用于检测静脉针离位的系统和方法

相关申请的交叉引用

本申请要求于2020年7月2日提交的美国临时申请No.63/047,727的优先权，该申请通过引用整体并入本文。

技术领域

本公开总体上涉及用于检测在体外回路中流动的流体的流体动力学变化的系统和方法，并且更具体地涉及可以用于检测透析系统中的静脉针离位(VND)的系统和方法。

背景技术

透析期间静脉针离位(VND：Venous Needle Dislodgement)是一种罕见的事件。然而，如果VND没有被迅速检测出来，则可能会在短短几分钟内导致致命的失血。例如，正常血容量为3-5L的患者在透析期间接受200-500ml/min的正常体外血液流动速率，可能会在VND之后2-5分钟内发生致命性失血。报道的每次治疗的VND数量范围很大，从0.0008％到0.1％，估计10-33％的VND导致死亡。

已经实施了用于检测VND的多种不同方法。但是这些常规方法具有许多缺点。在一些这样的常规方法中，以各种方式测量静脉管线压力，以试图基于静脉管线压力的突然降低来检测VND。然而，这种压力监测方法并不稳健，因为VND仅导致静脉返回管线中的小的压力变化。已经使用了具有足够灵敏度以检测这种小压力变化的常规压力监测系统，但是这种系统需要足够的阻尼或平均来降低测量中的噪声，否则这将不利地影响系统的响应时间。此外，这种系统需要传感器与血液接触。此外，这些系统通常出现许多假阳性，从而增加了监测和处理假警报的负担。

另一种方法是将湿度检测器放置在患者的接入点处或附近，这将在血液泄漏并在检测器处收集之后发送警报。湿度检测器也不是最佳的，因为放错位置的检测器可以使这种系统失效，并且不能总是可靠地预测泄漏的路径。机械的管收缩装置也不是最佳的，因为存在不适当实施的可能性。

因此，需要一种可靠、稳健且成本有效的解决方案来检测VND。

发明内容

在一个方面，公开了一种检测流经体外回路的流体的流体动力学变化的方法，所述方法包括：在与流体流经的体外回路相关联的管线的至少一部分之上建立声波谐振；监测谐振声波的相位信号；以及当观察到的谐振声波的相位信号指示与流体流动相关联的预期的相位特征的偏差时，识别流动的流体的流体动力学变化的发生。

本文中所使用的术语“相位特征”指的是表示与流体流动相关联的正常(期望)流体动力学的相位信号的时间变化。例如，这样的“相位特征”可以指相位信号的周期性变化(例如，由于患者的心跳引起的相位信号的周期性变化)和/或平均相位信号值。

在下面讨论的实施例中，声学驻波是跨管线的横向(例如，跨直径)建立的。更一般地，声波可以沿着相对于管线的轴向维度形成非零角度的管线的维度建立，其中轴向维度基本上平行于流体流动的方向。

建立谐振声波的步骤可以包括将声波发射到管线的一部分中，例如，沿着其横向维度(例如，沿着管线的直径)发射，并且在声波通过流动的流体之后检测声波的至少一部分。相位信号可以对应于发射的声波的相位与检测到的声波的相位之间的差。

在一些实施例中，体外回路包括体外透析回路(例如血液透析回路)，并且所述管线是体外透析回路的静脉返回管线。

在一些实施例中，预期的相位特征包括与耦合到体外回路、例如，血液透析回路的静脉返回管线的患者的心跳相关联的相位特征。

在一些实施例中，流体动力学变化是由静脉返回管线的至少部分离位引起的。例如，所述被监测的相位相对于预期的相位特征的偏差可以包括相位特征的基本变化(例如，消失)，指示静脉返回管线的基本完全离位。

在一些实施例中，声波是单频的。作为示例，在这样的实施例中，声波可以具有在大约1至大约20MHz的范围内、例如在大约1MHz至大约5MHz的范围内的频率。声波可以以具有在所述频率范围内选择的频率的任何周期波形(例如，正弦波、方波等)激励。

在一些实施例中，所述被监测的相位信号相对于预期的相位特征的偏差可以由一个或多个气泡通过建立声波谐振所跨越的管线的部分引起。在一些情况下，一个或多个气泡通过管线可以经由检测声学信号的振幅的显著下降和/或大的相移来检测。在一些实施例中，在小于大约0.1秒的时间段内发生的相位信号的变化可以指示一个或多个气泡通过装置的感测部分。

在一些实施例中，可以响应于对流体流动内的气泡的检测来调整通过体外管线的流体的流动速率。通常，血液泵的流动速率需要根据检测到的气泡的量而减慢或完全停止。例如，在一些这样的实施例中，流体可以是血液，例如在透析系统的体外管线中流动的血液。在这样的实施例中，响应于气泡的检测，可以降低血液的流动速率，同时监测相位信号，直到没有检测到气泡。在一些实施例中，可以生成基于相位输出信号的反馈控制信号并将其施加到血液泵，以响应于检测到一个或多个气泡流经装置的感测部分来调整血液泵的操作。

在一些实施例中，被监测的相位信号相对于预期的相位特征的偏差可以由流经体外回路的流体的流体动力压力的变化引起。在一些这样的实施例中，流体的流体动力压力的变化可以引起管线的至少一部分的横向维度的变化，从而造成被监测的相位相对于预期的相位特征的偏移。

在一些实施例中，被监测的相位与预期的相位特征的偏差可以指示流体通过体外回路的不一致的流动速率。

在流体是血液的一些实施例中，被监测的相位相对于预期的相位特征的偏差可以由至少一个血凝块引起。

在一些实施例中，体外回路的管线可以是管的形式。作为示例，这种管可以提供血液透析系统的体外回路的静脉返回管线，并且被监测的相位相对于预期的相位特征的偏差的变化可以至少部分地由当流体通过管时管的周期性扩张和收缩引起。

例如，通过将测量的相位与对应于正常流体流动的预期的流体动力学的先前获得的相位特征进行比较，可以观察到测量的相位与预期的相位特征的偏差。在一些实施例中，事件，例如，静脉针离位(VND)可以导致相位信号特征的基本消失，从而指示事件的发生。

