从正值改变为负值处的频率对应于所述峰值。
[0119]
在根据前述方面四十七至五十九中任一项的第六十方面中，其中，峰值检测算法包括在所述信息信号频谱或输出信号频谱中搜索局部相对最大振幅点，可选地，通过对所述频谱使用移动窗信号处理，所述部分对应于第二上频率区域(200u)；以及进一步选择与所述最大振幅点对应的频率作为峰值出现的频率。
[0120]
在根据前述方面四十七至六十中任一项的第六十一方面中，其中，峰值检测算法包括在信息信号频谱或输出信号频谱的至少一部分内限定预定振幅的移动窗口，可选地，所述部分对应于第二上频率区域(200u)，并且以电子方式限定用于在信息信号频谱或输出信号频谱的所述至少一部分内的所述移动窗口的至少一个(特别地，多个)位置，并且对于所述位置，可选地对于每个所述位置，以电子方式计算所述窗口内的频谱的最大振幅，并以电子方式提取和存储对应于所述最大振幅的频率。
[0121]
在根据前述方面四十七至六十一中任一项的第六十二方面中，所述方法包括：布置所述至少一个光学检测器(57)，使得其主要检测方向与至少所述光辐射源(53)的辐射轴和/或主辐射瓣轴向对齐，可选地包括：将光学检测器(57)布置成在与光辐射源(53)的位置径向相对的位置与所述段(101)的外壁基本接触(53)。
[0122]
在根据前述方面四十七至六十二中任一项的第六十三方面中，该方法还包括：布置与所述段(101)基本对应的至少第二光学检测器(57)，使得其位于相对于光辐射源(53)的辐射轴或相对于光辐射源(53)的主辐射瓣的不同的径向方向处，或不同的角度处，以收集所述信息信号的反射和/或散射部分。
[0123]
在根据前述方面四十七至六十三中任一项所述的第六十四方面中，其中，所述不同的角度和/或所述不同的径向方向具有相对于光辐射源(53)的辐射轴或相对于光辐射源(53)的主辐射瓣0
°
、≤45
°
或≤90
°
或≤180
°
的角度。
[0124]
在根据前述方面四十七至六十四中任一项的第六十五方面中，该方法包括：
[0125]-布置与所述段(101)基本对应的第一光学检测器(57)，使得它基本上位于相对于光辐射源(53)的辐射轴或相对于光辐射源(53)的主辐射瓣成45
°
处；
[0126]-布置与所述段(101)基本对应的第二光学检测器(57)，使得它基本上位于相对于光辐射源(53)的辐射轴或相对于光辐射源(53)的主辐射瓣成45
°
处；
[0127]-布置与所述段(101)基本对应的第三光学检测器(57)，使得它基本上位于相对于光辐射源(53)的辐射轴或相对于光辐射源(53)的主辐射瓣成90
°
处；
[0128]-布置与所述段(101)基本对应的第四光学检测器(57)，使得它基本上位于相对于光辐射源(53)的辐射轴或相对于光辐射源(53)的主辐射瓣成180
°
处；
[0129]-通过第一光学检测器、第二光学检测器、第三光学检测器和第四光学检测器(57)接收信息信号的至少部分；
[0130]
其中，第一光学检测器、第二光学检测器、第三光学检测器和第四光学检测器(57)的输出信号的电子处理包括：对所述检测器的至少部分的信号、可选地所有那些检测器(57)的信号进行平均和/或滤波，以获得时域中的组合输出信号，并且其中对所述组合输出信号执行输出信号的至少参考部分的从时域到频域的变换。
[0131]
在根据前述方面四十七至六十五中任一项的第六十六方面中，其中，传输光辐射信号包括传输以至少一个预定波长为中心的光信号，可选地，该预定波长包括在红外区域中，在1.4μm到1000μm之间并且更具体地在5μm到350μm之间和/或在红色区域中在620nm到750nm之间。
[0132]
在根据前述方面四十七至六十六中任一项的第六十七方面中，其中，传输光辐射信号包括传输具有多个分量的光信号，可选地第一分量、第二分量、第三分量、第四分量，每个分量以预定波长为中心，该预定波长不同于所述多个分量中的其他分量以其为中心的波长，实现多波长光信号，可选地，其中，所述波长被包括在红外区域中在0.7μm到1000μm之间，更特别地在1μm到350μm之间或在790nm到820nm之间，例如，在800nm到810nm之间，和/或在红色区域中，在620nm到750nm之间。
[0133]
在根据前述方面四十七至六十七中任一项的第六十八方面中，其中，通过所述第一光学检测器、第二光学检测器、第三光学检测器和第四光学检测器(57)接收信息信号实现了空间和波长选择性接收，其中：
[0134]-第一光学检测器(57)以至少第一波长λ1为中心，该第一波长λ1对应于透射光信号的第一分量以其为中心的波长；
[0135]-第二光学检测器(57)以至少第二波长λ2为中心，该第二波长λ2对应于透射光信号的第二分量以其为中心的波长；
[0136]-第三光学检测器(57)以至少第三波长λ3为中心，该第三波长λ3对应于透射光信号的第三分量以其为中心的波长；
[0137]-第四光学检测器(57)以至少第四波长λ4为中心，该第四波长λ4对应于透射光信号的第四分量以其为中心的波长。
[0138]
在根据前述方面四十七至六十八中任一项的第六十九方面中，该方法还包括：用泵关联信号(300p)处理所述至少一个光学检测器(57)的输出信号，该泵关联信号(300p)的形状为在时间上循环和/或重复的，并且与泵循环点相关，以便获得结果信号(301)，该结果信号(301)的频谱看到与心跳或心率相关的分量或峰值相对于与所述装置的泵(11)的操作关联的分量或峰值的增强。
[0139]
在根据前述方面的第七十方面中，其中，所述处理包括：用所述泵关联信号(300p)处理所述至少一个光学检测器(57)的输出信号，以便呈现在所述处理的输出中产生的结果信号，该结果信号与其中所述泵在至少所述段(101)中提供脉冲的时间的部分对应地被归零，特别是周期性地或循环地归零。
[0140]
在根据前述方面六十八至七十中任一项所述的第七十一方面中，其中，所述至少一个光学检测器(57)的输出信号(200r)的电子处理包括以下步骤：
[0141]-在时域中将所述至少一个光学检测器(57)的所述输出信号与泵关联信号(300p)相乘，该泵关联信号(300p)的形状在时间上是循环的和/或重复的，并且与泵循环点相关，所述相乘导致生成结果信号(301)；所述泵关联信号(300p)对应于其中所述泵在至少所述
段(101)中提供脉冲的时间的部分被周期性地或循环地归零。
[0142]
在根据前述三个方面中任一项的第七十二方面中，其中，所述泵关联信号(300p)是方波，该方波对应于其中所述泵不在至少所述段(101)中提供脉冲的时刻具有预定值，并且对应于其中所述泵在至少所述段(101)中提供脉冲的时间部分被归零。
[0143]
在根据前述方面六十八至七十二中任一项的第七十三方面中，该方法还包括：以电子方式计算所述结果信号(301)在预定时间长度的分析窗口上的平均幅度(vm)，并且还包括随后将所述结果信号(301)的至少一部分减去所述平均幅度(vm)，特别是其中所述结果信号(301)由于所述乘法而未归零的部分，从而产生平均信号(301a)，该平均信号(301a)构成所述输出信号的参考部分，从时域到频域的变换至少对该参考部分执行。
[0144]
在根据前述方面四十七至七十三中任一项的第七十四方面中，该方法包括：
[0145]-通过采样窗口以电子方式选择所述输出信号(200r)的至少部分地(可选地，完全地)在时间上不重叠的多个部分来选择输出信号(200r)的多个参考部分(200w)，
[0146]-对于输出信号(200r)的所述多个参考部分(200w)中的每一个，执行从时域向频域的变换，获得多个信息信号频谱或多个输出信号频谱，该多多个输出信号频谱与对应的多个信息信号频谱相对应或相关；
[0147]-对于所述多个的每个有效载荷频谱或输出信号频谱：
[0148]-标识并丢弃所述信息信号频谱或输出信号频谱中振幅的第一噪声峰值，振幅的所述第一预定峰值对应于所述段(101)中源于至少一个泵(11)迫使流体循环进入至少所述段(101)的寄生流动扰动，或至少部分地与该寄生流动扰动相关联，
[0149]-在所述丢弃已经发生之后，执行电子标识和随后选择所述信息信号频谱或输出信号频谱中振幅的第一寻找峰值，所述选择是通过对信息信号频谱或输出信号频谱中振幅的第二寻找峰值的标识以电子方式计算的，第二峰值对应于振幅的所述第一寻找峰值的二次谐波，
[0150]-以电子方式向临时心跳和/或心率频率(f
hr1
、f
hr2
、f
hr3
)分配对应于振幅的第一寻找峰值的频率；
[0151]-根据为每个所述频谱获得的多个临时心跳和/或心率频率值(f
hr1
、f
