自校准血室的制作方法
【专利摘要】光学血液监测系统和相应的方法，其避免了在分析中获取照射在被测量的血液层上的光的精确密度值的需要。该系统被操作以通过具有不同厚度的血液层然而其他部分基本相同的系统来确定至少两个光学测量值。由于系统之间的相同，两个测量值可被比较使得血液的体积消光系数可仅基于已知的血液层厚度和两个测量值以被计算。多个血液参数的可靠测量值可由此被确定而不需要某些校准步骤。
【专利说明】
自校准血室
技术领域
[0001] 本发明涉及一种用于血液透析病人的血液监测系统，尤其地，涉及一种使用自校 准血室来测量血细胞比容和/或估算血红蛋白水平的方法。同样的方法也可被应用于其他 参数的测量，例如血液中的氧饱和度和/或其他被分析物的水平。
【背景技术】
[0002] 具有肾衰竭或部分肾衰竭的病人典型地经受血液透析处理以从他们的血液中除 去毒素和过多的液体。为了这样做，血液被通过吸入针(或导管)从病人取出，吸入针(或导 管）从血管，例如位于特定的可接受的访问位置(例如，胳膊、大腿、锁骨下动脉等）处的动 脉，采血。所述针(或导管)被连接到身体外面的管，所述身体外面的管供应到蠕动栗的并且 之后供应到清洁血液并且除去多余的水的透析器。被清洁的血液之后常通过额外的身体外 部的管和另一个针(或导管)而被返回到病人。（在一些情况下，血液可通过与吸入器相同的 身体外面的连接结构返回到身体-被称为"单针透析"模式）。有时，肝素滴注位于血液透析 的回路中以避免血液凝固。作为【背景技术】，当被抽取的血液穿过透析器时，其在透析器的吸 管状导管中经过，透析器作为对于不干净的血液的半渗透通道。新鲜的透析溶液在其下游 端进入透析器中。透析液包围所述吸管状导管并且沿着流过管的血液的相反方向流过透析 器。新鲜的透析液采集通过扩散穿过吸管状导管的毒素以及通过超过滤而穿过吸管状导管 的血液中的多余液体，而同时将由于物理尺寸而不能穿过吸管状导管的红细胞留在血液流 中。
[0003] 对于正在经受血液透析处理的病人来说，典型地在处理中使用血液监测系统来监 测病人的血液。例如，一种光学血液监测系统可被使用，其应用光学技术以非侵入地实时地 测量流过血液透析系统的血液的血细胞比容水平。在这种系统中，血室可常在透析器的动 脉侧与身体外面的管串联连接。血室在血液透析程序中为光学传感器提供观察点。光的波 长被引导穿过血室并且病人的血液在血室中流过，并且可使用一个或多个光检测器以检测 每一波长的导致的强度。由该检测到的光强度，血细胞比容值可被计算并且血红蛋白水平 可被估算。
【发明内容】
[0004] 本发明针对光学血液监测器的应用，光学血液监测器包括光学血液传感器组件和 血室。所述光学血液传感器组件和血室被以这种方式构造，即降低血液监测器的校准的复 杂性或消除对于该校准的需要，所述校准针对穿过血液的光的强度从一个监测器到下一个 监测器的变化。这依靠通过血液进行两次光学测量来实现，其中除了光穿过血液所经过的 距离之外，两次测量之间的所有变量基本相同。则两个测量值的比率可被用于确定计算某 些血液参数所需的值，而不需要发射穿过血液的光的强度的确切值。由此，通常所需要的各 种校准程序变得不再必要。
【附图说明】
[0005] 本发明的实施例在下面参照附图更详细地说明，其中：
[0006] 图1示出了根据本发明的实施例的包括血液监测器的血液透析系统的透视图；
[0007] 图2示出与图1所示的血液监测器一起使用的控制器和显示器的正视图；
[0008] 图3示出对应于光学血液检测中使用的计算的几何形状；
[0009] 图4示出围绕血液的结构对于在光学血液检测中使用的计算的影响；
[00?0]图5不出来自光源的样本福射图案；
[0011] 图6示出根据本发明的实施例的光学血液监测器传感器的透视图；
[0012] 图7示出图6的光学血液监测器传感器的横截面图；
[0013] 图8示出根据本发明的实施例的血室的透视图；