在一个相关方面，公开了一种检测在与患者的血管流体连通的管线中流动的流体(例如，血液)的流体动力学变化的方法，所述方法包括：在管线的一部分中建立谐振驻声波；监测谐振驻声波的相位信号；以及当观察到的谐振声波的相位(即，发射声学信号与接收声学信号的相位之间的差)指示与流动的流体的正常流体动力学相关联的预期的相位特征的偏差时，识别流动的流体的流体动力学变化的发生。在一些实施例中，这种偏差可以对应于相位信号的基本(或完全)消失。

在一些实施例中，相位偏差可以由一个或多个气泡通过管线引起。

在一些实施例中，所述管线是透析系统的静脉返回管线，并且所述相位信号相对于与流经所述管线的血液相关联的预期的相位特征的偏差可以由静脉返回管线的至少部分离位引起。例如，相位信号独特特性(相位信号特征)的基本消失可以指示静脉返回管线的基本完全离位。

在一些实施例中，具有血液可以流经的内腔的管形成静脉返回管线。在一些情况下，这样的管可以具有在大约3mm至大约5mm的范围内的内径(ID)(例如，3.5mm(儿科)或4.3mm(标准))以及在大约5mm至大约7mm的范围内的外径(OD)(例如，5.5mm(儿科)或6.8mm(标准))。此外，在一些情况下，管可以经历周期性的扩张和收缩，例如，由于循环通过管线的血液的脉动，并且这种周期性的扩张和收缩可以引起相位特征的生成。如上所述和在下面更详细地讨论的，相位特征的变化可以指示事件的发生，例如，透析系统的静脉返回管线的部分或完全离位。

管可以由各种不同的材料形成，例如聚氨酯、玻璃、聚氯乙烯、硅树脂以及诸如此类。

跨管线(例如，跨管的直径)的声学驻波的建立可以通过将两个声学换能器耦合在所述管线的相反侧上来实现，其中一个声学换能器(例如，压电装置)可以生成声波并将所述波沿着所述管线的横向维度发射到所述管线中，并且另一个声学换能器可以检测通过管壁和流动的流体(例如，流动的血液)而传输的声波的至少一部分。在一些实施例中，声学发射器和/或检测器可以可释放地耦合到所述管线。

在一个相关方面，公开了一种用于检测在与体外回路相关联的管线中循环的流体的流体动力学变化的系统，所述系统包括用于将声波发射到所述管线的内腔中的声波发射器，例如，跨管线的横向维度发射，使得声波穿过贯通内腔行进的流体的一部分行进。所述系统还可以包括：用于在所述声波通过流体之后检测声波的至少一部分的检测器；以及用于测量指示发射的声波与检测到的声波之间的相位差的相位信号的相位检测器。可以采用比较器电路来将测量的相位信号与流体流动相关联的预期的相位特征进行比较，其中由比较器识别的测量的相位信号与预期的相位特征之间的偏差可以指示流动的流体的流体动力学变化的发生。在一些实施例中，所述系统可以包括用于将观察到的相位偏差与引起相移的流体动力学相关联的事件相互关联的分析器。

作为示例，所述分析器可以被配置成能够分析相位偏差，以便将与相位偏差相关联的事件识别为以下事件中的任一项：(1)一个或多个气泡的通过，(2)一个或多个血凝块的通过，以及(3)所述管线的至少一部分从预期的位置的至少部分离位。

在一些实施例中，声学发射器可以生成频率在大约1至大约20MHz的范围内，例如，在大约5MHz至大约10MHz的范围内的声波。在一些这样的实施例中，声波是单频的。

在一些实施例中，体外回路可以是透析系统(例如，血液透析系统)的体外回路，并且分析器可以被配置成能够识别相位信号相对于预期的相位特征的偏差，所述偏差指示静脉返回管线的至少部分离位。例如，所述分析器可以被配置成能够将相位信号的重要变化(例如，与正常流体动力学相关联的相位信号的独特特性的基本消失)与静脉返回管线基本完全离位相关联。

在一些实施例中，声波换能器可以接近和/或可释放地耦合到所述管线，例如，透析系统的静脉返回管线。作为示例，耦合元件(例如，夹具)可以用于将声学换能器可释放地耦合到所述管线。

在一些实施例中，这样的夹具可以包括两个臂，这两个臂相对于彼此被弹簧偏置以允许将体外管线的一部分可释放地保持在它们的尖端之间。在一些实施例中，夹具臂的尖端可以包括凹部，所述凹部中的每个可以接收元件(例如，塑料元件)，所述接收元件可以被配置成能够接收声学换能器中的一个，如下面更详细地讨论的。

例如，每个塑料元件可以包括其中可以定位包含声学换能器中的一个的壳体的凹部。此外，每个塑料元件可以包括一对突出部，当静脉返回管线的一部分保持在夹具臂之间时，所述一对突出部可以与另一塑料元件上的相应的一对突出部接触。这可以便于将管线保持在夹具的两臂之间。

在一些实施例中，用于每个声学换能器的壳体可以包括主体，该主体具有从所述主体的近端延伸到其远端的内腔。在一些实施例中，壳体的远端可以呈现出在所述主体的远端表面处终止的扩张的锥度。每个壳体可以容纳用于发射或接收声学信号的压电换能器。多个导电元件穿过所述壳体的内腔延伸，并且电耦合到换能器，以向发射换能器供应电功率，并且将由接收换能器生成的一个或多个检测信号发射到信号处理/分析模块，如下面更详细地讨论的。在一些实施例中，两个换能器壳体的内腔可以至少部分地填充有环氧树脂，例如，钨环氧树脂。