hr2
、f
hr3
)计算最终的心跳和/或心率频率(f
hr
)。
[0152]
在根据前述方面的第七十五方面中，其中，最终的心跳和/或心率频率(f
hr
)是根据为每个所述频谱获得的多个临时心跳和/或心率频率值(f
hr1
、f
hr2
、f
hr3
)中的平均计算计算出的。
[0153]
在根据前述方面四十七至七十五中任一项的第七十六方面中，其中，信息信号基本上不因段(101)的接收到所述信息信号的至少一部分的大小和/或几何形状变化而更改，和/或基本上与段(101)接收到所述信息信号的至少一部分的大小和/或几何形状变化不相关，或基本上不是段(101)接收到所述信息信号的至少一部分的大小和/或几何形状变化的函数，所述大小和/或几何形状变化是段(101)中流动的血液的所述流动扰动的结果。
[0154]
在根据前述方面四十七至七十六中任一项的第七十七方面中，该方法还包括：在通过所述电子搜索或标识和随后选择信息信号中振幅的第一寻找峰值无法取得临时心跳和/或心率频率的情况下，或者所述信息信号频谱或所述输出信号频谱中振幅的所述第一寻找峰值不与对应于振幅的所述第一寻找峰值的二次谐波的第二峰值相关联的情况下，或
者在所述信息信号频谱或所述输出信号频谱中对应于振幅的第一寻找峰值的其他峰值中不具有对应于所述第一寻找峰值的二次谐波的对应的第二峰值的情况下，激活警报，可选地激活可视警报或听觉警报。
[0155]
在根据前述方面四十七至七十七中任一项所述的第七十八方面中，其中，振幅的所述第二寻找峰值布置在基本上对应于所述第一峰值所在频率的两倍的频率处。
[0156]
在根据前述方面四十七至七十八中任一项的第七十九方面中，该方法还包括：
[0157]-以电子方式计算振幅的第一峰值的频率(f
p1
)与所述心跳和/或心率频率(f
hr
)之间的差的步骤，该振幅的第一峰值的频率(f
p1
)至少部分地与所述段(101)中的且源于至少一个泵(11)的寄生流动扰动相关联；
[0158]-将述差(可选地，所述差的绝对值)与预定差阈值以电子方式进行比较的步骤，
[0159]-在所述差(可选地，所述差的绝对值)低于所述阈值的情况下，生成警告信号的步骤。
[0160]
在根据前述方面的第八十方面中，该方法还包括：根据所述差，可选地根据所述差的所述绝对值来适配用于血液处理的装置的至少血液泵(11)的旋转速度或流速的步骤。
[0161]
在根据前述方面的第八十一方面中，其中，所述适配使得振幅的第一峰值的频率(f
p1
)离开所述心跳和/或心率频率(f
hr
)，该振幅的第一峰值的频率(f
p1
)至少部分地与所述段(101)中的且源于至少一个泵(11)的寄生流动扰动相关联。
[0162]
任何一个方法步骤都可以由传感器的控制器65执行。此外，任何一个传感器特征都可以是根据方法方面的传感器的一部分。
[0163]
在第八十二方面中，公开了一种存储在非暂时性存储器支持件上的软件程序，包括适合在至少一个数据处理单元上加载和执行的软件代码部分，所述软件代码部分被配置为引起根据前述方面四十七至八十一中的一个或多个的方法的步骤的执行。
[0164]
在第八十三方面中，一种分布式计算环境，包括多个数据处理单元，被配置为可操作地彼此连接；所述分布式计算环境被配置为使得执行根据前述方面四十七至八十一中的一个或多个的方法的步骤。
[0165]
在第八十四方面中，公开了一种用于体外血液处理的装置，包括：
[0166]
a)血液泵(11)，被配置为至少控制血液回路(6、7)中的血液流动，
[0167]
b)用于血液的体外处理的回路，包括：
[0168]-过滤单元(2)，具有由半透膜(5)分隔开的主腔室(3)和次腔室(4)；
[0169]-血液回路(6、7)，包括具有连接到主腔室(3)的入口的第一端部的血液抽取管线(6)和具有连接到主腔室(3)的出口的第一端部的血液返回管线(7)，所述血液抽取管线(6)和所述血液返回管线(7)被设计成连接到患者心血管系统，
[0170]
其中，血液抽取管线(6)的第二端部设置有动脉连接器(40)，血液返回管线(7)的第二端部设置有静脉连接器(41)，所述动脉连接器(40)和所述静脉连接器(41)被设计成可拆卸地连接到患者的血管通路；并且其中，所述血液回路被配置为与血液泵(11)接口连接以控制血液回路(6、7)中的流动；以及
[0171]-次腔室(4)，设置有用于流出流体管线(13)的出口并且可选地设置有用于透析流体管线(19)的入口；以及
[0172]
c)根据方面一至四十六中的一个或多个的传感器。
[0173]
在根据前述装置方面的第八十五方面中，其中，所述血液回路包括所述段(101)。
[0174]
在根据前述装置方面中任一项的第八十六方面中，其中，所述血液回路是一次性血液回路。
[0175]
在根据前述装置方面中任一项的第八十七方面中，其中，一次性回路还包括连接到血液回路(6、7)的至少一个流体管线(15、21、25、42；42a)。
[0176]
在根据前述装置方面中任一项的第八十八方面中，其中，所述段(101)由一种材料制成，特别是医用级塑料材料制成，该医用级塑料材料对光辐射，特别是对红外线和/或可见光辐射具有预定程度的透明度。
[0177]
在根据前述装置方面中任一项的第八十九方面中，其中，所述传感器布置在所述血液泵(11)的下游，可选地布置在过滤单元(2)的上游。
[0178]
在根据前述装置方面中任一项的第九十方面中，其中，所述传感器布置在大致靠近所述静脉连接器(41)的位置中。
[0179]
在根据前述装置方面中任一项的第九十一方面中，其中，所述装置还至少包括用户界面，特别是图形用户界面，所述用户界面被配置为允许至少查看所述心跳频率(f
hr
)，所述装置还被配置为在所述传感器(100)未检测到任何心跳频率(f
hr
)的情况下发送警报信号，特别是可视警报信号和/或听觉警报信号。
[0180]
在根据前述装置方面中任一项的第九十二方面中，其中，传感器被直接约束到作为血液回路(60)的一部分的管的外部。
[0181]
在根据前述装置方面中任一项的第九十三方面中，其中，管是具有圆形的内部截面和外部截面的柔性且光学透明的管，特别地，该管不包括对应于所述传感器的刚性试管(cuvetter)。
[0182]
在根据前述装置方面中任一项的第九十四方面中，其中，传感器被配置为被直接约束到作为血液回路(60)的一部分的具有圆形的内部截面和外部截面的管的任何外部部分。
[0183]
在根据前述装置方面中任一项的第九十五方面中，其中，传感器被直接约束到刚性且光学透明的刚性试管，该刚性试管耦接到血液回路以允许血流通道，特别是限定所述导管的试管。
[0184]
在根据前述装置方面中任一项的第九十六方面中，其中，血液回路上没有附加传感器用于确定心跳频率(f
hr
)和/或心率值。特别地，本方面的非侵入式心跳传感器是用于确定心跳频率(f
hr
)和/或心率值的排他的且唯一的传感器。
[0185]
在第九十七方面中，提供了一种用于心跳传感器的控制单元，特别是用于适合与导管段(101)对应地安装的非侵入式光学心跳传感器的控制单元，以便从分析流入所述段(101)的血液的流动扰动中取得心跳和/或心率，所述控制单元(65)被配置为使得：
[0186]-通过所述段(101)传输光辐射信号，使得所述光辐射的至少一部分通过存在于所述段(101)内的液体的一部分，特别是包括血液的液体的一部分，传输由光辐射源(53)执行；
[0187]-通过基本上对应于所述段(101)布置的至少一个光学检测器(57)接收信息信号，所述信息信号包括由所述光辐射信号产生的已经至少部分通过存在于段(101)和/或段(101)本身的一部分中的血液的所述光辐射信号的更改版本，其中，所述信息信号被在段
(101)中流动的血液的流动扰动更改，和/或与该流动扰动相关，或作为该流动扰动的函数，所述流动扰动至少部分地由源于跳动的心脏的流动脉冲产生，
[0188]-控制单元(65)还被配置为通过以下方式以电子方式处理所述至少一个光学检测器(57)的输出信号(200r)作为所述信息信号的至少一部分的检测结果：
[0189]-以电子方式计算输出信号(200r)的至少参考部分(200w)从时域向频域的变换，获得信息信号频谱或对应于信息信号频谱或与信息信号频谱相关的输出信号频谱，
[0190]-标识和丢弃所述信息信号频谱或输出信号频谱中振幅的第一峰值(f
p1
)，可选地，振幅的所述第一峰值(f
p1
)对应于振幅的第一噪声峰值，第一噪声峰值对应于所述段(101)中源于至少一个泵(11)迫使流体循环进入至少所述段(101)的寄生流动扰动，或至少部分地与该寄生流动扰动相关联，