[0014] 图9示出图8的血室的横截面图；以及
[0015] 图10示出根据本发明的实施例的用于操作血液监测器的控制系统。
【具体实施方式】
[0016]图1示出一个正在经受血液透析治疗的病人10,该血液透析治疗使用血液透析系 统12,以及非侵入性的光学血液监测器14。输入针或导管16插入到病人10的访问位置，例如 在胳膊上，并且连接到体外的管18,管18通往蠕动栗20并且之后到透析器或血液过滤器22。 透析器22从病人的血液中除去毒素和多余的液体。透析后的血液从透析器经由体外的管24 和返回针或导管26返回。多余的液体和毒素被干净的透析液除去，透析液经由导管28供给 到透析器22并且通过导管30被除去从而用于处理。在美国典型的血液透析治疗过程使用大 约3-5小时的时间。
[0017] 光学血液监测器14包括血室32、光学血液传感器组件34和控制器36。血室优选地 在透析器22的上游与体外管18串联定位。来自蠕动栗20的血液流过管18到达血室32中。优 选的传感器组件34包括LED光电发射器，该LED光电发射器发射大约810nm的可被红血球血 红蛋白等吸收的光、大约1300nm的可被水等吸收的光以及大约660nm的对于血红蛋白的氧 化敏感的光。血室32包括透镜使得传感器发射器和探测器可观察流经血室32的血液，并且 使用本领域技术人员公知的比率计技术确定病人的实时的红细胞比容值和氧饱和度值。
[0018] 图2为用于光学血液监测器14的控制器36的正视图。控制器36包括为正经受血液 透析的病人提供实时的血液检测数据的显示器100。图2示出病人10在经受目前治疗过程的 血液透析时已经被监视的时间的量102。显示器100还示出在治疗过程中，光学检测的血细 胞比容(HCT) 104和氧饱和度（SAT)水平106以及血红蛋白（HGB) 108的计算值和血容量(BV A ) 110的变化的实时值。显示器100上的图表112示出在经过2小时53分钟的治疗过程中病 人的血容量的变化（图表112的其他变化也是可能的，例如示出双(上下的）曲线，其中一个 显示病人的血容量的变化并且另一个显示病人的氧饱和度）。这些数据通常被如图1所示在 病人10的附近的位置处显示。这些数据也可通过有线或无线系统在中心监测位置处显示。 本领域技术人员知道用于获得在显示器100上显示的值的技术。这些方法的一些方面尤其 地与本发明的方法和系统相关并且在下面被更详细的描述。
[0019] 对应于例如上面所描述的波长的LED发射器与相应的用于光学血液监测器的光电 探测器一起被定位在血室附近的适当位置处。多个波长的光被引导穿过血室和病人的流经 所述血室的血液，使得相应的典型地位于血液的相反侧的光电探测器可检测到每一波长的 导致的强度。比率计技术基本如在专利号为US5,372,136、名称为"用于非入侵的血细胞比 容监测的系统和方法"、1999年12月13日公开的、转让给本申请的受让人的美国专利中公开 的那样，使用该信息以实时计算病人的血细胞比容值。血细胞比容值，如在本领域广泛使用 的那样，为在给出的全血血样中的红细胞的容积除以血样的全部容积所确定的百分比。
[0020] 在临床环境中，在透析过程中发生的血容量的实际百分比变化可由测量的血细胞 比容的变化被实时地确定。因此，光学血液监测器不仅能够在血液透析治疗过程中实时地 非侵入地监测病人的血细胞比容水平，也能在血液透析治疗过程中实时地非侵入地监测病 人血容量的变化。监测血容量的实时变化的能力有助于促进安全、有效的血液透析。
[0021] 用于确定血细胞比容(HCT)值的数学比率计模型可由下面的等式表示：