在一些实施例中，公开了一种透析系统，所述透析系统包括透析器、为血液从患者的循环系统流动到透析器的输入端口提供路径的动脉管线、为血液从透析器流出到患者的循环系统提供路径的静脉血液管线以及可移除地耦合到所述静脉血液管线的声学传感器。所述声学传感器可以被配置成能够沿着所述静脉血液管线的一部分的横向维度建立声学驻波并且监测与所述声学驻波相关联的相位信号。所述被监测的相位信号相对于预期的相位特征的偏差可以用于识别所述静脉返回管线的至少部分离位。在一些这样的实施例中，所述静脉返回管线的离位可以导致相位信号的独特特征(例如，对应于患者的心跳的特征)的基本消失。

在一些实施例中，所述声学传感器可以包括用于生成声波的发射器和用于在声波通过静脉管线的一部分之后检测声波的至少一部分的检测器。所述发射器和所述检测器可以定位在所述静脉返回管线的相反两侧。所述系统还可以包括相位比较器，用于确定发射的声波与检测到的声波之间的相移，从而生成可以用于以在本文中公开的方式检测静脉管线离位的相位信号(在本文中也称为相位差信号)。

在一些实施例中，如本文中所描述的声学传感器可以被配置成能够定位在可用的血液透析(HD)机器上找到的动脉或静脉滴注腔室处。这些腔室的直径可以在例如大约18mm至大约30mm的范围内。

通过参考下面结合下面简要描述的相关附图的详细描述，可以获得对本教导的各个方面的进一步理解。

附图说明

图1是根据本教导的一个实施例的透析系统的示意性表示；

图2A示出了在其中容纳了发射和接收声学换能器的两个臂中的夹具，其中所述夹具用于将静脉返回管线可释放地耦合到声学换能器；

图2B示意性地描绘了根据本教导的一个实施例的声学传感器；

图3A示意性地描绘了根据一个实施例的声学传感器，其中采用压电膜来生成和检测声波；

图3B示出了并入透析系统中的根据本教导的静脉管线离位系统的另一个实施例的示意性视图，其中采用软件方法来确定相位差和进行数据分析；

图3C呈现了通过使用模拟回路获得的检测到的声学信号，该模拟回路在下面的示例部分中描述；

图3D示出了与图3C中的声学信号相关联的相位差信号，其中使用模拟方法来确定该相位差信号；

图3E示出了与图3C中的声学信号相关联的相位差信号，其中使用软件方法来确定该相位差信号；

图4示意性地描绘了根据本教导的控制和信号处理单元的硬件平台；

图5A示意性地描绘了用于模拟根据本教导的一个实施例的用于检测透析系统的体外回路中的VND的系统的功能的模拟回路；

图5B示意性地描绘了在图5A中描绘的模拟回路中采用的硬件组件；

图6A和6B描绘了图6A中的在模拟回路中采用的夹具的各种示意性视图，该夹具用于将根据本教导的声学传感器耦合到模拟回路的体外管线的一部分；

图7、8和9呈现了指示用于模拟体外透析系统中的VND事件的检测的测试的各个阶段的相位信号的示波器迹线；

图10A示出了对应于体外透析系统的正常操作的模拟的相位信号；

图10B示出了基于图10A中描绘的相位信号导出的VND事件的概率；

图10C示出了指示VND事件的模拟的相位信号；

图10D示出了基于图10C中所示的相位信号导出的VND事件的概率；

图11描绘了根据本教导的由VND检测系统检测到的与动脉泵开启和关闭相关联的特征的一个示例；

图12描绘了基于根据本教导的VND检测系统的心率信号的检测；

图13将根据本教导的VND检测系统测量的心率信号与红外心率监测器测量的心率信号进行比较；

图14示出了典型心率信号的周期的特征；

图15A将动脉泵运行时检测到的心率信号与患者佩戴的脉搏血氧计传感器测量的心率进行比较；

图15B是示出心率信号以及动脉泵信号的对应时间-频率数据；

图16A示出了在静脉滴注腔室之前引入药物(例如，Mircera)的注射的透析治疗的每日日志的一部分；

图16B示出了对药物的注射的信号响应；

图17示出了来自自动压力保持测试的特征；

图18A示出了带有超滤(UF)泵的开启和关闭的透析治疗的每日日志的一部分；

图18B示出了与动脉泵特征相互作用以产生特征性的拍频的超滤(UF)泵信号；

图19示出了与自动接入流量推注相关联的信号；

图20示出了响应于泵送速率的变化的相位信号的频率内容；

图21A示出了引入肝素的注射的透析治疗的每日日志的一部分；

图21B示出了对肝素的注射的信号响应；

图22A示出了在泵关闭之后引入药物(例如，Hectorol)的注射的透析治疗的每日日志的一部分；

图22B示出了对药物的注射和泵关闭的信号响应；

图23描绘了具有光学检测器的2008T透析机器示意图；

图24和25示出了与光学检测器集成在同一壳体中的VND检测传感器的一个示例；以及

图26示出了包括装配在2008T透析机器中的VND检测传感器和光学检测器的传感器模块的一个示例。

具体实施方式

在一个方面，本发明涉及一种可以通过采用高灵敏度的相位检测器电路来连续地感测静脉脉搏的VND检测系统和方法。在一些实施例中，相位特征的缺失(或基本缺失)可以用于检测VND事件。作为示例，传感器可以作为透析系统的一部分并入，并且可以被配置用于(例如，可释放地)耦合到一次性静脉血液管线。传感器可以包括被配置成能够产生超声驻波的发射器，所述超声驻波穿过静脉血液管线行进到静脉血液管线的相反侧上的接收器元件并且从管边界反射回来。接收换能器用于检测在流体填充管的直径内建立的驻波，从而允许监测发射的信号与接收到的信号之间的相移。

可以通过相对于预期的相位特征、例如由患者的心跳而生成的相位特征测量由静脉血液流动引起的驻波(谐振条件)的发射的信号与接收到的信号之间的这种相移来监测血液流动的流体动力学变化。测量的相移随着血液流动而变化，并且足够灵敏以检测源自心跳或操作泵的流动条件的微小变化。尽管在下面的讨论中结合VND的检测来描述本教导的各种特征，但是应当理解，本教导通常可应用于检测流经诸如心肺机的其它体外回路的流体(例如，液体)的声速或流体动力学变化。