[0191]-在所述丢弃已经发生之后，执行电子搜索或标识并随后选择所述信息信号频谱或输出信号频谱中振幅的第一寻找峰值，所述选择是通过对所述信息信号频谱或输出信号频谱中振幅的第二寻找峰值的标识以电子方式计算的，第二峰值对应于振幅的所述第一寻找峰值的二次谐波，
[0192]-以电子方式向至少临时心跳和/或心率频率(f
hr
)分配对应于振幅的第一寻找峰值的频率。
[0193]
根据任何前述方面的传感器可以定位在血液回路的任何管段上以检测心跳频率(f
hr
)和/或心率值，即，在动脉管线6上或在静脉管线7上。
[0194]
此外，传感器可以不需要任何专用的试管或耦接元件，而是可以定位在血液回路的任何圆形管部分周围。
附图说明
[0195]
本公开的前述和其他相关技术方面将在本公开的后续部分中借助附图进行描述，其中：
[0196]-图1a和图1b示出了可以向其提供本公开的传感器的血液处理装置的实施例的示意图；
[0197]-图2示出了本公开的传感器的操作原理；
[0198]-图3示出了根据本公开的传感器的示意图；
[0199]-图3a示出了根据本公开的传感器处于操作配置的透视图，在操作配置中，其主体是打开的以允许将血液回路的管或导管的段抽出或将血液回路的管或导管的段引入到其中设置有感测元件的空腔中；
[0200]-图3b示出了根据本公开的传感器的特定实施例的电路配置的透视图；
[0201]-图4示出了通过本公开的传感器对象执行的信号处理操作的示意框图；
[0202]-图5示出了由根据本公开的传感器的检测器部件提供的输出电信号的示例图；
[0203]-图6示出了频域图，其示出了通过本公开的传感器检测到的背景噪声、由装置的至少一个泵的操作引起的噪声以及与心脏提供的实际血液脉冲相关的峰值的组合频谱峰值；
[0204]-图7示出了流程图，其示出了用于通过本公开的非侵入式传感器检测心跳和/或心率的方法的步骤；
[0205]-图8示出了对应于根据本公开的传感器的检测器的输出信号的原始信号和用于处理输出信号的泵关联的方波信号的组合图；
[0206]-图9示出了组合图，其中，上部分表示输出信号与泵关联的方波信号之间相乘的所得到的信号乘积，并且其中，下部分表示已经去除未归零部分的平均值后与上述信号对应的另一个信号；
[0207]-图10示出了组合图，其中，上部分表示由根据本公开的传感器读取的由泵和心脏引起的脉冲的频域频谱，而没有如图8和图9中示意性示出的对原始输出信号进行处理，并且其中，下部分表示按照图8和图9的程序处理检测器的输出信号的结果，其中，可以看到与由心脏引起的血液脉冲相关的峰值脉冲则如何具有显著高于先前的幅度，现在的幅度与泵的幅度相当；
[0208]-图11示出了图8、图9和图10中公开的方法的示意流程图；以及
[0209]-图12示出了图1a或图1b的装置的柜体结构的示意性前视图。
具体实施方式
[0210]
本说明书首先公开了一种非侵入式的、可重复使用的(即，非一次性的)心跳传感器，其操作利用光辐射来检测流体中的流动变化，该流体包括流入导管(特别是被配置为安装在体外血液处理装置1中的血液回路的导管或管)中的血液。
[0211]
定义
[0212]
为了本公开的目的：
[0213]-按照“非侵入式”应指定任何装置，特别是传感器，它不与用户的身体接触，特别是既不被配置为被引入用户的身体也不与流入导管段的用户的流体、特别是血液接触，特别是直接接触，以执行其被构思用于的检测；
[0214]-按照“流动变化”应意指流体(特别地但是在非限制范围内，血液或含有极大部分的血液的流体)的流动或密度或容积的局部变化，
[0215]-按照“光辐射”应指指位于红外辐射、可见辐射或紫外辐射的频谱内的任何电磁场辐射，即，根据iso标准21348真空中波长基本上被包括在1000μm(300ghz，对应于远红外)到10nm(3000thz，对应于极紫外)之间的任何辐射；
[0216]-按照“红外辐射”应意指真空中波长介于0.7μm到1000μm之间，更特别是介于1μm到350μm之间或介于790nm到820nm之间，例如，介于800nm到810nm之间的任何辐射；
[0217]-按照“可见辐射”应意指真空中波长基本上介于400到750nm之间的任何辐射，以及
[0218]-按照“红色辐射”应意指真空中波长基本上介于620nm到750nm之间的任何辐射。
[0219]
正如上文所公开的，根据本公开的传感器被配置为安装在用于体外血液处理的装置1中或被配置为安装在适合安装在所述装置上的血液回路的段101上，该装置1可以被配置为实现以下处理中的一个或多个：血液透析(hd)、具有前稀释的血液滤过(hfpre)、具有后稀释的血液滤过(hfpost)、具有前稀释和后稀释的血液滤过(hfpre-post)、具有前稀释的血液透析滤过(hdfpre)、具有后稀释的血液透析滤过(hdfpost)、具有前稀释和后稀释的血液透析滤过(hdfpre-post)、超滤(uf)。
[0220]
装置简要描述
[0221]
为了使本文所公开的传感器的操作的展示和上下文的清楚起见，在下文中提供了装置1的简要描述。图1a和图1b中示出了用于血液的体外处理的装置1的非限制性实施例，该装置1可以实现本发明的创新方面。在下面的描述中以及在图1a和图1b中，相同的组件由相同的附图标记标识。
[0222]
装置1包括至少一个传感器100，其可以被配置为至少确定心跳和/或心率。从下面的描述中可以看出，传感器100可以被放置在液压回路、特别是血液回路60上的任何位置。图1a示出了适用于慢性处理的装置1，图1b公开了适用于提供急性处理的装置；这两种装置都被配置为提供如超滤、血液透析和血液透析滤过的处理中的任何一个。
[0223]
装置1包括处理单元2(例如，血滤器、超滤器、血液透析滤器、透析器、血浆过滤器等)，其具有由半透膜5分隔开的主腔室3和次腔室4；根据处理，可以选择处理单元2的膜5以具有不同的特性和性能。血液抽取管线6连接到主腔室3的入口，血液返回管线7连接到主腔室3的出口。血液抽取管线6、主腔室3和血液返回管线7是体外血液回路的一部分，在图1a和图1b中用附图标记60全局标识。在使用中，血液抽取管线6和血液返回管线7连接到针或导管或其他进入装置(未示出)，然后针或导管或其他进入装置被放置成与患者血管系统流体连通，使得血液可以通过血液抽取管线抽取，流过主腔室，然后通过血液返回管线返回患者的血管系统。如图1b中用弯箭头f标记的，由血液泵11施加的流体的正常流动是从动脉连接器40到静脉连接器41；因此，考虑到这种流动，将提及措辞“下游”和“上游”。图1a示出了血流流速q
bin
及其正常流动方向。在非限制性解决方案中，血液抽取管线6和血液返回管线7由透明塑料材料制成，这允许例如标识流体流动、其中存在气泡或空气或甚至堵塞物(通过专用传感器)。至少血液抽取管线和血液返回管线的内部部分，特别是本文所述的一次性回路的任何部分由专门为医疗应用而设计的材料制成，特别地由相容的塑料材料制成，并且该塑料材料在与体内流体和/或脂类(例如，药物或营养素的脂类)接触时不会释放物质。这种塑料可以是例如pvc，特别是高品质医用pvc。空气分离器(例如，气泡捕集器8)可以存在于血液返回管线上；体外血液回路由装置1的支撑框架70a以常规方式提供的一个或多个保持器支撑。例如，如图12所示，体外血液回路60可以由保持气泡捕集器的保持器71、保持处理单元2的保持器72和定位成与血液泵相对应的保持器73支撑。由控制单元10控制的安全夹9可以存在于气泡捕集器8下游的血液返回管线上。可以存在气泡传感器8a，例如与气泡捕集器8相关联或耦接到管线7在气泡捕集器8与夹具9之间的部分：如果存在的话，则气泡传感器连接到控制单元10并向控制单元发送信号以用于控制单元在高于一定安全阈值的一个或多个气泡被检测到的情况下使夹具9关闭。通过血液管线的血流可以由血液泵11(例如，蠕动血液泵)控制，该血液泵11作用在血液抽取管线(如图1所示)或血液返回管线上。操作者可以输入血液流速qb的设定值：控制单元10在处理期间被配置为基于设定的血液流速控制血液泵。注意，控制单元10还可以连接到用户界面12(例如，图形用户界面)，其接收操作者的输入(例如，尤其是血液流速的设定值)并显示装置输出。例如，图形用户界面12可以包括用于显示输出和允许用户输入的触摸屏，或者显示屏和用于输入用户输入的硬键，或者它们的组合。被配置为排出来自次腔室4的流出流体的废透析液管线13在一个端部处连接到次腔室4的出口，并且在其另一个端部处连接到废物部(waste)，该废物部可以是收集从次腔室提取的流体的排放导管或流出流体容器14(图1和图2中的虚线)。流出流体泵17在控制单元10的控制下对废透析液管线13操作以调节流出流体通过废透析液管线的流速qd