[0023] 其中?λ2为处于大约810nm时由光电探测器检测的红外光的强度，?λ?为处于1300nm 时被检测的红外强度，并且low和Io-m代表入射到血液上的考虑了穿过血室的损失的红外 光的强度的常量，函数f[]为已经基于试验数据确定的用于生成血细胞比容值的数学函数。 优选地，在上面的等式（1)中的函数f[]为相对简单的多项式，例如二次多项式。上面的等式 (1)只在红外光辐射经过的从LED发射器到光电探测器的距离在两个波长下都是恒定的距 离并且优选地为相同的距离的情况下才有效。
[0024] 优选的用于测量氧饱和度的水平的波长为大约660nm和大约810nm。用于确定氧饱 和度水平(SAT)的数学比率计模型可由下面的等式表示：
[0026] 其中?λ3为处于660nm时光监测器的光强度，?λ3为在810nm时检测的强度并且Ιο-λ3和 low为代表考虑穿过血室的损失的入射到血液上的光强度的常量。函数g□为基于试验数 据确定的用于生成氧饱和度水平的数学函数。再一次优选地为二次多项式。此外，与等式 (1)用于血细胞比容的计算相似，只在可见光和红外光经过的从相应的LED发射器到相应的 光电探测器的距离在波长660nm和810nm下都是恒定的距离并且优选地为相同的距离的情 况下，用于氧饱和度水平计算的等式(2)才有效。
[0027] 上面的比率计模型使用常量来考虑穿过血室的损失以确定入射到血液上的光。更 常见的对穿过血液或光学系统的任何其他部件的光的估算基于比尔定律，其由图3示出并 且如下特别地关于血液层提出：
[0028] i = IQe-ad (3)
[0029] 其中：i =穿过血液之后接收到的光信号的强度，
[0030] 1。=当光波进入血液时外加的幅值，
[0031] a =包括血液的消光系数和在被测试的容积中的血液浓度的体积消光项;并且 [0032] d =光穿过被测试的血液层所经过的距离。
[0033] 如图3所示，光以强度I。从一侧进入正被检查的血液容积，在前进距离d之后穿过 血液2并且以强度i从血液容积2中出来。在图3示出的理想化的模型中，体积消光项α可被轻 易地确定，可通过本领域技术人员公知的方法由体积消光项α确定血细胞比容和氧饱和度。 然而，如图4所示，获得进入在血液检测室中的血液容积的光的幅值并不容易。在光发射元 件4和光传感器8之间的光路中的每一个元件都必须在分析中考虑。在图4示出的示例中，这 些元件包括布置在光发射元件4和光传感器8的每一个上的环氧基树脂层3、布置在血室32 的每一侧的透镜5、血室壁6的每一个以及在每一透镜的任一侧的空气间隙7。因此，完整的 光路的估算包括对这十个部件中的每一个以及血液本身使用比尔定律。
[0034]由于在每一边界处接收和发射的光的明显的关系，比尔定律的上述十一个不同的 应用可被合并，具体地，由于从一层发射的光与下一层接收的光相同，这些项相等并且因此 可彼此替代。将比尔定律对于两个层的应用相合并的示例通过等式(4)到(6)示出。等式(4) 代表对于从图4所示的第一空气间隙7发射的光i al的强度的比尔定律。如等式(4)所示，从第 一空气间隙发出的光iai为根据在空气间隙处接收到的光I〇 ai的比尔定律的函数。
[0036] 其中：ial =穿过第一空气间隙的光的强度，
[0037] I〇al =当光波进入第一空气间隙时光波的外加幅值，
[0038] aa=用于第一空气间隙的体积消光项，以及 [0039] dal =光穿过第一空气间隙所经过的距离。
[0040]进一步地，如图4所示并且如之前所陈述的那样，在空气间隙1。31处接收的光与由 环氧基树脂ie发射的光相同，其可被表示为从光源发射的光I&的函数，如等式(5)所示出的 那样。
[0042] 其中，ie =穿过第一环氧基树脂层之后光的强度，
[0043] 1^ =在光波进入第一环氧基树脂层时光波的外加幅值，
[0044] ae =用于第一环氧基树脂层的体积消光项，以及
[0045] de =光穿过第一环氧基树脂层所经过的距离。
