使用超濾脈沖的絕對血量測量的制作方法

本申請要求2014年5月20日提交的美國臨時申請No.62/000,667的權益。前述申請的全部教導通過引用并入本文。
背景技術：
：在美國有著數十萬血液透析患者。以每周三次治療的比率，這合計達到每年數百萬次血液透析治療。透析中低血壓(IDH)仍然是透析治療過程中最常見的并發癥，頻率為所有維持性血液透析場合的約15％至30％(且可能更高)。這是個很大的數字，其很大程度上是當前血液透析實踐(即，相對短的(3-4小時)、不頻繁的(每周3次)治療，在該過程中整個透析間的液體累積需要被修正)的結果。其他方面(如，通過異常高的透析液鈉濃度或者鈉模式的不適當使用、不恰當的飲食咨詢以及用鹽水溶液啟動/沖洗透析回路產生的透析中鈉負荷)可能導致提高的透析間體重增加，并由此使該問題復雜化。參見Thijssen，S.等，Contributionstonephrology，2011.171：p.84-91。這種高IDH比率具有重要意義，因為IDH與多種問題相關，其中有腸系膜灌注不足且內毒素隨后轉移到血流中、腦損傷、殘余腎功能加速喪失以及心臟損傷。參見Eldehni，M.T.和C.W.McIntyre，Seminarsindialysis，2012.25(3)：p.253-6；McIntyre，C.W.，Seminarsindialysis，2010.23(5)：p.449-51(下文稱“McIntyre”)。而且，頻發的IDH很可能由于鹽水輸注和未能達到規定的透析后目標體重而加重慢性體液超量，由此使得后續治療過程中需要更高的超濾速率，且進一步使得患者易發生IDH。最后，IDH已經與死亡聯系在一起，鑒于上述問題，這并不令人驚訝。參見Shoji，T.等，Kidneyinternational，2004.66(3)：p.1212-20。IDH因為超濾過程中血量降低而發生。用于監測相對血量(即，在透析治療開始時作為血量的分數的透析中血量)的裝置日常可用，并且已經用于分析相對血量變化與IDH的發生之間的關系，試圖得到在觀察到時會幫助避免治療過程中的低血壓事件的臨界閾值。然而，在許多患者中，結果一直不令人滿意。IDH據信在超濾速率超過來自間隙空間的血管再充盈速率時發生。超濾速率很大程度上是治療頻率和持續時間的函數，并因此由透析實踐來決定。雖然原則上有價值，但是減少透析間體重增加速率的嘗試有爭議地具有有限的效果。因此，在高IDH風險的當前透析實踐的約束內操作時，能夠以充分的提前期檢測即將發生的IDH以防止其顯現成為改進透析療法并最終改善患者預后的努力的主要目標。同時，絕對血量具有關鏈的重要性，因為在體液超量患者中，有爭議地是過量的血量而非過量的間隙量介導大多數心血管損傷(例如，血管硬化、左心室肥大、充血性心力衰竭)。雖然IDH在大部分圍繞透析患者血量的討論中處于重要位置，但對絕對血量的了解很可能在該群體中具有其他重要后果。因此，需要一種測定患者血液透析治療過程中的絕對血量的方法以減少或消除上述問題。技術實現要素：在一個實施方式中，用于確定當前超濾速率是否適合于避免進行透析的患者的透析中低血壓的方法包括確立待施用到當前超濾速率以造成超濾速率的變化的規定脈沖(step)，在執行超濾速率的變化之前即刻以高采樣頻率(例如，1-50Hz)測量患者的血紅蛋白濃度，在當前超濾速率中執行規定脈沖，和在執行所確立的脈沖之后即刻以高頻率測量患者的血紅蛋白濃度。超濾速率的脈沖是實質的脈沖，例如，約500毫升/小時(mL/h)至約1200mL/h或更大的范圍內的脈沖，如約600mL/h，約700mL/h，約800mL/h，約900mL/h，約1000mL/h或約1100mL/h。所述方法包括基于在超濾速率中執行規定脈沖之前即刻和之后即刻血紅蛋白濃度斜率的變化計算患者的絕對血量。而且，如果患者的超濾速率不適合于達到期望的絕對血量，則基于患者的絕對血量，將超濾速率調節到據信是適合速率的不同速率。