out
。
净超滤(即，跨处理单元2的半透膜从血液中去除的净流体)可以由新鲜透析流体管线19上的透析流体泵21与流出流体泵17之间的流速差来确定。替代地(或组合地)，该装置还可以包括超滤管线25，该超滤管线25从废透析液管线13分支出来并且设置有相应的超滤泵27，该超滤泵27也由控制单元10控制以引起沿着超滤管线的流速qf。图1a和图1b的实施例示出了连接到血液抽取管线的前稀释流体管线15：该管线15从连接在前稀释流体管线的一个端部处的输注流体容器16供应置换流体。虽然图1a将容器16示出为输注流体的来源，但这不应以限制性的方式解释：实际上，输注流体可以替代地来自在线制备区。注意，作为前稀释流体管线的替代方案，图1a的装置可以包括后稀释流体管线(图1a中未示出)，其将输注流体容器或输注溶液的在线制备区连接到血液返回管线。最后，作为进一步的替代方案(图1a中未示出)，该装置可以包括前稀释流体管线和后输注流体管线两者：在这种情况下，每个输注流体管线可以连接到相应的输注流体容器或者可以接收来自同一输注流体源(例如，同一输注流体容器或在线制备区)的输注流体。在输注流体为在线制备的情况下，输注流体源可以是装置1的在线制备区部件(即，作为下文所述的在线制备区200)或不同的设备，其类似于区200并连接到一个或多个输注管线，并被配置为向后稀释管线和/或前稀释管线供应流体(参见图1a)。此外，输注泵18对输注管线15操作以调节通过输注管线15的流速q
rep1
。注意，在两条输注管线(前稀释输注管线和后稀释输注管线)的情况下，每条输注管线可以设置有相应的输注泵。图1a的装置还包括流体制备管线19，其在一个端部处与水入口相连，在其另一个端部处与过滤单元的次腔室4的入口相连以向次腔室4供应新鲜的处理液。透析流体泵21在所述控制单元10的控制下工作在流体制备管线上，以将流体以流速q
din
从新鲜处理液源(例如，容器或用于在线制备新鲜透析液的区200)供应到次腔室。在图1a的示例中，管线19将血液透析器或血液透析过滤器2链接到被配置为制备透析液的在线制备区200：区200包括主管线201，其上游端被设计为连接到供水部。第一次级管线102和第二次级管线103连接到主管线201并且被配置为至少供应必要量的缓冲物和必要量的电解质。可以环回到主管线201上的第一次级管线102被配置为装配第一容器104，例如，包含缓冲物的袋子或套筒或其他容器。管线102还配备有第一计量泵105，用于将缓冲物计量加入新鲜处理液中：如图1a所示，泵可以位于第一容器104的下游。泵105的操作可以由控制单元10基于以下项之间的比较进行控制：1)在主管线201和第一次级管线102的接合处形成的溶液的缓冲物浓度的设定点值，与2)通过位于第一容器104下游的第一次级管线中或就在主管线201与第一次级管线102之间的接合处的下游的主管线201中的第一探头106测得的该混合物的缓冲物浓度的值。此外，第二次级管线103的自由端旨在接收来自第二容器107的流体，该第二容器107包含浓缩的盐溶液，例如，诸如氯化钠、氯化钙、氯化镁和氯化钾等电解质。在变型中，第二次级管线103也可以环回到主管线201上。此外，在希望从相应的容器馈送单独的电解质或电解质组合物的情况下，可以设想多个独立的第二次级管线103。注意，第二次级管线103配备有第二计量泵108，用于将电解质计量加入新鲜处理液中；第二计量泵的操作取决于以下项之间的比较：1)在主管线201与第二次级管线103的接合处形成的溶液的电导率设定点值或电解质浓度设定点值，与2)通过位于第二容器107下游的第二次级管线中或就在主管线201与次级管线103之间的接合处下游的主管线201中的第二探头109测得的该溶液的电导率或电解质浓度的值。注意，容器104和107中所含浓缩物的具体性质可能根据环境和要制备的新鲜处理液的类型而变化。此外，第一探头和第二探头的性质和位置可能取
决于使用的缓冲物的类型、采用的电解质浓缩物的类型以及由主管线和次级管线形成的回路的具体配置。此外，如已经提到的，在需要添加多种不同类型的物质以制备新鲜处理流体的情况下，可以使用具有相应的浓缩物容器和相应的计量泵的多于两条的次级管线。第二探头通常是电导仪，被配置为测量过滤单元2上游的透析流体电导率σ
in
。当然，透析流体电导率σ
in
由操作者设置或由装置在治疗期间设置和控制。对应地，该装置包括另一个电导率计112，该电导率计112被放置在废透析液管线13上以感测过滤单元2下游的透析流体的电导率σ
out
。电导率计109和112都向装置的控制单元10提供相应的测量信号。流量传感器110、111(容积型或质量型)可用于测量每条管线中的流速。流量传感器连接到控制单元10。在图1a的示例中，其中输注管线15和超滤管线25通向相应的容器或袋子16、23，可以使用标尺来检测输送或收集的流体量。例如，图1a的装置包括第一标尺33和第二标尺34，该第一标尺33可操作以提供与收集在超滤容器23中的流体量相关的重量信息w1，该第二标尺34可操作以提供与从输注容器16供应的流体量相关的重量信息w2。图1b的实施例示出了替代的装置1，该装置1被设计用于提供如血液透析、血液滤过、血液透析滤过和超滤的急性处理。在图1b中示出的装置中，针对图1a的实施例描述的相同组件由相同的附图标记标识，因此不再描述。与图1a的血液透析滤过装置不同，图1b的装置未呈现在线流体制备，因为所有流体都被预先包装在无菌容器中。新鲜的透析流体被包含在新鲜的透析容器43中。另外，流体管线19和流出物管线13是一次性类型的并且直接且不可移除地约束到处理单元2。因此，透析泵21和流出物泵17是蠕动泵(而不是根据图1a的实施例的容积泵)。图1b的实施例呈现了连接到血液抽取管线6的前稀释流体管线15：该管线15从连接在前稀释流体管线的一个端部处的输注流体容器16供应置换流体。此外，该装置还可包括输注泵18，其在输注管线15上操作以调节通过输注管线的流速q
rep
。注意，作为前稀释流体管线的替代或与其结合，该装置可以包括将输注流体容器29连接到血液返回管线7的后稀释流体管线28。另一个泵30(例如，蠕动泵)可以在控制单元10的控制下作用在后稀释流体管线28上，因此也是用于调节通过流体管线的流量的装置的一部分。此外，图1b中所示的一次性回路可呈现另一个输注管线31，其在一个端部处与位于血液泵11上游的血液抽取管线6连接，而在其另一个端部与另一个输注流体容器32连接，该输注流体容器32例如可能含有药物或诸如柠檬酸盐溶液等局部抗凝剂。该另一个输注管线在本文中被称为前血液泵前稀释输注管线31。用于调节的装置包括pbp泵22(例如，由控制单元10控制的蠕动泵)，其作用于前血液泵前稀释输注管线31的段上以调节前血液泵输注率qpbp。泵22通常是装置1的一部分，因此不是一次性用品的一部分。作为上述流体管线的替代或与其结合，图1b的装置可以包括一个或多个辅助管线42，其在一个端部处与血液抽取管线6连接。图2示出了单个辅助管线。图2中未示出的另一个泵(例如，蠕动泵)可以在控制电路10的控制下作用在辅助管线上，因此也是用于调节通过流体管线的流量的所述装置的一部分。在图1a的实施例中，该装置包括第一标尺33和第二标尺34，该第一标尺33是可操作的以提供与收集在超滤容器23中的流体量相关的重量信息w1，该第二标尺34是可操作的以提供与收集在输注流体容器16中的流体量相关的重量信息w1。标尺都连接到控制单元10，并提供所述重量信息wi，用于控制单元确定每个容器中的实际流体量以及由每个容器供应的流体的实际流速或在每个容器中接收到的流体的实际流速。图1b还包括第三标尺35、第四标尺36和第五标尺37，以分别检测新鲜透析容器43、柠檬酸盐输注容器32和后输注流体容器29的重量。在图1a的示例中，为了控制供应到次腔室4的
流体量与从次腔室抽取的流体量之间的流体平衡，位于新鲜透析液管线和废透析液管线13上的流量传感器110、111向控制单元10提供指示通过相应的管线的流体流量的信号，并且一个或多个标尺提供重量信息，该重量信息允许控制单元推导出通过超滤管线25(以及如果存在的话，通过输注管线15)的流速。控制单元被配置为至少控制泵17、21和27，以确保在规定的处理时间的过程中实现预定的患者流体去除，如(例如，经由用户界面12)提供给控制单元的处方所要求的那样。注意，可以使用其他流体平衡系统：例如，在装置包括作为新鲜处理液的来源的容器和用于收集废物的容器(参见图1b)的情况下，则可以使用标尺来检测由每个容器输送或收集的流体量，然后相应地通知控制单元。作为另一个替代方案，可以使用基于容积控制的系统，其中制备管线19和废透析液管线13连接到平衡腔室系统，以确保在每个瞬间，流入管线19中的流体量与从管线13离开的流体量相同。从结构的角度来看，一个或多个容器104、107、16、23可以是一次性塑料容器。血液管线6、7和过滤单元也可以是塑料一次性组件，其可以在治疗期开始时安装，然后在治疗期结束时丢弃。泵(例如，蠕动泵或正排量泵)，已被描述为用于调节通过每条管线的流体流量的装置；然而，应当注意，可以替代地采用其他流量调节装置，例如，诸如阀或阀和泵的组合等。标尺可以包括压电传感器、或应变仪、或弹簧传感器、或能够感测施加在其上的力的任何其他类型的换能器。