图1和图2示意性地描绘了透析系统100，其中并入了根据本教导的一个实施例的用于检测静脉针离位(VND)的VND检测系统102。

所描绘的血液透析透析系统100包括经由动脉管线109接收动脉血液的透析器103，所述动脉管线109又通过动脉接入点110(例如，动静脉(AV)瘘)接收血液。血液泵108a促进血液通过透析系统的循环。血液稀释剂，例如肝素，可以在其引入到透析器103中之前经由肝素泵108引入到血流中。透析器103过滤血液并且过滤后的血液经由静脉返回管线105返回给患者，所述静脉返回管线105经由静脉接入点107(例如，动静脉(AV)瘘)耦合到患者的静脉，所述静脉接入点107包括插入到患者循环系统中的静脉针107a。空气检测器/空气捕集器111可以耦合到静脉返回管线以防止流动的血液中的气泡(如果有的话)被引入患者。

作为示例，透析器103可以包括数千个微小的多孔管，其中血液在管内部流动，而透析溶液在管外部流动。管中的孔隙允许废物和多余的流体从血液转到透析液。使用过的透析液经由透析器的输出端口被丢弃，并且新鲜的透析液经由透析器的输入端口从储存器被引入透析器。

继续参考图1以及图2A和2B，在本实施例中，VND检测系统102包括具有声学发射单元114a和声学接收单元114b的声学传感器114(例如，如图2B所示)，所述声学传感器114可以经由夹具115(例如，可释放地)耦合到静脉返回管线105的一部分。可以采用各种声学发射和接收单元。例如，在非限制性示例中，可以采用由Ultran销售的型号为PT 25-4-X的超声换能器。声学单元114的夹具115可以包括两个臂117a和117b，这两个臂117a和117b相对于彼此是弹簧偏置的以允许将静脉血液管线105的一部分可释放地保持在两个臂的尖端之间。

夹具115的两个臂117a/117b的尖端可以包括用于接收两个安装元件120a/120b的凹部118a和118b，其中安装元件120a/120b中的每一个又被配置成能够接收声学传感器114的声学换能器单元114a和114b中的一个，如下面更详细地讨论的。此外，每个安装元件120a/120b包括一对突出部(例如突出部121a/121b)，当将静脉返回管线的一部分固定在夹具的两个臂之间时，所述突出部可以与另一塑料元件的相应的一对突出部接触。

参考图2A和2B，每个声学换能器单元114a/114b包括被配置成能够定位在安装元件120a/120b的中央开口内的壳体112a/112b(例如，如图2A所示)。在本实施例中，壳体112a/112b可以由合适的塑料材料(例如，聚二甲基硅氧烷(PDMS))制成，并且可以包括内腔116a/116b，所述内腔116a/116b可以从壳体的近端延伸到其远端，并且所述内腔116a/116b呈现出终止于壳体的远端表面的扩展的锥形。壳体112a/112b中的每一个容纳用于发射或接收声学信号的压电换能器119a/119b。

多个导电元件122a/122b穿过壳体的内腔延伸，并且电耦合到换能器118a/118b，以向发射换能器单元114a供应电功率，并且接收由接收换能器单元114b生成的一个或多个检测信号，并且将检测信号发射到信号处理/分析模块，如下面更详细地讨论的。在本实施例中，为了加宽换能器的频率响应，两个换能器壳体的内腔至少部分地填充有钨环氧树脂122。

每个声学换能器单元114a/114b可以可移除地定位在一个安装元件120a/120b的相应的凹部中。声学换能器单元可以是弹簧加载的，以允许它们与静脉管线的保持在夹具115的尖端之间的部分接触的柔性。例如，流经静脉管线的血液的脉动可以引起静脉管线的某种程度的扩张和收缩。发射和接收换能器单元114a/114b与静脉管线之间的柔性接触(即，不太刚性并因此允许静脉管线发生径向扩张和收缩的接触)允许静脉管线的这种径向振荡，以有助于发射与接收声学信号之间的相移，如下面更详细地讨论的。

在一些实施例中，可以采用压电膜来生成和/或接收声学信号。作为示例，图3A示意性地描绘了这样的实施例，其中两个压电膜400a/400b设置在静脉返回管线105的一部分的相反侧上。夹具401用于将压电膜400a/400b保持在相对于静脉返回管线105的适当位置。在本实施例中，压电膜400a用于生成在基本上与流体流动的方向垂直的方向上通过静脉管线传输的声学信号，并且压电膜400b用于接收传输的信号的至少一部分并生成检测信号。例如，施加到压电膜400a的振荡电压可以引起该膜的振动，以生成用于传输到管线的内腔中的声学信号。穿过流经该管线的介质的声波可以引起压电膜400b的振动运动，这又导致了电信号的生成。

再次参考图1，发射/接收单元200在控制和信号处理单元201的控制下操作以控制声学发射和接收换能器114a/114b。特别地，控制和信号处理单元201可以操作声学发射单元以跨静脉管线105的直径发射连续波(CW)声学信号，并且操作声学接收单元以在发射的声学信号通过静脉管线壁和流动的血液之后检测发射的声学信号的至少一部分。以这种方式，可以在声学发射单元与声学接收单元之间的静脉管线的内径内建立驻波声学谐振。

可以选择声学信号的频率，以便于在静脉管线的横向维度内建立驻波声学谐振。当声波的半波长的整数倍位于流体路径内时，在流体中建立驻波。作为示例，声波的频率可以在大约1至大约20MHz的范围内，例如，在大约5MHz至大约10MHz的范围内，尽管也可以采用其它频率。频率的选择通常基于管材料的声音传输特性，而不是对本教导的限制。例如，在本实施例中，声波的频率为大约3MHz，但是也可以使用其它频率。该频率是基于指示谐振条件的接收信号的最大振幅来选择的，并且其取决于管直径和流体声速。如更详细地讨论的，在一些实施例中，可以扫描所施加的声学信号的频率并且可以监测检测到的相位信号以便识别应用于声学传感器的最佳频率(即，使得建立谐振声波的频率)。