可以重復基于患者的絕對血量將超濾速率調節到據信適合的不同速率的步驟，直到確立患者的適合超濾速率。計算患者的絕對血量可以包括，例如，使用最小絕對值或最小二乘代價泛函(leastsquarecostfunctionals)。在另一個實施方式中，血液透析機包括用于測定進行血液透析治療或超濾治療或二者的患者的絕對血量的計算機程序產品，所述計算機程序產品包括計算機可用介質和在所述計算機可用介質上具體化的計算機程序指令集。所述計算機程序指令包括確立患者的初始超濾速率、確定至少一個超濾脈沖的特性和時機、執行至少一個超濾脈沖、在每個超濾脈沖之前即刻和之后即刻以高采樣頻率測量血紅蛋白濃度、在各個超濾脈沖之后從血紅蛋白濃度斜率變化計算患者的絕對血量，和基于絕對血量確認超濾速率是是否適合的指令。所述計算機程序指令可以包括如果不適合則調節超濾速率的指令。所述高采樣頻率可以是，例如，在約1Hz至約50Hz范圍內的頻率。所述計算機程序指令可以進一步包括，如果患者的絕對血量小于警報量，則觸發警報的指令。在一些實施方式中，計算患者的絕對血量可以包括使用在各個超濾脈沖之前和之后測量所測定的血紅蛋白濃度與模型之間的間距的最小絕對值或最小二乘代價泛函的最小化。在又一個實施方式中，測定進行血液透析治療或超濾治療或二者的患者的絕對血量的方法包括確立患者的初始超濾速率，確定超濾脈沖的特性和時機，執行至少一個超濾脈沖，在各個超濾脈沖之前即刻和之后即刻以高采樣頻率(例如，1-50Hz)測量血紅蛋白濃度，使用例如最小絕對值代價泛函的最小化從血紅蛋白濃度斜率變化計算患者的絕對血量，和基于絕對血量確認超濾速率是否適合。在又一個實施方式中，血液透析機包括用于確立患者的初始超濾速率的裝置，用于確定至少一個超濾脈沖的特性和時機的裝置，用于執行至少一個超濾脈沖的裝置，用于在每個超濾脈沖之前即刻和之后即刻以高采樣頻率測量血紅蛋白濃度的裝置，用于從在各個超濾脈沖之前即刻和之后即刻血紅蛋白濃度斜率變化計算患者的絕對血量的裝置，和用于基于絕對血量確認超濾速率是否適合的裝置。所述血液透析機可以包括用于如果超濾速率不適合則調節超濾速率的裝置。所述血液透析機可以進一步包括用于如果患者的絕對血量小于警報量，則觸發警報的裝置。本發明具有許多優勢，包括使得能夠使該絕對血量測量方法自動化，使得這些數據可以在透析治療過程中現場且實時提供給健康護理隊伍。在不明顯改變典型透析或超濾程序的情況下，這比提供相對血量數據明顯更有價值。附圖說明前述內容將從下文中如隨附附圖所說明的本發明的示例實施方式的更加詳細描述而更加明顯，附圖中貫穿不同視圖，相似的引用字符指代相同的部件。附圖不一定是按比例的，重點是在于說明本發明的實施方式。圖1是血液透析系統的說明，其包括絕對血量和監測器獲得的血紅蛋白濃度測量。圖2是血液透析治療過程中絕對血量的時間進程的說明，其從治療開始時超濾速率中的脈沖處的絕對血量(從脈沖附近的高頻率血紅蛋白濃度讀數獲得)以及和治療過程中相對血量的時間進程確定。數據使用改良III監測器獲得。圖3是圖2所示血液透析治療過程中累積血管再充盈的時間進程的說明。在任一時間點，圖2所示血量變化(計算為開始血量減去當前血量)與累積毛細管再充盈量之和產生直到該點的累積超濾量。在所描述的情況中，透析結束時總超濾量例如是2.7升(圖2所示0.75升的血量減少加上圖3所示1.95升的累積再充盈量)。圖4是治療過程中絕對血量(L)的可能時間進程的說明。在治療開始時，血量高于正常范圍且需要被降低。接近治療結束，血量可能低于正常范圍。圖5是顯示根據本發明的超濾速率中的脈沖對血紅蛋白濃度的時間進程的影響的實驗數據的說明。圖6A是用于測試BV1-BV10的超濾(UF)速率(mL/h)的時間進程的圖。圖6B是用于測試BV12的超濾(UF)速率(mL/h)的時間進程的圖，其中較小的脈沖被較大的脈沖替代，因為在該測試時，已經清楚較大的脈沖產生較好的結果。圖6C是用于測試BV13的超濾(UF)速率(mL/h)的時間進程的圖，其中較小的脈沖被較大的脈沖替代，因為在該測試時，已經清楚較大的脈沖產生較好的結果。