[0224]
传感器说明
[0225]
根据本公开的传感器利用光辐射的物理特性的变化来检测流体中的流动变化，该流体包括流入用于体外血液处理的管或导管的段101的血液。得出结论，段101应提供对于测量中涉及的光辐射的波长的一些透明度。特别地，作为本公开的目标的传感器100允许检测血液，尤其是红细胞浓度随时间的变化，通过它可以标识心跳并因此标识心率；更详细地说，当通过适当的光辐射进行辐射时，辐射通过血液的传输根据血液的浓度而变化，特别是作为红细胞浓度的函数而变化，而血液的浓度又会根据由心跳产生的流量峰值而变化。因此，计算流量峰值，即，辐射传输的峰值(或对应的降低)的节奏可以检测心跳，从而检测心脏跳动的频率。
[0226]
根据本公开的传感器100是非侵入式的并且允许连续监测心跳，该心跳可能持续而没有显著中断地达任何想要的时间，且持续患者所经受的标准或急性治疗所要求的整个血液处理长度。由于在正常操作过程中，传感器的任何部分都不会与用户的血液接触，因此作为本公开的目标的传感器是可重复使用的，因此不构成所谓的一次性设备。这样，可以在其板上布置一些处理智能，而不涉及相关的更换成本，否则在已知的传感器与血液接触的任何情况下都会存在这些更换成本。特别地，传感器100放置在血液回路(具体为血液抽取管线6和/或血液返回管线7)的段上。可以根据情况使用多于一个的传感器100，并且将传感器100放置在沿着导管的不同位置。在非限制性范围内，布置在传感器的主体内的电路的任何电子敏感部分都应根据适当的ip标准受到适当的保护以免受外部代理的影响，以便如果在这种情况下，传感器可以在被新安装以用于后续处理时，以方便的方式被清洗、清洁、杀菌或消毒，而不会有明显的损坏风险，也不会污染血液管线。
[0227]
一般而言，根据图2的示意图，传感器100包括至少一个光源55，其发射通过填充有包括血液的流体的导管段101的光辐射。因此，光辐射穿过导管段101的壁和其中包含的流体，然后到达至少能够检测接收到的光辐射的振幅的变化的光学传感器57。传感器传输输出信号200r，输出信号200r然后被适当处理以提取心率。在图3中公开的特定实施例中，传
感器100包括仅在附图中示意性表示的塑料壳体51。壳体51被设计成紧密耦接到体外血液回路60的血液管线段61，在血液管线段61处，需要测量血液或血浆参数。壳体51可以是独立的主体或者可以附接到装置的支撑框架70a或者是装置的支撑框架70a的一部分。例如，壳体51可以附接到支撑框架的前面板(参见图12)并且被配置为容纳体外血液回路的至少一个(在附图的示例中仅绘出一个)段61。为此目的，壳体51可以直接与血液管线管的一部分(即，血液抽取管线6或血液返回管线7的柔性透明塑料管的圆形横截面段)是形状匹配的。壳体可以是开闭(open-and-close)壳体，限定旨在容纳血液回路的管的内部贯穿通道52。
[0228]
值得注意的是，壳体51可以由两个或更多个部件51a、51b制成，这些部件可以是分开的，也可以是接合(例如，铰接)在一起的，以限定非耦接配置(参见图3a)和耦接配置(参见图3)。在耦接配置中，贯穿通道52与待容纳的管是形状匹配的，以便完美地与管耦接并容纳管。可以注意到，第一部件51a限定贯穿通道52的形状匹配部分的第一部分，而第二部件51b限定贯穿通道52的形状匹配部分的第二部分：更详细地，在附图中这些部件是相同形状的半圆。示意图示出了柔性血液管耦接到传感器100的情况。然而，替代地，壳体51可以成形为与刚性试管(例如，用于来自baxter的传感器的试管)耦接。在这种情况下，血液回路的柔性管具有适当地应用的刚性试管，使得在体外血液回路60中流动的血液通过试管本身；在后一种情况下，贯穿通道与试管的外表面是形状匹配的，该试管的外表面不一定是圆形的，而是替代地，可以具有平坦的外表面(多边形截面)。
[0229]
显然，在壳体将应用于体外血液回路60的圆形柔性管的情况下，传感器沿着血液抽取管线6或血液返回管线7的任何位置都是合适的。在传感器100具有与特定试管形状匹配的贯穿通道的情况下，传感器将与试管本身对应地应用以正常工作。
[0230]
壳体51可以由防止外部环境光到达接收器的高吸收材料制成。这有助于降低外部光辐射源不利地影响心跳读数从而提供虚假峰值或使光振幅降低(特别是当这些峰值或降低的频率接近生理心跳的频率时)的风险。
[0231]
传感器100包括至少一个信号源53，用于将信号沿着发射轴54引向血液。信号源53可包括任何合适的信号发射器，例如，将适当的发射信号引向血液在其中流动的管的内部的光学(或声学)发射器。在本发明的实施例中，信号源53包括电磁辐射源，特别是诸如led源、sled或激光源等光源。在下面的描述中，我们指的是光学发射器，并且详细地指的是led发射器55；然而，这不应被解释为限制性的。已经注意到，由信号源53传输的光辐射的非限制性峰值波长被设置为800-810nm，对应于hgb吸收频谱中吸收不依赖于氧合的那个点。同样，这不应被视为限制方面；事实上，红外线或红光领域中的任何光辐射原则上都可以用于本技术。在类似于图2中公开的简单实施例中，信号源53可以包括简单的多模非相干led，其传输具有在红外或红色区域内或在预定的波长(或频率)发射窗口内的第一峰值波长λ1的光辐射，其中所述第一峰值波长λ1落入该预定的波长(或频率)发射窗口。除此之外，信号源53的具体实现方式包括用于光发射的多波长led发射器(即，mtmd6788594smt6，marktech optoelectronics，ny，usa)。特别地，发射器55包括在同一芯片上的5个led，这5个led具有在红色/红外波段中的峰值波长λ1、λ2、λ3、λ4、λ5。这五个led发出具有彼此不同的峰值波长的光辐射。这样，为了提高心跳检测的精度以及减少对心跳读数的任何外部影响的目的，可以获得波长(或等效频率)差异性。
[0232]
源53还包括光纤56，该光纤56的一个端部56a与信号发射器55耦接，另一个端部
instruments italy srl,milano,italy)以100hz的速率通过12位的分辨率对模拟输出进行采样，并且由定制的labview虚拟仪器对其进行记录。多led发射器、信号调节板和daq卡一起被组装在3d打印壳体上，并被放置在接地的金属盒内(参见图3)，该接地的金属盒用于电磁屏蔽，并设置有用于光纤56、59、数据连接和供电的开口。在特定的实施例中，每个检测器57被配置为接收处于预定波长或预定频率窗口中的光辐射。更详细地，第一检测器57(pd1)被配置为接收处于第一波长λ1或在包括所述第一波长的第一频率窗口中的光辐射，第二检测器57(pd2)被配置为接收处于第二波长λ2或在包括所述第二波长的第二频率窗口中的光辐射，第三检测器57(pd3)被配置为接收处于第三波长λ3或在包括所述第三波长的第三频率窗口中的光辐射，并且第四检测器57(pd4)被配置为接收处于第四波长λ4或在包括所述第四波长的第四频率窗口中的光辐射。上述几种辐射波长可用于通过或多或少具体分析血细胞比容和渗透压的流量来检测流动变化；由于渗透压的影响可以被检测和解耦，因此也可以获得对血容量变化的更好估计。使用若干通道来检测处于不同波长的辐射允许确定和去除不需要的影响，并且仍然允许更好地检测心跳，因为对辐射的整体传输的影响是由血液的两个不同特性给出的。这可能导致至少某些通道中接收到的光辐射的振幅的变化可能对特定参数更敏感，而其他通道的行为更像是特性(血细胞比容和渗透压)的混合。数字信号被输入到控制器65，以在通过体外血液处理装置的管段61检测心跳和心率中使用，如从以下详细描述中显而易见的。
[0235]
信号处理和用于检测心跳的方法
[0236]