[0046] 因此，将来自等式(5)的函数代入等式(4)中1。31的未知值，由第一空气间隙ial发射 的光的强度可被表示为比尔定律的复合形式，产生等式(6)，在等式(6)中第一空气间隙之 后光的强度被表示为来自光源的光I&的函数并且常量涉及环氧基树脂层和空气间隙，如下 所述：
[0048]上述的代入可被应用到光路中的所有十一个部件，以基于由光元件发射的光1&获 得在探测器处接收到的光的强度id的单个等式。此单个等式(7)如下所示，其中十个光学部 件中的每一个都以参考数字表示，除了血液层部件(e_ abdb)，如下所述：
[0050]光路中的静止部件相对于时间基本不变，因此它们的作用可被认为是不变的。因 此，等式(7)可在环氧基树脂层、空气间隙、透镜和室壁的所有的部件都由单个常量值A表示 的情况下被改写，如等式(8)所示：
[0052]进一步地，由于光发射元件发射的光的强度从一次读取到下一次读取为一致的， 因此常量A可与发射光的强度1^合并成如图(9)所示的改变了的光强度Ι〇τ:
[0054] 因此，如等式(9)示出的，在光传感器处接收的信号的强度仅基于对于给定厚度的 被测量血液的血液体积消光系数ab而变化，并且只要已知Ι〇τ即可计算。
[0055] 然而，Ι〇τ的计算并不容易，这是由于其基于布置在从光发射元件4到光探测器8之 间的光路中的每一个光学部件的体积消光系数来进行。考虑到在发射元件4和光探测器8之 间设置的大量部件，这些部件的每一个的仅仅基于制造误差的小的变化会引起一个血液监 视器到下一个血液监测器的1。1值上的不确定性。为了解决这些变化，典型地，血液监测器被 在实验室中使用来自血库的真实的人类血液进行校准并且之后确认，以确定对每一特定的 血液监测器使用的合适常量。该过程为漫长的、费力的并且昂贵的，并且难以获得血液。
[0056] 本发明针对一种光学血液监测系统以及相应的方法，其避免了获得照射在血液层 上的光的精确强度值的需要。这通过采用穿过不同厚度的血液层的至少两个光学测量来实 现，但是对于每一测量采用同一光源。由于厚度的不同，每一测量可由不同的等式表示，其 中用于血液层厚度和接收到的信号的项不同。然而，除了血液以外，用于照射到血液层上的 光强度和所有在系统中的光学元件的体积消光系数的项在两个模型中相同。由于这个原 因，两个等式可被合并并且多余项可被消掉以仅基于已知的血液层厚度和相应的两个测量 来解决血液的体积消光系数。
[0057]在一个实施例中，本发明提供一种具有光发射元件的血液监测器。光发射元件沿 着两个相同的但是通过不同厚度的血液层的光路发射光。每一个光路被指向到相应的光传 感器，所述光传感器测量穿过相应的血液层厚度的光的强度。优选地，两个光路的位置这样 设置，使得来自光发射元件的外加的光的强度沿着两条光路都相同。因此，只要在血液监测 器光路中的其他部件被构造成基本相同，则沿着每一光路被引导进入血液层中的光的强度 将会基本相同。用于接收光的强度的部件在敏感性上相同并且被结合到相等的光路中，以 对两个路径测量中的每一个的血液渗透之后的光进行测量。该相等允许表示接收到的光强 度的部件被从表示两个测量的组合的数学模型中除去，如下面详细解释的那样。
[0058] 如已经描述过的那样，穿过厚度为d的血液层的光可由等式(9)来表示。因此，穿过 厚度为dbjPdb2的血液层的两个光路可由等式(9a)和(9b)来表示，其中测量的信号可由于 仅仅血液层厚度的不同而不同。
[0059] im - Ι0Τβ''α1'Λι (9a)
[0060] (9 b)
[0061] 将等式(9a)除以（9b)允许等式被合并，使得光照射项Ι〇τ既被包括在分子中也被包 括在分母中，并且可由此被消去。如等式(1 〇)所示：
[0063]对等式（10)取自然对数以允许血液的体积消光系数ab被分离并仅基于测量的信 号和相应的血液厚度而确定，而不需要用于光照射项的值，如等式(11)所示。