圖6D是用于測試BV15的超濾(UF)速率(mL/h)的時間進程的圖，其中較小的脈沖被較大的脈沖替代，因為在該測試時，已經清楚較大的脈沖產生較好的結果。圖7是作為k的函數的區間Ik中估值的數量的柱狀圖，說明BVrel，err對于通過線性L1-近似獲得的那些估值的分布，所述估值是在區間[-100％，100％]中。這些是98例中的85例。圖8是作為k的函數的區間Ik中估值的數量的柱狀圖，說明BVrel，err對于通過二次L1-近似獲得的那些估值的分布，所述估值是在區間[-100％，100％]中。這些是98例中的83例。圖9是作為k的函數的區間Ik中估值的數量的柱狀圖，說明對于測試BV4、BV6和BV10，BVrel，err對于通過線性L1-近似獲得的那些估值的分布，所述估值是在區間[-100％，100％]中。這些是24例中的21例。圖10是作為k的函數的區間Ik中估值的數量的柱狀圖，說明對于測試BV4、BV5、BV9、BV10和BV15，BVrel，err對于通過二次L1-近似獲得的那些估值的分布，所述估值是在區間[-100％，100％]中。這些是41例中的34例。圖11是作為k的函數的區間Ik中估值的數量的柱狀圖，說明對于測試BV5、BV7、BV9、BV12、BV13和BV15，BVrel，err對于通過線性L1-近似獲得的那些估值的分布，所述估值是在區間[-100％，100％]中。這些是52例中的47例。圖12是作為k的函數的區間Ik中估值的數量的柱狀圖，說明對于測試BV7、BV8、BV12和BVl3，BVrel，err對于通過二次L1-近似獲得的那些估值的分布，所述估值是在區間[-100％，100％]中。這些是36例中的33例。圖13是作為經過時間(min)的函數的在時間t的血紅蛋白濃度的倒數1/Hgb(t)(dL/g)的圖，其說明測試BV12、脈沖No.1：對于k0＝50的移動數據平均的線性和二次L1-近似。圖14是作為經過時間(min)的函數的在時間t的血紅蛋白濃度的倒數1/Hgb(t)(dL/g)的圖，其說明測試BV13、脈沖No.9：對于k0＝50的移動數據平均的線性和二次L1-近似。圖15是作為經過時間(min)的函數的在時間t的血紅蛋白濃度的倒數1/Hgb(t)(dL/g)的圖，其說明測試BV13、脈沖No.10：移動數據平均的線性和二次L1-近似。圖16是作為經過時間(min)的函數的在時間t的血紅蛋白濃度的倒數1/Hgb(t)(dL/g)的圖，其說明測試BV8、脈沖No.6：對于k0＝50的移動數據平均的線性和二次L1-近似。圖17是作為經過時間(min)的函數的在時間t的血紅蛋白濃度的倒數1/Hgb(t)(dL/g)的圖，其說明測試BV12、脈沖No.6：對于k0＝50的移動數據平均的線性和二次L1-近似。具體實施方式急性循環調節的基本因素循環調節非常復雜，下文僅僅討論一些基礎方面。廣義上講，血液循環的目的是將氧和養分提供到組織，從組織除去二氧化碳和其他代謝廢棄產物以及使體液遞質分布到身體各處。經過各種各樣的組織的血流受到這些組織各自的代謝需要控制，但是為了使得在所有情況下存在血流(即，循環)，動脈血壓和心輸出量都是必要的。動脈血壓自身是心輸出量和血管系統的總外周阻力的函數。因此，有著三個互相聯系的參數表征循環系統的狀態：心輸出量、動脈血壓和總外周阻力，它們之間的關系如下：心輸出量＝平均動脈壓/總外周阻力(1)經過組織的血液流速很大程度上根據在任一給定時間各個組織的代謝需要而在組織水平上局部地調控，并且通過小動脈、后微動脈和前毛細血管括約肌的收縮或擴張而介導。自主神經系統也調節血管收縮/血管擴張并且有助于調節組織血流。換句話說，組織血流的這些變化通過總外周阻力的變化而實現——血管收縮伴隨總外周阻力增加，而血管擴張降低總外周阻力。如等式1中可見，對于任意給定心輸出量，總外周阻力的變化將導致動脈壓的反向變化。動脈壓的這些變化在各種各樣的水平被探測到，并且觸發旨在使動脈壓恢復至正常的反向調節機制。