申请人已经理解到，在用于心跳检测的程序中从(例如，光信号)检测器测得的(例如，光信号)响应信号至少受到由心脏提供的脉冲产生的红细胞浓度的影响。而且，所述红细胞浓度还受到蠕动泵的循环操作所提供的脉冲的影响。申请人还已经发现，由检测器57接收到的信息信号基本上不因段101接收到所述信息信号的至少一部分的大小和/或几何形状变化而改变，和/或基本上与该大小和/或几何形状变化不相关，或基本上不是该大小和/或几何形状变化的函数，所述大小和/或几何形状变化是段101中流动的血液的所述流动扰动的结果。这意味着即使段101可能由于由心脏或最重要的由装置的任何泵的操作引起的流量峰值而扩大和/或变形，但是正确的心跳频率的检测的可靠性和精度最终基本上不受影响。在这个意义上，注意到根据本公开检测心跳频率允许减轻对段101的材料(可能非常硬或相反地非常软)和/或设计的要求；相反，通过评估段101的变形来对心跳进行任何测量以读取心跳频率可能需要重点考虑用于确定段101尺寸的材料和大小。
[0237]
图4示出了通过根据本公开的传感器100执行的信号处理的主要操作的框图；可以注意到，在下文中，所述处理被描述为由控制器65执行。这不应是限制性的，因为信号处理的至少一部分或任何部分可以由数据处理单元执行，该数据处理单元不同于控制器65，并且可以布置在传感器100的主体之外。还可以注意到，虽然如今的技术允许经由软件(例如，经由加载在可由例如控制器65以电子方式访问的存储器上的软件)执行本文描述的信号处理的至少一部分，但是也不应认为该方面是限制性的，因为随后的以下描述的过程和步骤的至少一部分可以由图4中描绘的物理级(即，硬件级)来进行或执行。如在图4中所描绘的，在光电二极管接收器58之后，布置跨阻放大器62以将由所述检测器57生成的电流驱动信号变换成电压驱动输出信号。跨阻放大器62的输出馈入低通滤波器63的输入，低通滤波器63的输出又馈入模数转换器64的输入，该模数转换器64对信号进行采样，从而对其进行变换，
使得要被以电子方式进一步处理的输出信号是在数字域中。
[0238]
如图5中示意性所示，并且如在图7的简要流程图中所报告的，在接收到通过血液和段101的光信号(该步骤对应于图5的框1000)之后作为输出产生的输出信号200r首先被采样到预定长度的采样参考窗口200w中。图5示出了示例，其中所述窗口为30秒长，但该示例不应旨在作为限制，因为采样参考窗口200w的长度可以例如等于或小于1分钟长，或等于或小于45秒长的长度，或等于或小于30秒长，或等于或小于20秒长，或等于或小于15秒长，或等于或小于10秒长。包含在所述窗口内的输出信号200r的部分在下文中将被称为输出信号200r的参考部分。需要注意的是，窗口越长，处理结果的平均化程度越高。尽管加长窗口可能对平均输出信号200r中偶尔出现的噪声尖峰有积极影响，但应阻止过长的窗口长度，以降低窗口中心跳频率显著变化的风险，这可能损害心脏频率的读数和对信号进行的后续处理的质量。
[0239]
如果控制器65通过硬件处理级制成，则将输出信号200r窗口化到预定长度的采样参考窗口200w中可以由时域窗口化级67执行，时域窗口化级67对数字信号进行操作，时域窗口化级67的输入通过模数变换器64的输出馈送，特别是通过模数变换器64的输出直接馈送。
[0240]
图5的输出信号200r不仅包含由患者心脏引起的流动脉冲所实现的心跳的信息，而且还包含不需要的噪声，包括由蠕动血液泵11产生的不希望的噪声，该蠕动血液泵11运行以迫使液体流入血液回路，特别是流入段101。更详细地说，图5是在以下测试条件下检测器的输出中的原始(未过滤的)信号的结果：
[0241]-利用蠕动血液泵11在段101中的流体流量被设置为200ml/min，对于用于测试结果的参考装置1，这导致频率约为1.0hz的不需要的泵噪声；
[0242]-利用心脏模拟器在段101中的流体流量被设置为70bpm，其标称频率基本上对应于1.16hz。
[0243]
随后，通过控制器65，对信号执行进一步的电子处理。特别地，输出信号200r，特别是其进入前述窗口中的相关部分，例如通过应用傅里叶变换，特别是快速傅里叶变换而经受频域中的变换(该步骤对应于图7中的框1001)。应当注意，快速傅里叶变换可能不是计算频域中的变换的唯一方式，而是申请人选择的方式，因为本文公开的示例性实施例之一对数字域中的输出信号起作用，因为通过先前公开的模数变换器将输出信号变换到数字域中。
[0244]
图6示出了图5的信号一旦被从时域变换到频域后的频谱的示例性图。如果控制器65由硬件信号处理器级制成，则将输出信号200r的窗口化的参考部分从时域变换到频域的步骤是通过傅里叶变换级68，特别是根据fft算法执行处理的级进行的，傅里叶变换级68的输入直接通过时域窗口化级67的输出馈送。检查中频谱的最高频率被设置为4hz；这是例如通过时域中的低通滤波器级63完成的，或者可以通过上述频率下的傅里叶变换的硬切割来进行；为频谱的电子处理选择较低的最高频率，因为执行心跳搜索时考虑到基频和其二次谐波在生理上和/或通常在患者在处理期间所处的正常静息状态下不超过4hz。无论如何，作为预防措施，可以选择较高的频率，例如如前面讨论低通滤波器63的操作时所公开的那样高达30hz。注意，低于0.3hz，频谱的振幅迅速增大。再一次，申请人已考虑到生理上跳动心脏的基频，至少在患者在处理期间所停留的静息状态下不低于0.6hz、或0.5hz、或0.4hz
或甚至0.3hz。因此，申请人已选择以电子方式选择包含频谱与当前检测无关的部分的第一下频率窗口200l，以及以刚好高于下频率窗口200l的最高频率的下频率开始的上频率窗口200u。在图6的图中下频率窗口200l的最高频率是0.6hz。下频率窗口200l从进一步的信号处理中去除；这有助于分析没有高度相关的不需要的噪声的频谱的部分，该部分已被证明处于频谱的底部的最下部分中，并且可能是例如由于段101内的血液流动、呼吸和/或其他生理或外部“干扰”。有关下频率窗口200l限制的任何相关数据(例如，下频率窗口200l的上限频率)和/或关于上频率窗口200u的任何相关数据(例如，其最低和最高频率)可以方便地被存储在存储器65m中，该存储器65m布置在传感器100的主体内或以其他方式至少可由傅里叶变换级68可操作地访问。然后关注的窗口是上频率窗口200u，其在图6的示例性图中以0.6hz的最低频率开始并以4hz的上限频率结束。在这些区域中基本上存在任何生理的心脏基频、其二次谐波，并且如所描绘的该情况可以是蠕动泵11的基频和至少二次谐波。实际上，图6的图表示出了相关的峰值，这些峰值标记有带圆圈的附图标记“1”、“2”、“3”、“4”和“5”。其中，泵11的基频用参考频率“f
p”标记，其二次谐波用参考频率“f
ph2”标记；可以看出，图6的快速傅里叶变换示出了泵11的基频f
p
刚好低于1hz，其二次谐波刚好低于2hz。在控制器65包括硬件信号处理级的情况下，上频率窗口200u的选择或者以其他方式滤除下频率窗口200l可以由上频率窗口选择级69来执行。可以注意到，上频率窗口选择级69实际上充当高通滤波器，或者其最低频率与下频率窗口200l的最高频率基本一致的带通滤波器。上频率窗口选择级69的输入通过傅里叶变换级68的输出馈送；上频率窗口选择级69的输出馈入峰值检测级70，峰值检测级70的操作将在下面的描述部分中阐明。
[0245]
通过阅读后面的描述会更清楚的是心跳基频对应频谱中的峰值“3”，并且频率标记有参考名称“f
hr”。在此要注意的是，该图还示出了该心跳频率的二次谐波，其峰值由附图标记200p指定。需要注意的是，到该步骤为止，心跳的频率仍然是未知的，并且在执行了一些其他处理步骤之后取得(retrieve)。实际上，控制器65知道泵11的基频以及因此其作为任何二次谐波标称地位于基频的两倍处的二次谐波。事实上，任何装置1都设置有特定的泵11，特别是在存在许多泵的情况下特定的泵组，对于任何可预设的流速[l/min]，这些泵以预定的角速度转动，即，它们的滚子(roller)以预定的频率循环压缩管的一部分和使管的一部分膨胀。因此，可能是以下情况之一：
[0246]-在可以为泵11的操作设置有限的预设流速表的情况下，一对一关系的流速/频率被记录在预先存储在控制器65可操作地访问的存储器中的表中；
[0247]-在用户可以根据自己的意愿设置非确定的流量的情况下，传感器(例如，霍尔传感器)可以布置在装置上，特别是与泵基本对应，以便直接检测泵本身的操作频率。继续，信号处理的该部分(如图7的流程图的框1006中示意性地标记的)通常包括取得泵11的操作频率，该泵11迫使流体流量进入传感器100被耦接在的相关段101，并且可以通过直接感测或从表中加载值以电子方式执行该取得。因此明显的是，图6中提到的带有参考标记“2”和“5”的峰值可以被清楚地标识出来，然后通过进一步的电子处理被丢弃。换言之，由控制器65执行的电子处理包括(图7的流程图中的框1007)搜索和排除泵11的基频f