[0065] 基于等式（11)可看出，两个被测量的血液层之间的厚度差是用于确定血液的体积 消光系数的重要的值。由此，优选地使得厚度差显著。在一个优选的实施例中，第二血液层 的厚度为第一血液层厚度的至少两倍。然而，检测到的光信号的数学估算对于血液层的厚 度非常敏感，因此，厚度差(d b2_dbl)必须被仔细考虑。由于在室的厚度的生产中非常微小的 变化会引起测量值的显著变化，因此当血液层的厚度差非常小时，制造误差的影响将非常 明显。在另一方面，随着血液层厚度差的增加，检测到的光的强度在具有最宽间隙的通道中 以指数方式减少，由此限制由于接收系统所需的动态范围而可能测量的血液范围。由此，由 于在小信号测量上的限制，大的血室的厚度也会引起不可靠的数据。因此，尽管第一血液层 和第二血液层的厚度显著的不同是有益的，但是每一层必须落入一个收集到精确数据所需 的可操作尺寸的相对窄的范围内。
[0066] 为了利用两个测量的上述关系，来自等式(7)的所有的项，除了关于血液eTabdb和测 量的光信号id的项之外，对于两个光路都必须基本相同。因此，对于两个光路，沿着每一光 路发射的光强度和处于光源和光传感器之间的所有的光学部件（除了血）的厚度和体积消 光系数应当基本相同。
[0067] 可通过对两个光路都使用具有已知光图案的单个光源而使得沿着两光路的每一 个的光强度相等。如图5所示，由典型的光源，例如示出的发光二极管和透镜，所发射的光的 强度在从光源沿着中心轴线延伸的方向上最强。在远离所述轴线的角度处，光强度衰减。在 图5中，实线42示出由光源40发射的光参考对于光源中心的角度的极向强度。在距离光源 (Ds)的任意距离处，沿着中心轴线的最大强度被归一化为1.0的值。如附图中可见，沿着中 心轴线44的照射为最强的并且在该位置由归一化的弧42所指定的强度为1.0。相反地，在距 离光源的距离为Ds和距离中心照射轴线44为60°角的位置处提供的光，与归一化的光强度 图上的点45对应，为最大强度的一半并且相当于光强度为0.5。
[0068]图5示出的一个重要的方面在于，在固定距离Ds处，处于照射轴线的任一侧的光强 度衰减的对称性。本发明的实施例使用这种相等性以沿着该光学系统使用的两条光路提供 相同的光强度。具体地，使用单个光源以提供沿着两条光路的每一个的照射，两条光路被定 向成距离照射轴线相同的角度以及距离照射源相同的距离。基于图5所示的光辐射图案，使 用这种对称的光路提供了在强度上可靠地相同的光强度。该方法比使用两个仅设定相同的 额定光强度的不同的光源更加可靠，并且其进一步消除了校准系统以抵消在使用不同的光 源时实际不可避免的强度差的需要。进一步地，单个光源的使用消除了由于光谱差所产生 的问题，光谱差在使用不同的光源时会产生。
[0069] 为了使得沿着两条光路的所有的光学部件的体积消光系数相同，光学血液监测器 被设计成使用单个血室，该血室具有容纳具有不同厚度的血液层的区域并且沿着两个不同 的光路接收光。除了两个血液层区段的不同，血室的部件基本相同，以确保在两个路径中的 静态光学部件的相同的体积消光系数。
[0070] 图6和图7示出根据本发明的一个实施例的光学血液监测器14。血液监测器14包括 光学血液传感器34和血室32。光学传感器组件34包括至少一个光发射兀件4,光发射兀件4 提供沿着两条不同的路径穿过血室32的光。在一个典型的实施例中，光学血液传感器组件 34可实际上包括多个不同的光元件，多个不同的光元件布置在血室的相对于血流的相同的 横截面上。不同的光发射元件由此可被构造成发射不同波长的光，这对于收集光学血液数 据是有利的。然而，本实施例的一个重要的方面是各个波长光的发射元件沿着两条不同的 光路发射光以用于对血液进行测量。
[0071] 图6和图7所示的组件34包括被构造成夹具或框架的壳体35,壳体35将血室32接纳 在布置在两个夹爪38之间的腔37中。夹爪38可被朝向彼此偏压以将血室32固定在到位，或 可被以任何方式构造以围绕室32牢固地配合。