在動脈側最重要的是壓力感受器反射系統。大動脈(主動脈弧、頸動脈竇)中的壓力感受器感知動脈壓變化并引起作用于三個水平以恢復血壓的自主神經系統響應。對于動脈壓降低，這些是：1.小動脈收縮——這增加總外周阻力并且提高血壓，2.大血管(主要是靜脈)的收縮，由此使血液轉移到中央循環中，其通過Frank-Starling機制導致射血分數增加且心輸出量增加，和3.心臟的直接自主調節，造成心率上升，收縮力增加且房室傳導時間縮短。在血壓上升的情況中，相應的反向作用發生。檢測與動脈壓相關的變化(雖然這不是其主要功能)的另一個系統是化學感受器反射系統：在頸動脈杈中且靠近主動脈的化學敏感細胞感知伴隨由動脈壓下降造成的血流減少的氧氣供應減少以及氫離子和二氧化碳的積聚(或者在血壓上升的情況中相反的情況)。然后這些化學感受器引起自主神經系統的反射響應。血量變化首先主要影響循環的靜脈側：它們改變心充盈壓，然后相繼地影響心輸出量，其最終影響動脈壓。心輸出量的變化也通過血管系統的自調節改變總外周阻力，其造成動脈壓的變化。但除了動脈側的壓力感受器之外，心房和肺動脈上游還有相似的牽張感受器，其特別地檢測低壓循環中的變化(如血量變化引起的)。這些引起自主神經系統響應(如上文概述的)并且極大地幫助使響應于血量變化的動脈壓變化減弱。心房牽張進一步增加心率，特別是通過竇房結牽張的直接作用，但大部分是通過班布里奇反射，其導致自主神經系統以正向收縮變力性和正向心率變律性的形式作用于心臟。上述反應在性質上是急性的，因此是血量急性變化的情況中的第一線防御。動脈壓或血量變化的中期和長期反應(許多涉及腎臟)不在此討論。影響血量的因素原則上可以改變血量的事件有兩個大類：體液量的絕對變化和體液分布的變化。間隙空間與血管空間之間液體分布的變化可以由于毛細管流體靜力壓、血漿膠體滲透壓(例如，低白蛋白血癥)、毛細管通透性或受損的淋巴引流的變化而發生。液體量的絕對變化是不言自明的。在血液透析患者中的實例包括超過尿排出的液體攝入、泄瀉、嘔吐、失血、鹽水或血液的血管內輸注、透析中超濾等等。由于血管內的水與間隙區室平衡，任何細胞外液量的變化都將在一定范圍內影響間隙量與血量二者。當腎功能正常時，甚至是寬范圍的液體攝入也可以僅僅用輕微的細胞外量(ECV)(包括血量)變化加以處理。然而在典型的透析患者中，透析治療之間的液體攝入增加總細胞外量和血量二者。在特定范圍內，ECV與血量之間的關系是線性的，但在ECV的較大增加下，血量最終落在后面，并且幾乎所有的額外液體都分布在間隙空間中。這因為血量增加最終導致血管內充盈壓的顯著上升而發生，同時間質組織非常柔順，因此充當血管系統的溢洪道池的作用。這個的臨床表現是水腫。最終，某些共患病可以伴隨改變的血量和隨后改變的細胞外量(例如，充血性心力衰竭和肝病)。血液透析過程中超濾的特殊情況如上所述，血液透析過程中超濾的特殊情況因其相關后遺癥而特別重要。在沒有超濾的情況下，IDH是非常罕見的事件，表明超濾是IDH的主要驅動因素。透析中超濾對于心血管系統的負擔是巨大的。經常看到3.5至4小時透析治療2至3升范圍內的過濾量。在血量為4.5升且血細胞比容為35％的患者中，這相當于過濾量在2/3直至整個血漿量之間的范圍內。面對持續進行的超濾時，血量的有效凈減少將取決于血漿再充盈速率，即液體從間隙區室轉移到血管系統中的速率，其自身在整個透析治療中變化并且取決于Starling力(跨毛細管壁的流體靜力壓和膠體滲透壓差異)。這些是各種因子的函數，所述因子例如患者的小動脈張力(tone)、靜脈張力、血漿溶質濃度(酸-堿、電解質、蛋白質)變化、毛細管通透性(蛋白質保留)以及總體液體量狀態。血漿再充盈速率在體液超量水平更高的患者中平均較高，而在更接近其“干重”的患者中較低。參見Wizemann，V.，等，Artificialorgans，1995.19(5)：p.416-9。因此，血量凈變化可以在超濾速率相似的患者之間(甚至在給定患者內隨時間)廣泛改變。