如下面更详细地讨论的，发射与接收信号之间的相位差响应于静脉脉动和/或流动的流体动力学的其它变化而改变。

如图1所示，由声学换能器接收器单元114b生成的检测信号由信号处理模块202接收。信号处理模块202包括放大接收到的信号的低噪声放大器(LNA)204。相位检测器205接收发射信号的一部分以及放大的接收信号，并比较这两个信号的相位以生成相位差信号。在本实施例中，相位差信号由具有大约100Hz的截止频率的低通频率滤波器207滤波，并且在该相位差信号传输到与控制和信号处理单元201通信的发射/接收单元200之前由放大器209放大。

继续参考图1，发射/接收单元200包括接收放大的相位信号并将该信号数字化的ADC(Analog-to-Digital Converter：模数转换器)模块。ADC与FPGA(Field ProgrammableGate Array：现场可编程门阵列)通信，该FPGA从晶体振荡器接收参考信号，提供用于对数字化相位信号进行采样的采样时钟，并经由USB控制模块将采样的数字化相位信号发送到控制和信号处理单元201的通信接口。控制和信号处理单元201可以被配置成能够例如以在本文中讨论的方式对接收到的声学信号进行操作，以检测流动的流体的流体动力学变化，例如，部分或完全的VND事件。

除了通信接口之外，控制和信号处理单元201包括处理器、存储器模块以及显示器和键盘。作为示例，处理器可以是通用和/或专用微处理器，例如专用指令集处理器、图形处理单元、物理处理单元、数字信号处理器、图像处理器、协处理器、浮点处理器、网络处理器和/或可以在数字计算电路中使用的任何其它合适的处理器。替代性地或附加性地，该处理器可以包括至少一个多核处理器和前端处理器。作为示例，在一些实施例中，存储器模块可以包括一个或多个永久性存储器单元和一个或多个随机存取存储器(RAM)单元。作为示例，永久性存储器单元可以是磁盘(例如，内部或可移除盘)、磁光盘、一个或多个半导体存储器装置(例如，EPROM或EEPROM)、闪存、CD-ROM和/或DVD-ROM盘。

用于操作系统的诸如声学换能器、血液泵等的各种组件的指令和数据以及根据本教导对检测到的声学信号的分析可以存储在永久性存储器中，并且可以在执行期间转移到RAM上。

通信总线允许控制和信号处理单元201的各种组件之间的通信。在一些实施例中，用于分析接收到的相位信号的指令可以存储在存储器模块中。处理器可以执行这些指令来分析接收到的相位信号，即，相位差数据。如下面更详细地讨论的，对相位差数据的分析可以使得检测到与预期的特征的偏差。在一些实施例中，控制和信号处理单元201可以被配置成能够响应于检测到相位信号的这种偏差而生成警报。在一些实施例中，控制和信号处理单元201可以被配置成能够与血液泵108a通信，以响应于检测到相位信号与预期的相位特征的偏差来调整泵的速度。

更具体地，在本实施例中，控制和信号处理单元201可以被配置成能够对相位差信号进行操作以确定是否已经发生VND事件。特别地，控制和信号处理单元201可以被配置成能够将测量的相位差信号，例如，相位差信号的时间变化和与预期的血液流动特征相关联的预期的相位信号进行比较，以识别例如与流经静脉管线的血液相关联的扰乱和/或异常流动，如果有的话。更具体地，在本实施例中，预期的相位特征是与正在接受透析的患者的心跳相关联的特征。换句话说，当静脉针牢固地定位在患者静脉内时，患者的心跳可以在静脉管线中生成特征脉动，这可以被检测为心跳相位差特征。这种心跳相位特征可以被监测以识别静脉针离位(例如，部分或基本完全离位)。例如，静脉针离位可以使得独特的心跳相位特征基本消失。

继续参考图1，控制和处理单元201还被配置成能够控制发射/接收单元的操作，例如，以指示发射/接收单元将期望的声频施加到VND声学传感器114。例如，在本实施例中，控制和处理单元201可以被配置成能够将控制信号发送到并入FPGA中的波形发生器(AWG)，以生成应用于声学传感器114的期望频率的数字频率信号。

数模转换器(DAC：Digital-to-Analog Converter)将数字频率信号转换成模拟信号，所述模拟信号可以存储在缓冲器中以应用于声学传感器114。该信号的一部分可以向相位检测器提供参考信号，以用于确定发射与接收信号之间的相位差。

在一些实施例中，控制和处理单元201遍及频率范围地扫描施加到声学传感器114的声学频率，以确定应用于声学传感器的最佳声学频率，例如，谐振声学频率。

如上所述，控制和处理单元201接收相位差信号并监测该信号，以指示相位信号与预期的相位特征的偏差。在一些实施例中，控制和处理单元201可以被配置成能够将移动FFT窗口应用于相位信号以分析该信号，用于检测与预期的相位信号的相位偏差。作为示例，图10A示出了对应于正常操作的模拟相位信号。图10B示出了从相位信号导出的VND事件的概率。图10C示出了指示VND事件的模拟相位信号，图10D示出了从图10C所示的相位信号导出的VND事件的概率。在本示例中，在概率分类器算法中使用了表征相位特征的多个独立特征来确定已经发生VND事件的可能性。已经显示该方法提供快速阶跃变化响应，例如，如图10D所示，同时最小化错误警报的发生。

在一些实施例中，可以采用被监测的相位信号相对于预期的相位特征的变化来检测流体流动中的一个或多个血凝块。例如，可以经由检测接收信号的相移和/或振幅的变化来检测一个或多个血凝块。

在一些实施例中，可以按照本教导所告知的来采用通过引用并入本文的美国专利No.7,228,740(在本文中称为“′740专利”)中公开的方法和系统，以测量发射与接收声学信号之间的相位差并分析测量的相位信号以获得关于血液成分的变化的信息。此外，在740专利中公开的方法和系统可以用于提供声学频率的扫描、测量作为频率的函数的相位差信号和分析测量的相位差信号的频率依赖性以获得成分信息。