[0072] 当血室被布置在组件34中时，光发射元件4被构造成发射穿过血室32沿着相对于 彼此被布置成角度的第一光路50和第二光路52的光。两个元件或部件被相对于彼此布置成 角度的描述，如本文所使用的那样，表示部件不是对齐也不是平行。因此，术语"成角度"排 除〇度或180度的角度。相反，如本文中所使用的那样，如果部件相对于彼此成3度和177度之 间的角，则两个部件相对于彼此"成角度"地布置。优选地，第一光路和第二光路的特殊几何 关系被确定为以沿着他们的路径提供基本相同的强度的光。为了实现该光强度的相似性， 两个光路可被对称地布置在光发射元件4的轴线54的任一侧距离轴线54基本相同的角度β 处，如图5所示的光强度图所示的那样。光路50和光路52中的每一个都指向设置在组件壳体 35上的相应的光传感器8。在不出的实施例中，光发射元件4被布置在壳体35的第一夹爪38 上并且传感器8被布置在位于容纳血室32的腔37的对面的组件壳体的另一夹爪38上。
[0073]在操作中，血室32被布置在光学血液传感器组件34的腔37内并且接收血流，所述 血流被使用光发射元件4和传感器8分析。血室32在图8和图9中示出并且包括内部容积56， 所述内部容积56通过入口 58被血填充并且通过出口 68排出血。内部容积56特别地被设计成 在相应的光的光路50和光路52中提供具有不同厚度的第一血液层60和第二血液层62,所述 光由元件4发射并且由传感器8接收。血液层60和血液层62由血室的内部容积64的几伺结构 形成，所述几何结构由血室32的主体66的形状决定。特别地，血室32包括在内部容积56中提 供相应的血液层60和血液层62的第一区段7()和第二区段72。
[0074] 优选地，血室32的主体66包括两个相对的壁74和76,两个相对的壁74和76基本限 定了内部容积56的形状以及相应的第一区段70和第二区段72的方向和厚度。每一个壁74和 壁76在光学血液传感器组件32中被定向成与组件的夹爪38相符合。因此，第一壁74被布置 在组件32的包括光发射元件4的一侧上并且第二壁76被布置在组件32的容纳传感器8的一 侧上。进一步地，壁74和76分别提供了血室区段70和72的光入口侧和光出口侧的边界。特别 地，布置在室的靠近光发射元件的光入口侧的第一壁74包括形成室的第一区段70的一部分 的第一区域74a和形成血室的第二区段72的一部分的第二区域74b。同样地，第二壁76包括 限定第一区段70的一部分的第一区域76a和限定血室的第二区段72的一部分的第二区域 76b 〇
[0075]有利地，两个壁74和76可被构造成连续部件使得每一个壁的成分和厚度在两个相 应的第一区域74a，76a和第二区域74b、76b处可靠地相同。进一步地，每一个壁74、76的相应 的第一区域和第二区域可适于将相应的第一光路50和第二光路52以如图7所示相同的角度 相交。优选地，两个壁74和76被成形为使得光路与壁的相应的区域正交地相交。本文所使用 的术语"正交的"的含义是以基本直角相交，例如以85°到95°之间的角度。由于第一光路与 第一区域的每一个的相同的相交部以及第二光路与第二区域的每一个的相同的相交部，每 一个壁的第一区域相对于该相应的壁的第二区域以相同的角度γ布置。
[0076]由于将每一个血室的壁74和76形成为单个部件，使得相应的第一区域和第二区域 具有相同的厚度和成分，并且通过将相应的区域相对于光路以相同的角度定向，血室的主 体66被形成为对每一光路50和52中的光可靠地具有基本相同影响。因此，尽管对于血室的 每一区段70和72,血液层的厚度不同，布置在光路中的血室主体的区域的光的影响基本相 同。因此，对于每一个光路来说血室本身的体积消光系数是相同的。