對這種超濾誘導的血量減少的正常急性響應開始于心肺牽張感受器發現血量減少并且引起自主神經系統響應，所述自主神經系統響應導致小動脈張力增加(后負荷直接增加以維持動脈血壓)、靜脈容量血管收縮增加(中樞血量、心充盈壓和心輸出量增加以維持動脈壓)和直接心臟刺激(心率和收縮性增加以及因此心輸出量增加以維持動脈壓)。小動脈收縮還降低毛細管壓并且允許從間隙空間到血管系統中的流體通量增加以恢復血量。如果這些反向調節機制不足以阻止“溢出”到全身循環的動脈側中，那么那里的壓力感受器發現動脈壓的降低并進一步增強如上概述的自主系統響應。然而在透析患者中，多種因素使得這種正常響應復雜化：充血性心力衰竭和舒張功能障礙在血液透析患者中是常見的。這些可以限制心力儲備并使得心輸出量和動脈壓的維持特別易受因血量降低造成的心充盈壓下降的影響。自主神經病變(如，性質上尿毒性的或者特別是糖尿病性的)也經常存在，雖然其對透析中低血壓的貢獻度不明確。參見Ligtenberg，G.，TheNetherlandsJournalofMedicine，1999.55(1)：p.13-8；Raine，A.E.，Nephrology，dialysis，transplantation，1996.11Suppl2：p.6-10；Chang，M.H.和K.J.Chou，Americanjournalofnephrology，2001.21(5)：p.357-61。患者中作為血液透析程序的結果的熱積聚可以導致熱調控性皮膚血管的血管擴張，其可以對抗對血量減少的血管收縮自主響應，并且使患者容易發生IDH。參見Schneditz，D.和N.W.Levin，Nephrology，dialysis，transplantation，2001.16(1)：p.7-9；vanderSande，F.M.等，JournaloftheAmericanSocietyofNephrology：JASN，2000.11(8)：p.1512-7。而且，透析程序誘導的血漿電解質和酸-堿變化(鉀、鈣、碳酸氫鹽)可以削弱心肌收縮性，或者在鈣的情況中，直接影響外周血管張力。就血管張力而言，動脈和靜脈系統都重要，并且它們是相互依賴的。在IDH事件過程中，局部組織灌注不足可以導致小動脈擴張(通過組織自調節)。這不僅直接降低動脈壓，而且還使動脈壓更大地傳導到靜脈系統中，使得靜脈擴張并增加它們的容量(稱為DeJager-Krogh現象)，其繼而可以導致心充盈壓和心輸出量顯著降低并且進一步導致動脈壓降低。Daugirdas，J.T.，Americanjournalofkidneydiseases：theofficialjournaloftheNationalKidneyFoundation，2001.38(4Suppl4)：p.S11-7(以下稱“Daugirdas2001”)。這可以更進一步地影響組織灌注并且導致惡性循環。了解到的另一個現象是貝-亞反射，其很可能解釋了低血壓事件發作之前在血液透析患者中有時觀察到的交感神經活動的矛盾的減退：隨著中樞血量和心血回流減少，充盈不足的心室的有力收縮被心室感受器感知，并且在心臟保護作用下，這個信息被傳遞到腦干中的血管運動中樞并且轉變成強副交感神經激活和交感神經減退，導致矛盾的心動過緩與血管擴張，并因此導致動脈低血壓的惡化。參見Pelosi，G.等，Clinicalscience，1999.96(1)：p.23-31；Converse，R.L.，Jr.等，TheJournalofclinicalinvestigation，1992.90(5)：p.1657-65。左心室肥大伴隨相對心肌壁缺血可以使患者容易發生貝-亞反射的激活。參見Daugirdas2001。后兩種機制解釋了血液透析患者中的低血壓事件之前為什么可以沒有(并且經常沒有)突發血量減少。絕對與相對血量變化的相關性就心輸出量、血壓和組織灌注的維持而言，實際上重要的是中樞血量(即，心臟、肺循環和大動脈與靜脈的胸內區段中的血量)。隨著總血量減少，反向調節機制可以維持中樞血量達到某個點。