p
及其任何谐波f
ph2
、f
ph3
、
…fphn
。如果控制器65是使用硬件处理级制成的，则后一操作可由泵峰值排除级71进行，其输入通过峰值检测级70的输出馈送。
[0248]
其中公开的处理的特定实施例涉及在搜索振幅的任何峰值之前设置频谱振幅的
阈值200t。所述阈值200t可以在时间上是固定的，或者是自适应的。在图4中，该操作由峰值检测级70的输入200t示意性地表示，峰值检测级70的输入200t通过上频率窗口选择级69的输出馈送。尽管可以执行对适当阈值的仔细选择，但申请人表明，阈值的应用允许减少控制器65的计算负担并降低假读数的风险，前提是仅将振幅超过阈值200t的峰值视为潜在的有用信号频率；这有助于降低将噪声峰值读取为实际心跳的风险。
[0249]
根据阈值的应用，只有通过标记“1”、“3”、“4”标识出的峰值可能是潜在的关注点，根据图5，该阈值被设置在频谱中的参考值1。
[0250]
然后考虑到任何超过(即，高于)阈值200t的峰值(我们在此称其为被测峰值)并考虑到存在正好在被测峰值所在的频率的两倍处的另一个峰值，控制器65在频谱中执行进一步的电子处理。那么对于振幅超过阈值200t(特别是从下限频率移动到上限频率)的每个被测峰值：
[0251]-如果在恰好对应于被测峰值频率的两倍的频率处发现峰值200p，这意味着被测峰值对应于所寻找的心跳信号，并且因此对应于所述峰值的频率分配参考f
hr
；
[0252]-如果在恰好对应于被测峰值频率的两倍的频率处没有发现峰值，这意味着所述被测峰值不对应于所寻找的心跳信号，因此不对应于心跳；在这种情况下，算法继续考虑振幅超过阈值200t的另一个峰值(如果存在的话)。
[0253]
在控制器65被设计成用硬件处理器执行这些操作的情况下，这些操作由谐波搜索级72执行；如图4中所描绘的，谐波搜索级72的输入通过泵峰值排除级71的输出馈送。谐波搜索级72设置有输出，该输出被配置为产生表示心跳的参考频率f
hr
的值的信号。该参考频率可以在屏幕上提供，该屏幕由图4中的f
hr
显示级73示意性表示。
[0254]
在特定但非限制性的实施例中，在还考虑到处于低于阈值200t水平的峰值的情况下，可以执行在信号的频谱中电子搜索处于被测峰值所在频率的两倍的频率的峰值。这有助于降低丢弃与心跳的二次谐波相对应的实际峰值的风险。该步骤对应于图7的流程图的框1008。然后如此获得的心跳频率f
hr
至少暂时存储在控制器65以电子方式可访问的存储器中，并且具体地作为电子信号提供或被提供成电子信号，该电子信号要被传输到装置1的监测器或显示器，以便让用户知道心率(图7的流程图的框1009)。心率频率可以由控制器65或由可操作地连接到其上的任何其他电子设备传输到远程装置(例如，智能手机或笔记本电脑)，特别是使用其电磁行为兼容(且不干扰)医疗应用的无线信道。
[0255]
在图6的情况下，只有带有参考标记“3”的峰值是实际对应于恰好处于其频率的两倍的频率处的另一个峰值的峰值。峰值“1”和“4”是由检测器57捕获到的噪声引起的峰值，实际上并不对应于心跳。通过控制器65执行的算法，系统能够很好地区分噪声和真实的心跳频率，即使它们彼此非常接近并且即使噪声峰值超过实际对应于心率的峰值的幅度。在图6的情况下，事实上，峰值“4”与实际的心跳频率相差不到0.1hz，即使其振幅几乎是对应于实际心跳的峰值的振幅的两倍，但是对应于实际心跳的峰值实际上可以被检测到并且峰值“4”实际上被丢弃。
[0256]
在泵的频谱中检测峰值是通过用峰值检测算法处理输出频谱的步骤来执行的；在非限制性实施例中，峰值检测包括：从下限频率移动到上限频率，计算频谱信号的导数以检测并至少临时存储导数的符号从正变为负的频率(这是峰值的标志)；在控制器65以电子方式可访问的存储器(例如，内部存储器)中执行的所述临时存储借助于电子表执行，电子表
的第一列表示通过峰值检测算法寻找的峰值频率的值，第二列表示对应的振幅值。因此，类似于以下示例性表的表可以存储在所述存储器中。
[0257]
频率[hz]振幅f
1pa1pf2pa2p
……fnpanp
[0258]
在另一个解决方案中，寻找输出频谱中的峰值可以通过移动窗口算法来执行。在移动窗口算法中，考虑检查的预定宽度频率窗口，并且例如从参考频谱的下限频率到上限频率(例如，从上频率窗口200u的下限频率到上限频率)的移动来形成检查的预定宽度频率窗口。可以注意到，控制器65可以被配置为以电子方式使窗口以阶梯方式移动。对于窗口的每一步的移动，考虑频谱的局部最大振幅，其对应的频率以与之前类似的方式记录在表中。可以注意到，在每个步骤中，移动窗口的频率不与前一步骤的移动窗口的频率重叠是很方便的。当控制器65通过硬件处理级制成时，这些操作由峰值检测级70和/或谐波搜索级72方便地进行。值得注意的是，本文公开的算法，即使利用低计算功率处理单元，也允许以实时且基本上可靠的方式来获得心率，而没有任何相关延迟，尤其是在例如用于获得时域中的信号的第一窗口的设置期之后。
[0259]
感应调制(induced modulation)算法
[0260]
申请人还已经考虑到通过对检测器57的输出信号应用以下电子信号处理可以执行正确的心跳频率f
hr
读取的可靠性。可以由控制器65方便地执行的信号处理的以下步骤在将所述采样参考窗口200w的输出信号变换到频域中的步骤之前执行。这意味着，考虑到图7的流程图，将在下文中描述的步骤将位于框1000与框1001之间。申请人已经发现了，即使在存在例如由泵11的操作引起的强噪声信号的情况下，通过处理输出信号200r使得当执行频谱分析时，对应于心跳的频率的峰值设置有相对于噪声的峰值的振幅被放大的振幅(噪声的峰值的振幅保持不变)，或者对应地，使得当执行频谱分析时，对应于噪声的频率的峰值看到相对于对应于心跳的频率的峰值的振幅被衰减的振幅，可以进一步提高读取正确的心跳频率f
hr
的可靠性。首先，该算法涉及在时域中将检测器57(图11的框1010)在输出中产生的输出信号200r与泵关联信号300p以电子方式相乘，该泵关联信号300p的形状为在时间上是循环和/或重复的，并且该泵关联信号300p与泵循环点相关；图8示出了成对的图的示例，其中，输出信号200r(上图)乘以所述泵关联信号300p(下图)。乘法步骤对应于图11的框1011。一般而言，泵关联信号300p与时间部分相对应地周期性地归零，其中，在该时间部分中，泵至少在布置传感器100的段101中提供流动脉冲。方便地，在图8的下图中描绘的实施例中，泵关联信号300p是具有预定占空比的方波，对于每个周期，该方波设置有单一振幅的第一部分和归零的第二部分。第一部分清楚地对应于其中泵不提供流动脉冲的时间部分。输出信号200r与泵关联信号300p的相乘导致产生结果信号301，该结果信号301的形状在图9的上图中表示。清楚的是，结果信号301的特征也在于与其中泵关联信号300p为零的相同时间部分对应地被归零的部分。注意，使用方波允许不改变输出信号200r的未归零部分中的形状，这有助于保持其频谱不变。随后，如图11的流程图的框1012示意性表示的，针对未归零的部分，或更一般地跨预定时间长度的窗口计算结果信号301的平均幅度vm的电子计
算。然后将结果信号301减去平均幅度vm值，特别是仅对应于非归零部分，以便产生平均信号301a，该平均信号301a的形状在图9的下图中报告。
[0261]
因此，对平均信号301a执行频域中的变换，例如如前所述。对输出信号的频谱执行的进一步处理最终对平均信号301a的频谱执行。图10清楚地示出了感应调制在频率的频谱方面的影响。而在感应调制之前，由泵11的动作引起的噪声的振幅峰值(峰值p1、p2、p3、p4、p5，分别对应于基波、二次谐波、三次谐波、四次谐波和五次谐波)远高于心跳的峰值(峰值h1、h2、h3，分别对应于基波、二次谐波、三次谐波)高达4倍，在应用上述感应调制处理后，对应的平均信号301a中心跳的振幅的峰值被增强。因此，这减轻了对合适的阈值设置的要求，和/或允许更清楚地标识正确的心跳，并允许更精确和可靠的读数。应当注意，上述感应调制算法的执行仍然允许基本实时地产生心跳频率f
hr
的指示。
[0262]