[0077] 优选地，光学血液传感器组件也被构造成对沿着每一光路50和52的光具有基本相 同的影响。这可通过使用与应用到血室上的原理相同的原理来实现，例如通过将透镜80制 成单个部件，所述单个部件使得每一光路以同样的角度相交。同样地，光学传感器8优选地 被定位在距离血室的第二壁76相同的距离处并且相对于相应的光路被以相同的角度定向。 再一次地，沿着每一光路的元件的相似性允许光学血液监测器对沿着每一路径的光具有相 同的影响，使得相应的项可被从分析中消去，如上面所解释的那样。
[0078] 在操作中，光学血液监测器14被用于基于由两个光传感器8提供的信号来确定几 个血液参数。从病人移走的用于血液透析处理的血液在返回到病人之前被转移到血液监测 器14。在血液监测器14中，血液被栗送通过血室32的内部容积56,在内部容积56中形成第一 血液层和第二血液层。至少一个光发射元件4通过如图10所示的控制器以被操作，以提供沿 着分别穿过第一血液层60和第二血液层62中的每一个的两个光路的光信号。沿着每一光路 投射的光之后被布置在每一光路中的相应的光传感器8接收。每一光传感器产生信号，信号 指示在相应的层中的血液对于光强度的影响。信号被传递到控制器90,控制器90评价该信 号以确定处于每一波长下的血液的体积消光系数ab，如上面所详细解释的那样。基于体积 消光系数ab比率和合适的波长，控制器90能够确定不同的血液参数，例如血细胞比容、估算 的血红蛋白、氧饱和度和血容量的变化，这些之后被在显示器92上显示。
[0079] 所有在本文中被引用的参考文献，包括出版物、专利申请、专利，都由此被以引用 的方式以每一引用都被单独地并且具体地指出以被引用地合并并且以其全部在本文中被 描述的相同的程度引用地并入。
[0080] 在描述本发明的上下文中（尤其是在下面的权利要求的上下文中），术语"一"和 "该"以及"至少一个"和类似指示物的使用将被解释为覆盖单数和复数两者，除非在本文另 外指出或通过上下文清楚地否认。后面是一系列一个或多个项的术语"至少一个"（例如"A 和B中的至少一个"）的使用将被解释为意指从列出的项中选择的一个项(A或B)或列出的项 中的两个或更多的任何组合(A和B)，除非在本文另外指出或通过上下文清楚地否认。术语 "包括"、"具有"、"含有"和"包含"将被解释为开放式术语（g卩，意指"包括但不限于"），除非 另作说明。除非在本文另外指出，否则在本文的值的范围的叙述仅仅意图用作单独地提及 落入该范围内的每个单独的值的便捷方法，并且每个单独的值如同其在本文被单独地叙述 那样被合并到说明书中。除非在本文另外指出或通过上下文另外清楚地否认，否则能够以 任何适当顺序执行在本文描述的所有方法。在本文提供的任何和所有示例或者示例性语言 (例如，"诸如"）的使用仅仅意图更好地说明本发明并且不对本发明的范围造成限制，除非 另外声明。在说明书中没有语言应当被理解为指示实践本发明所必要的任何非权利要求保 护的要素。
[0081]在本文描述了本发明的优选实施例，包括用于执行本发明的发明人已知的最佳实 施方式。在阅读以上描述时，那些优选实施方式的变化可对本领域技术人员变得明显。发明 人预计到技术人员酌情采用此类变化，并且发明人意图使本发明不像在本文具体地描述的 那样被实践。因此，本发明包括所有可适用的法律所允许的、在附于此的权利要求中叙述的 主题的所有修改和等同物。而且，在其所有可能的变化中的以上描述的要素的任何组合被 本发明所涵盖，除非在本文另外指出或通过上下文另外清楚地否认。
【主权项】