此前認為中樞血量的測量具有最高的價值。然而，中樞血量不一定表明反向調節系統在任一給定時間點有多大負擔。對此，對總絕對血量的了解顯得更加相關得多。這是反向調節儲備(counter-regulatoryreserve)在比正常低20％的總血量下比在正常總血量下實質上具有更高負擔的理由。然而，中樞血量在這兩種情況下可以幾乎相同。因此，出于預測即將發生的循環故障的目的，總血量比中樞血量攜帶更多的信息。在透析中血量測量的背景下，相對血量是指當前血量與治療開始時的初始血量的比率，通常表示為百分比。絕對血量可以容易地轉換成相對血量。反向來說并非如此。在所有其他都相等的情況下，絕對血量僅因為這個原因而相對于相對血量是優選的。不過除此之外，對相對血量的了解還在多個方面不如對絕對血量的了解。透析前血量在患者之間變化，取決于體型大小、身體組成和體液狀態。透析過程中的相對血量變化不包含關于實際絕對透析后血量的信息。相對血量減少相同的兩名患者在治療結束時可以具有非常不同的絕對血量。相對血量測量的另一個重要限制是，作為透析中反向調節的部分，血液從微循環到宏觀循環的轉移。微循環是指直徑小于200μm的血管。由于血細胞比容在微循環中較低(效應)，血液從微循環轉移到宏觀循環導致中樞血液稀釋，其使得相對血量低估絕對血量的實際減少。同樣的事情可以隨透析之前即刻和透析過程中的體位變化、透析中食物攝入和透析中運動而發生。用于測量相對血量的不同裝置似乎產生相當不同的結果，使問題進一步復雜化。參見Dasselaar，J.J.等，Hemodialysisinternational.InternationalSymposiumonHomeHemodialysis，2007.11(4)：p.448-55。如上文概述的，絕對血量指示反向調節系統的負擔水平，并且比中樞(更不用說相對)血量更可能可用于確立臨界閾值，可能通過共病狀況如糖尿病或充血性心力衰竭分層。當然，可以預期從6L到5L的1L血量減少不如從4L到3L的1L減少重要，并且使用相對血量在后一情況中通過產生更大的減少而自動反映這一點，但是實際絕對血量水平(而非變化)仍然在循環相關性方面取代這一信息。Goldfarb等顯示在10位血液透析受試者的群組中，如通過同位素稀釋法評估的，相對于他們的血量，8位血量過多，而只有2位血量正常。參見Jun-KiPark，AdityaMattoo，FrankModersitzki，DavidS.Goldfarb，JAmSocNephrol23，2012：257A。相對血量不傳達這種重要信息。而且，從透析前和透析后的絕對血量測量計算的血量相對變化與使用監測器(CLM-III，FreseniusMedicalCare，NorthAmerica，Waltham，MA)的相應透析中相對血量測量很好地關聯，可能表示F細胞比率(全身血細胞比容與外周血細胞比容之間的比率)的透析中變化在許多案例中在幅度方面有些相似。絕對血量的測量人體中血量的體內測量可以使用示蹤劑稀釋法測定，并且現在認為使用放射性同位素示蹤劑的應用是參考方法。參見Keith，N.M.R.，L.G.；Geraghty，J.T.，ArchInternMed，1915.16：p.547-576。它是基于以下原理：注射規定濃度或放射性的示蹤劑，接著測量在隨后抽取的血樣中的其濃度或放射性(使在血流中完全混合之后)，允許計算其分布量。盡管獲得關于血液透析患者的絕對血量的信息具有明顯的有用性，但這些測量通常并不進行。其原因是顯而易見的：理想地，血量測量應當是非侵入的、廉價的、可靠的和快捷的，并且它們還應當對透析診室的操作流程不產生干擾，并使其提供給日常應用(其排除放射性應用)。現在可用的標準血量測量方法未能做到這些考慮中的大多數。如上所述，可用的是通過例如下文描述的相對血量監測器在血液透析過程中測量相對血量的裝置。