上述实施例是基于硬件的。如下面更详细地讨论的，相位检测可以经由对数字化的发射和接收信号执行的软件操作来执行，如下面更详细地讨论的。

更具体地，图3B示意性地描绘了其中并入了根据本教导的另一个实施例的VND检测系统302的透析系统300。类似于上面讨论的透析系统100，声学传感器114可以耦合(例如，可释放地)到透析系统的静脉返回管线。在本实施例中，在控制和信号处理单元310的控制下操作的发射/接收单元320致动声学发射单元114a以发射跨静脉返回管线的直径的声波，并且在由低噪声放大器204放大检测信号之后接收由声学接收单元114b生成的检测信号。

在本实施例中，通过存在于控制和信号处理单元310上的软件模块来执行发射与接收声学信号之间的相位差的检测。例如，由低噪声放大器204输出的放大的高频声学信号由发射/接收单元320接收，所述发射/接收单元320又将声学信号的数字化版本发送到控制和处理单元310。然后可以采用存储在控制和处理单元310上的指令，例如下面讨论的那些指令，来确定发射与接收声学信号之间的相位差。

作为示例，可以采用以下程序来确定和分析相位信号。

信号的相位由以下等式给出：

其中I是信号的同相分量，通常被称为实分量，Q通常被称为信号的正交分量或虚分量。根据上面的等式，为了计算相位角，需要计算I和Q。下面的部分概述了计算I和Q所需的步骤。

I和Q生成：

计算I和Q的程序如下面的步骤所示。在下面的讨论中，Rx是从接收换能器测量的信号，Tx是直接测量的发射信号。

1.生成I和Q的第一步骤是创建发射信号的同相和正交版本。这可以通过将希尔伯特变换应用于测量的发射信号来完成。这创建了复信号，其中变换后的信号的实分量是同相分量(其仅仅是原始发射信号的副本)，并且虚分量是原始发射信号的90度相移版本(也称为正交分量)。

2.下一步骤是将同相和正交分量与接收到的信号(Rx)混合。作为示例，可以通过应用两个信号的逐点相乘来进行混合。

3.在信号混合之后，可以对混合信号应用低通滤波器(lpf)。

4.随后，在一些实施例中，可以裁剪数据，例如，保持低通滤波信号的中间80％。这可以减少由低通滤波步骤生成的端部效应的影响。

5.最后，可以确定裁剪数据的平均值，这分别产生I和Q。

作为说明，图3C呈现了通过使用下面在示例部分中论述的模拟回路而获得的声学接收信号。所呈现的声学接收信号具有3MHz的频率和0.7秒的持续时间。图3D示出了与图3C中呈现的声学信号相关联的相位差信号(即，发射信号与接收信号之间的相位差)，其中该相位差信号是通过使用模拟回路(AD8302芯片)获得的。图3E呈现了与图3C中呈现的声学信号相关联的相位差信号，其中使用软件生成该相位差信号。

如下面进一步讨论的，在检测到部分或完全VND时，可以采取某些措施。例如，参考图1，控制和信号处理单元201可以被配置成能够关闭泵108a以减缓失血。

在一些实施例中，当检测到VND时，控制和信号处理单元201被配置成能够将采取任何动作延迟预定义的时间段，例如，在大约5至大约10秒的范围内的时间段，并且继续监测相位差信号以确保实际上已经发生了VND事件。这种方法可以改善误报的发生。

在一些实施例中，响应于检测到指示流动的流体动力学变化的相位变化，控制和信号处理单元201可以被配置成能够调整血液泵108a的速度。例如，可以降低血液泵108a的速度，并且可以监测相位信号，直到在流动中没有检测到气泡。

控制和信号处理单元201可以以本领域已知的方式使用硬件、软件和/或固件来实现，如本教导所告知的。作为示例，图4示意性地描绘了包括处理器602、永久性存储器604、随机存取存储器(RAM)606和通信模块(WIFI或蓝牙)608以及用于将处理器602连接到这些组件的通信总线610等组件的硬件平台600。

如上所述，在一些实施例中，如本文中所描述的声学传感器可以被配置成能够定位在可用的HD机器上找到的动脉或静脉滴注腔室处。这些腔室的直径可以在例如大约18mm至大约30mm的范围内。

提供以下示例以进一步阐明本教导的各个方面。这些示例是为了说明的目的而提供的，并不一定是为了指示实践本教导的最佳方式和/或可以获得的最佳结果。

示例1

经由血液透析针连接到血液泵(费森尤斯透析机器的泵，型号：2008T，其在本文中被称为“费森尤斯血液泵”)的输出端的模拟静脉脉搏(瘘管)被用于检测由血液泵生成的“噪声”之上的模拟静脉脉搏。

图5A示出了使用根据本教导的一个实施例的相位检测系统和方法来检测静脉脉搏所采用的模拟回路。该图示出了液压回路以及VND传感器和透析针插入点相对于心脏脉搏模拟泵和费森尤斯血液泵的位置。

使用了2008T型透析机器套件的费森尤斯医用管，包括指定的透析器部件号16LU04016。在血液泵设置为100-275ml/min，并在静脉针前0.5m处放置VND传感器的情况下，对VND系统进行评估。