在此要注意的是，通过在时域中应用预定长度参考窗口200w的窗口化过程循环地重复移动窗口达预定时间量或提供缓冲输出信号200r的参考部分的新样本以如上所述的进行处理。如果缓冲级允许，则两个连续参考窗口之间的时间差可以被随意减少到至多一个单个的延迟样本。图4也在虚线框中描绘了这种感应调制的解决方案。由于感应调制不是公开的信号处理算法的强制部分，因此在时域窗口化级67与傅里叶变换级68之间描绘了两个虚构开关77'以标识可选性。在实施例中，控制器65可以包括方波发生器级74，其接收来自泵循环传感器100s(特别是耦接到血液泵11的霍尔传感器)的第一输入，并在输出中产生上述泵关联信号300p。然后，布置在方波发生级74下游的硬件乘法器75将输出信号200r的窗口化参考部分与上述泵关联信号300p相乘，以在输出中获得上述结果信号301，该结果信号301的形状在图8的上图中表示。上述平均操作可以借助于控制器65的平均级76来执行，该平均级76布置在乘法器75的下游，使得乘法器75的输出直接馈入平均级76的输入；然后，平均级的输出馈入傅立叶变换级68的输入。申请人最终已经提供了构想心跳读数的验证和实施的子程序，其包括重复先前步骤的至少一部分预定的次数，例如三次。在参考窗口化足够短的情况下，并且得益于本文公开的算法允许的实时处理，我们基本上处于做出以下假设的条件：1)泵11的流速在整个上述重复过程中不改变,2)心搏率保持基本稳定。通过上述重复，一系列n个心跳频率值f
hrn
以电子方式被计算：f
hr1
、f
hr2
、f
hr3
(在三次重复的情况下)。这些n(例如，3)个值可以一起被平均；控制器65可以被配置为执行n个频率值中的至少一个的丢弃，该一个频率值例如与其余的频率值的平均值相距更远的那个重合。可以对n个心跳频率值f
hrn
的集合执行其他统计处理。
[0263]
申请人还已经注意到，在通常相当长的血液处理期间，接受处理的患者的心跳频率，即使在静息状态下，也往往具有(正或负)漂移，至少部分是由于其动态流体状态的连续变化。该漂移可能导致心跳频率与泵的基频的重叠。如果心跳频率f
hr
太接近泵11的操作频率f
p1
，则控制器65还可以被配置为允许激活警告信号。如果在血液处理期间观察到，在此期间，心跳频率f
hr
逐渐变得过于接近泵11的操作频率f
p1
，则控制器65为用户激活警告用户信号(例如，可视警报和/或听觉警报)并且可选地开始在专用缓冲器中记录泵11的峰值的所有最近的振幅。这是警告条件，因为如果心脏频率f
hr
变得基本上与泵11的操作频率f
p1
重叠，则目前的算法不再能够进行区分。申请人还进一步考虑了该事件，并提供了对控制器65的构思和配置，使得在这种情况下，除了激活警报信号外，控制器65还向泵11的电动致动器发送适当的信号，使得泵11的速度(因此，流速和操作频率)被改变，使得所得到的新的操作
频率与心跳频率的距离更远。在实施例中，改变泵11的速度并因此改变流速和旋转频率在控制器65执行的控制的迭代循环中自动执行；为了不改变在整个疗程期间处理的总血量，控制单元可以在处理期期间提供泵的血液流速的交替变化(例如， /-30ml/min)。否则，控制器65可以被配置为通过装置1的监测器向操作者提供设置新的泵11速度的指示，从而手动进行改变。
[0264]
可操作地，以电子方式计算泵11的操作频率f
p1
与心跳频率f
hr
之间的差(或其绝对值)；然后将该差的结果与参考值进行比较，并且执行对泵11的控制，使得所得到的泵11的新的操作频率导致与心跳频率相距更远。通过应用本文公开的用于心跳检测的算法提供的检测的另一个相关优点是可以容易地检测到心跳的任何突然消失。申请人注意到心跳消失(即，传感器100不再检测到任何心跳频率f
hr
的突然情况)可能是静脉端口与血液回路6，7的不希望的断开的结果，这可能导致血液的严重泄漏，血液的严重泄漏可能导致甚至可能影响患者的生命的血容量不足的情况。为此目的，在传感器100检测到任何心跳频率突然缺失的情况下，即在传感器丢失和/或不能根据上述公开的过程检测到任何心跳频率的情况下，尤其是在存在信息信号的同时，即实际上光源53是可操作的同时和/或检测器57实际上接收到具有泵信号但没有在描述的前面部分中公开的条件内具有二次谐波的任何其他有用信号的信息信号的同时，可以产生警报信号。这种警报信号可以是被传输到用于血液处理的装置1的用户接口(例如，监测器和/或扬声器)的电信号，或者可以直接是由传感器100本身直接产生的声学信号或可见信号。控制器65的任何部件可以通过硬件数据处理单元制成，在包括算术逻辑单元的情况下，适合于执行本文描述的信号处理算法的至少部分步骤。特别地，控制器可以运行包括软件代码部分的适当的程序，该软件代码部分在由控制器65执行时，引起本公开中公开的步骤中的一个或多个的执行。该程序可以被称为软件或固件，并且可以存储在存储器中，特别是可操作地、特别是以电子方式由控制器65可访问的非瞬时存储器中；所述存储器可以物理地布置在传感器100的主体内部或外部，并且其具体可以是用于血液处理的装置的一部分。控制器65的数据处理单元可以是通用型处理器的形式，也可以是专用处理器的形式；控制器65和/或所述数据处理单元的部件可以由专用集成电路或通过fpga制成。在一个或多个实施例中，装置1、传感器100、控制器65或方法可以使用在可编程计算机(例如，包括例如处理能力、数据存储(例如，易失性或非易失性存储器和/或存储元件)、输入设备和输出设备的计算机)上执行的一个或多个计算机程序来实现。本文所述的程序代码和/或逻辑可应用于输入数据以执行本文所述的功能并生成期望的输出信息。输出信息可以作为输入如本文所述的或者以已知方式应用到一个或多个其他设备和/或方法。用于实现本文所述的方法和/或过程的程序可以使用任何可编程语言或代码(例如，适合与计算机系统进行通信的高级过程和/或面向对象的编程语言或代码)来提供。例如，任何这种程序可以存储在任何合适的设备(例如，存储介质)上，当读取合适的设备以执行本文所述的程序时，该设备可由在计算机系统(例如，包括处理设备)上运行的用于配置和操作计算机系统的通用或专用程序读取。换言之，至少在一个实施例中，装置1、传感器100、控制器65或方法可以使用配置有计算机程序的计算机可读存储介质来实现，其中，如此配置的存储介质使计算机以特定和预定的方式运行来执行本文描述的功能。此外，在至少一个实施例中，装置1、传感器100、控制器65或方法可以被描述为由编码在一个或多个非暂时性介质中的逻辑(例如，对象代码)实现，该介质包括用于执行的代码，并且在由处理器
执行时，是可操作的以执行诸如本文描述的方法、过程和/或功能等操作。例如，控制器65可以是任何固定或移动的计算机系统(例如，控制器、微控制器、个人计算机、小型计算机等)。控制器65的确切配置不是限制性的，并且本质上可以使用能够提供合适的计算能力和控制能力(例如，图形处理、体外血液处理装置的控制等)的任何设备。如本文所述，数字文件可以是包含数字位(例如，以二进制、三进制等编码)的任何介质(例如，易失性或非易失性存储器、cd-rom、穿孔卡、可记录磁带等)，该介质可由本文描述的控制器65读取和/或写入。此外，如本文所述，用户可读格式的文件可以是可呈现在任何介质(例如，纸、显示器等)、可读和/或由操作者可理解的数据的任何表示形式(例如，ascii文本、二进制数、十六进制数、十进制数、图形等)。鉴于上述情况，显而易见的是，如在根据本公开的一个或多个实施例中描述的功能可以以本领域技术人员已知的任何方式来实现。因此，将用于实现本文描述的过程的计算机语言、计算机系统或任何其他软件/硬件不应限制本文所述的装置、传感器、过程或程序的范围(例如，这种装置、传感器、过程或程序提供的功能)。本公开中描述的方法和/或逻辑，包括归属于传感器和/或装置和/或控制器的那些，或各种构成组件可以至少部分地以硬件、软件、固件或其任意组合来实现。例如，技术的各个方面可以在一个或多个处理器内实现，包括一个或多个微处理器、dsp、asic、fpga或任何其他等效的集成或分立逻辑电路，以及这种组件的任何组合，或其他设备。术语“处理器”或“处理电路”通常可以指单独或与其他逻辑电路或任何其他等效电路组合的任何前述逻辑电路。这种硬件、软件和/或固件可以在同一设备置内或在分开的设备内实现以支持本公开中描述的各种操作和功能。此外，任何所描述的组件可以一起实现或单独实现为分立但可互操作的逻辑设备。不同特征的描述，例如，使用框图等，旨在突出不同的功能方面，并不一定意味着这种特征必须由单独的硬件或软件组件来实现。而是，功能可以由单独的硬件或软件组件执行或集成在公共或单独的硬件或软件组件内。当以软件实现时，归属于本公开中描述的控制器、传感器、装置和方法的功能可以体现为计算机可读介质(例如，ram、rom、nvram、eeprom、闪存、磁数据存储介质、光学数据存储介质等)上的指令和/或逻辑。指令和/或逻辑可由一个或多个处理器执行以支持本公开中描述的功能的一个或多个方面。