1. 一种光学地监测血液成分的方法，所述方法包括以下步骤： 在血室的内部容积中填充血液，以在光源的相应的第一光路和第二光路中提供第一血 液层和第二血液层，第二血液层具有沿着第二光路的厚度，该厚度大致大于第一血液层沿 着第一血液路的厚度； 沿着第一光路和第二光路发射基本相同强度的光以使得光穿过血室内相应的第一血 液层和第二血液层； 使用分别布置在第一光路和第二光路中的相应的第一光传感器和第二光传感器捕获 穿过第一血液层和第二血液层的光； 对比捕获的光；以及 由捕获的光确定血液成分的特性。2. 根据权利要求1所述的方法，其中： 所述对比包括估算所捕获的穿过血液层的光相对于血液层的厚度差的比率。3. 根据权利要求2所述的方法，其中： 所述对比包括忽略沿着第一光路和第二光路布置的至少一个光学部件对于捕获的光 的强度的影响。4. 根据权利要求1所述的方法，其中： 血液成分为血细胞比容值。5. 根据权利要求4所述的方法，进一步包括以下步骤： 由血细胞比容值估算血红蛋白值。6. 根据权利要求1所述的方法，其中： 血液成分为氧气。7. -种光学血液监测器，所述光学血液监测器用于在血液透析系统中可操作地监测至 少一种血液成分，所述光学血液监测器包括： 血室，所述血室包括限定用于接纳将被血液透析系统监测的血液的内部容积的主体、 用于将血液供应到内部容积中的入口、和用于将血液从内部容积取出的出口；以及 光学血液传感器组件，所述光学血液传感器组件包括沿着第一光路和第二光路发射光 的光源，其中第一光路延伸通过血室到第一传感器并且穿过血室的内部容积的具有第一厚 度的第一区段，并且第二光路延伸穿过血室到第二传感器并且穿过血室的内部容积的具有 第二厚度的第二区段，第二厚度大致比第一厚度大。8. 根据权利要求7所述的光学血液监测器，其中： 所述光源包括发射围绕轴线的光的光元件;并且， 其中第一光路和第二光路相对于彼此成角度地布置并且关于光元件的轴线对称地布 置，使得沿着第一光路发射的光的强度基本等于沿着第二光路发射的光的强度。9. 根据权利要求7所述的光学血液监测器，其中： 光源包括用于发射沿着第一光路和第二光路的具有基本相同强度的光的构件。10. 根据权利要求7所述的光学血液监测器，其中： 血室的内部容积的第一区段被布置在血室主体的第一壁和第二壁之间，所述第一壁和 第二壁各具有与第一光路正交地相交的区域，并且 其中血室的内部容积的第二区段被布置在第一壁和第二壁之间并且第一壁和第二壁 各具有与第二光路正交地相交的区域。11. 一种血室，用于在血液透析系统中可操作地监测至少一种血液成分，所述血室包 括： 主体，所述主体限定用于接收将被血液透析系统监测的血液的内部容积，所述主体包 括： 第一壁，所述第一壁被布置在所述主体的光入口侧，所述光入口侧被构造成接收光以 对血液进行光学监测，以及 第二壁，所述第二壁被布置在所述主体的光出口侧，光从所述光出口侧被传送到光传 感器； 入口，所述入口用于将血液供应到内部容积； 出口，所述出口用于从内部容积排出血液； 第一光路，所述第一光路延伸穿过所述主体，所述第一光路正交地穿过第一壁的区域， 穿过内部容积的具有第一厚度的从第一壁延伸到第二壁的区段，并且正交地穿过第二壁的 区段；以及 第二光路，所述第二光路延伸穿过所述主体，所述第二光路正交地穿过第一壁的另一 区域，穿过内部容积的具有第二厚度的从第一壁延伸到第二壁的区段，并且正交地穿过第 二壁的另一区段，其中第二厚度基本比第一厚度大并且第一光路和第二光路成角度地布 置。12. 根据权利要求11所述的血室，其中： 第一壁的被第一光路穿过的区域具有与第一壁的被第二光路穿过的区域相等的厚度。13. 根据权利要求11所述的血室，其中： 第二壁的被第一光路穿过的区域具有与第二壁的被第二光路穿过的区域相同的厚度。14. 根据权利要求11所述的血室，其中： 第一壁的被第一光路穿过的区域相对于第一壁的被第二光路穿过的区域布置成限定 的角度γ，并且 其中第二壁的被第一光路穿过的区域相对于第二壁的被第二光路穿过的区域布置成 角度γ。
【文档编号】G01N33/49GK106030303SQ201580010186
【公开日】2016年10月12日
【申请日】2015年2月20日
【发明人】路易斯·L·巴雷特, 佩里·N·劳
【申请人】费森尤斯医疗控股股份有限公司