使用静脉针插入其中的小型蠕动泵来模拟静脉或心脏搏动(瘘)。

图5B示出了用于向VND传感器发射信号和从VND传感器接收信号以及处理信号以进行精确的相位检测的硬件。

采用双通道Analog Discovery 2装置以将连续波信号(Tx1)发射到VND传感器中的一个压电元件，同时经由Rx1接收来自第二压电元件的信号。

为了确保精确的相位差测量，还使用Analog Discovery 2装置上的第二输入通道(Rx2)测量了相同的Tx1发射信号。

使用在平板电脑上操作的

使用以下程序来获得测试结果：

1.设备设置：

1.1将6.5mm医用管和透析器安装到费森尤斯2008T透析机器中。使用类似的医用管和指定的蠕动泵，形成如图5A所示的心脏模拟器回路。

1.2如图5A所示，将VND传感器安装到静脉针之前大约0.5m处的静脉管线上。使用凡士林将传感器声学地耦合到管。

1.3将BNC连接器连接到VND传感器。

1.4用染成红色的水充满血液储存器。

1.5打开费森尤斯透析机器，进入“服务”模式，然后选择“维护”和“动脉泵”。这允许手动控制血液泵流动速率。将泵速率设置为100-275ml/min，然后关闭泵。

1.6通过同时运行两个泵来填充静脉模拟管线和透析管线。

1.7启动VND应用程序并开始测量。

1.8设置两个USB网络摄像头，记录平板电脑屏幕和透析针插入区域。在执行下面的测试步骤之前开始记录。

2.测试步骤

2.1将心脏模拟泵打开到最低设置(3.5V)，并通过查看VND应用程序上的相位输出信号验证是否观察到泵脉动。

2.2在合适的集水盆状物上方小心地将透析针从的脉冲模拟管线上移除。验证相位输出信号现在是否平坦(即没有脉动)。

2.3重新插入透析针，并通过查看VND应用程序上的相位输出信号来验证是否再次观察到泵脉动。

2.4在静脉脉搏模拟泵仍在运行的情况下，打开费森尤斯血液泵。

2.5小心地将透析针从脉搏模拟管线上移除。验证相位输出信号的振幅是否明显降低，仅显示来自血液泵的较小的脉动。

2.6非常缓慢地重新插入透析针，以证明只有在针完全插入且没有泄漏之后才观察到静脉脉动。

2.7将血液泵速率设置为500ml/min，然后将透析针从脉搏模拟管线中移除。验证相位输出信号是否显示频率内容的明显变化或经历了显著的相移。

2.8重新插入透析针，以证明只有在针完全插入且没有泄漏之后，才再次观察到静脉脉动，并且平均相位值恢复到以前的状态。

图7、8和9示出了与上述测试步骤相关联的相位检测信号的示波器迹线。

参考图7，画面A示出了在开启静脉泵时观察到的相位信号。画面B示出了在静脉泵运行的情况下移除透析针时的相位信号，显示出在画面A中观察到的相位信号的典型特征的基本消失。而画面C示出了重新插入透析针时的相位信号，显示出相位信号的典型特征的再现。

参考图8，画面A示出了当费森尤斯血液泵开启时观察到的相位信号，画面B示出了在两个泵都运行的情况下移除透析针时的相位信号，显示出在画面A中观察到的相位信号的典型特征的基本消失。而画面C示出了缓慢重新插入透析针之后的相位信号，显示出在画面A中观察到的典型相位特征的逐渐再现。

参考图9，画面A示出了当血液泵速率设置为500毫升/分钟，随后在静脉泵仍在运行的情况下移除透析针时的相位信号，显示出由于移除透析针导致的相位信号的显著变化。画面B示出了缓慢重新插入透析针时的相位信号，显示出相位信号逐渐返回到画面A中观察到的典型相位信号。

上述结果表明，即使当血液泵以500ml/min的流动速率操作时，上述测试也被成功地执行，并且它们示出了根据本教导的用于VND检测的系统和方法的实施例的可行性和高灵敏度。

本领域普通技术人员将理解，在不脱离所要求保护的主题的范围的情况下，可以根据本教导对上述实施例进行各种改变。

示例2

用根据本教导的原型VND传感器系统进行临床研究。对10例患者进行了临床研究，每例患者收集两次数据，即，总共收集了20个数据集。在10例患者中，9例患者建立了瘘管通路，1例患者使用了导管通路。

在整个临床研究中，该系统证明患者之间的一致测量，并且归因于透析机器的信号是一致的且可重复的。测量的许多特征与每次数据收集中记录的治疗日志中记录的事件相关。此外，测试结果表明，患者运动没有造成显著影响。

对在临床研究期间收集的数据特征的检查表明，根据本教导的VND传感器系统可以检测由透析机器的正常操作生成的各种信号。基于所测量的特征，根据本教导的测量技术已经被证明能够将VND事件与透析程序的操作中产生的各种其它特征区分开。

对于临床研究，将VND检测传感器改装到2008T型透析机器中的CLiC装置壳体中，所述CLiC装置壳体是2008T透析机器的一个组件，可实时无创测量血细胞比容、血容量变化百分比和血氧饱和度。如上所述，VND检测传感器系统包括PZT超声发射器和接收器。该系统在晶体的谐振频率(3MHz)周围发射频率扫描，以找出引起最大振幅响应的频率。然后，系统以该频率发射信号，并测量由血液管线内部的压力或声速变化引起的发射与接收信号之间的相位变化。如上所述，通过测量相位变化，可以检测VND事件，并且在一些情况下，还可以检测由透析机器的操作引起的各种其它特征，例如由患者的动作/运动引起的那些特征。

在下文中，将参考图11-20描述透析程序期间VND数据测量中的特征的示例。

图11描绘了由上面讨论的VND系统检测到的与动脉泵开启和关闭相关联的特征的示例。如图11所示，在数据收集期间，响应于关闭动脉泵，相位信号表现出大约10°/秒的初始下降，随后大约0.25°/秒的更缓慢下降。相反，相位信号响应于动脉泵从关闭状态切换到开启状态而呈现急剧增加。因此，相位信号表现出指示泵的操作状态的独特特征。

除了与透析机器的操作相关联的特征之外，在一些实施例中，根据本教导的VND传感器可以提供与患者心率相关联的特征。作为示例，如图12所示，当动脉泵关闭时，可以容易地观察到心率信号。

图13将由VND检测系统测量的心率信号与由红外心率监测器测量的心率信号进行了比较，图14示出了与典型心率信号的周期相关联的更详细的特征。参考图13和14，可以看出，本实施例中使用的VND检测系统能够在动脉泵关闭时精确地监测心率。

图15A和15B表明，在动脉泵运行时检测受试者的心率信号也是可行的。图15A将动脉泵运行时检测到的心率信号与由患者佩戴的脉搏血氧计传感器测量的心率进行了比较。图15B是示出心率信号以及动脉泵信号的对应时间-频率数据。在此图中，较亮的颜色表示高振幅水平，而较暗的颜色表示较弱的信号。在本文中，使用STFFT(Short Time FastFourier Transform：短时快速傅立叶变换)方法提取心率信号。然而，本教导并不限于STFFT方法，并且可以使用各种其它数据处理方法来在心率的几个周期(例如，大约2到3秒)内提取心率信号。

图16A和16B分别示出了透析治疗的每日日志和对在静脉滴注腔室之前引入药物(例如，Mircera)的注射的信号响应。如图16B所示，药物的注射产生平滑变化的正相移，这在典型的泵信号上方是可辨别的。

图17示出了来自自动压力保持测试的特征。在图17中，可以看到相位角以大约12分钟的间隔发生的小的增加，提供了指示由透析机器执行的自动压力保持测试的特征。

参考图18A和18B，测量的信号可以示出与动脉泵特征相互作用以产生特征性的拍频的超滤(UF)泵信号。图18B的前半部分表示UF泵处于开启状态的信号，其中特征性的拍频是可见的。在大约13:14，UF泵关闭(参见图18A)，并且拍频消失。在一些实施例中，这种特征可以用于辨别UF泵的操作状态。

图19示出了与自动接入流量推注(例如，由于生理盐水推注的注射，其用于由透析机器执行的自动电导率测试)相关联的信号。在图19中，由于自动化的通路流量推注，可以看到相位数据下降几度(例如，大约2°)，大约每41.5分钟发生一次并且持续6分钟。

图20示出了对泵送速率的变化的信号响应。该信号是使用与上述泵运行时心率检测相同的STFFT方法产生的。在图20中，可以看出，泵速率在大约17:10从52CPM增加到72CPM(即，300至400mL/min)。

图21A和21B分别示出了透析治疗的每日日志的一部分和对肝素的注射的信号响应。如图21B所示，药物的注射产生平滑变化的正相移，这在典型的泵信号上方是可辨别的。

图22A和22B分别示出了透析治疗的每日日志的一部分和对药物(例如，Hectoral)的注射的信号响应，随后是触发动脉泵关闭的动脉压警报。如图22B所示，药物的注射产生平滑变化的正相移，这在典型的泵上方是可辨别的。相位信号响应于泵关闭而呈现出与图11所示的相位信号特征类似的初始下降。如上文参考图11-20所述，根据本教导的VND检测技术可以提供足够的灵敏度、可靠性和可重复性，以不仅辨别VND事件，而且辨别各种其它事件(例如，一个或多个泵的操作状态、药物注射和患者手臂运动)，从而允许将VND事件与其它事件区分开。这又可以帮助降低错误警报的概率。

在一些实施例中，透析系统与VND检测系统之间的数据的通信(例如，输入和输出)可以是双向的。例如，VND检测系统可以向透析系统发射一个或多个输出(例如，VND警报、VND原始数据(例如：相位角))，并且VND检测系统可以接收来自透析系统的一个或多个输入(例如，透析液温度、透析液电导率、TMP、动脉压力、静脉压力、UF速率、透析液流量旁路、BTM动脉和静脉温度、Hct、血压、电压和透析机器警报(例如，血液泄露、动脉压力、静脉压力、TMP、透析液温度、透析液电导率、血液泵停止、肝素停止和空气检测))。除了上面识别的数据之外，透析系统和VND检测系统可以被配置成能够在两个系统之间接收和发射其它数据(例如，临床医生输入、药物施用等)。在这样的实施例中，可用于两个系统(VND检测系统和透析系统)的该数据可以用于提高VND检测的灵敏度和/或特异性，并且特别地，用于降低假警报的概率。作为示例，VND识别算法可以使用输入(例如，UF泵关闭或药物施用)，以预测和/或验证非VND事件的相位信号的变化。

示例3-将VND传感器改装到透析机器中并将VND传感器与血液感测传感器相结合

在一些实施例中，根据本教导的VND检测传感器可以被改装到现有的透析机器中，例如费森尤斯医疗保健公司销售的2008T或5008S型透析机器。

作为示例，图23描绘了配备有光学检测器2100的2008T透析机器的前面板，所述光学检测器2100光学地区分不透明流体流动(例如，血液)和透明流体流动(例如，生理盐水)。

在一些实施例中，根据本教导的VND检测传感器可以与光学检测器集成。作为说明，图24和25示出了集成到同一壳体2110中的VND检测传感器2300和光学检测器2100的示例。

参考图24和25，VND传感器2300的一对声学发射/接收单元2314a和2314b设置在设置于凹槽2120的相对壁中的两个相对腔中，所述凹槽2120被配置成能够接收血液管线。发射/接收单元2314a/2314b可以用于在血液经过发射/接收单元之间时以上面讨论的方式在流经血液管线的血液的一部分中建立驻谐振声波。

如上面所讨论的，该对声学换能器单元2314a和2314b可以用于监测谐振声波的相位信号，以检测血液管线内的流动的流体动力学变化。在本实施例中，光学检测器2100的结构和功能可以保持不变。此外，盖2130可以铰接地耦合到壳体2110，并且可以通过弹簧偏置的闩锁2140固定，使得盖2130可以将血液管线保持在凹槽2120内。

图26示出了包括改装到2008T透析机器中的VND检测传感器2300和光学检测器2100的传感器模块2500的示例。可以添加印刷电路板(PCB)2510，例如，与液位检测器PCB相邻，以支持VND改装传感器的操作。为了允许VND传感器与2008T机器的主处理器之间的通信，可以在PCB2510上提供插座2520以容纳通信电缆(例如，RS-232连接器)。在一些实施例中，为了使传感器模块更紧凑，与VND检测传感器2300相关联的电子组件可以包括在传感器模块2500的壳体2110内，从而消除了对附加PCB2510的任何需要。在一些实施例中，传感器模块2500可以进一步包括其它传感器，例如血液感测传感器、气泡检测器、电解液传感器、静脉压力换能器、温度传感器或诸如此类，使得可以采用附加数据来提高VND检测的灵敏度和/或特异性，且特别是降低假警报的概率。