簡單來說，測量絕對血量的方法可以總結如下：如果假設超濾和毛細管再充盈是在血液透析過程中改變血量的僅有因素，則獲得以下關系：T表示血液透析治療的總持續時間，BV表示血量，Qr是毛細管再充盈速率，Qu是超濾速率，并且t表示透析治療過程中的時間點。血紅蛋白濃度定義為Hgbmass表示血紅蛋白的血管內量。在上述方程式中，Hgbmass、BV和Qr是未知的。如果選擇t0∈[0，T]并且觀察區間[t0-a，t0+a]，其中a足夠小，則可以假設Hgbmass在該區間中保持恒定，并且從方程式(2)和(3)可以獲得其可以重排成現在在時間點t0以大小q0引入例如在圖6A-6D中示出的脈沖(也稱為跳躍(jump))即：q0＝Qu(t0+0)-Qu(t0-0)(6)由于毛細管再充盈速率Qr在t0連續，從方程式(5)可以獲得以下參見Schallenberg，U.，S.Stiller和H.Mann，Lifesupportsystems：thejournaloftheEuropeanSocietyforArtificialOrgans，1987.5(4)：p.293-305；Leypoldt，J.K.等，JournaloftheAmericanSocietyofNephrology：JASN，1995.6(2)：p.214-9；Johnson，D.W.等，Kidneyinternational，1996.49(1)：p.255-60(下稱“Johnson”)。現在，如果可提供高頻率、實時血紅蛋白濃度數據的裝置可用，如改良III監測器，則從這些數據可以得出方程式(7)中的最后兩項，即時間點t0附近的1/(血紅蛋白濃度)的右側和左側微分，超濾速率在該時間點t0處改變。這些是正好在t0之前和之后的1/Hgb時間進程數據的斜率，其可以從原始數據通過回歸而獲得。同時，如上文解釋的，Qr(t0+0)-Qr(t0-0)等于0，并且超濾速率脈沖q0是已知的，因為透析機實施的超濾速率是受控的。這意味著方程式(7)中唯一未知的量是超濾脈沖發生時的血紅蛋白量Hgbmass(t0)，其可以由此解出。已知Hgbmass(t0)和Hgb(t0)二者，則方程式(3)可用于計算時間點t0處的絕對血量。這種方法的具體細節更加微妙，但上文是其背后的主要原理。這種概念的應用使用能夠提供高采樣頻率(例如，10Hz或更高)的改良III監測器進行評估。監測器是用于在血液透析過程中非侵入、實時測量血細胞比容、相對血量和氧飽和的裝置。如下所述，得到的血量估值與通過使用DaxorBVA-100分析儀(DaxorCorporation，NewYork，NY，USA)的示蹤劑稀釋法獲得的參考血量測量值進行了比較。得到的血量估值允許使絕對血量的日常、非侵入評估無縫整合到透析治療中，而不對診室操作產生任何干擾。使用改良III監視器和上述方法估計絕對血量的測試運行的結果在圖2和3中顯示。透析治療以50mL/小時超濾速率開始。在治療開始后15分鐘，超濾速率增加到710mL/小時，即引入+660mL/小時的超濾脈沖，其允許在該初始超濾脈沖時計算血紅蛋白量和絕對血量。該治療的剩余部分過程中的絕對血量然后計算為血紅蛋白量除以血紅蛋白濃度(通過III監視器測量)。圖2顯示整個透析治療中絕對血量的時間進程。在大致第106分鐘時向上尖峰是測量偽影的結果，且不具有生理學相關性。對治療過程中任意給定時間的絕對血量和超濾速率的了解使得能夠計算整個透析場合過程的累積毛細管再充盈，其在圖3中描述。這種方式的一個考慮是，該方法是基于系統性血紅蛋白測量，其需要被轉換成全身血紅蛋白濃度以獲得準確的血量估值。如上文概述的，血細胞比容和血紅蛋白濃度在整個血管系統中不是恒定的。相反，它們在微循環中低于在宏觀循環中。全身血細胞比容(血管系統中整體血液的平均血細胞比容)與系統性血細胞比容的比率(也稱為F細胞比率)平均為約0.91。使用該平均比率，可以從系統值計算全身血細胞比容或血紅蛋白濃度，但這可能不反映給定患者中的真實F細胞比率。而且，可以預期血液透析過程中持續進行的超濾可以引起微血管系統與宏觀血管系統之間血量分布的顯著變化，由此改變治療進程中的F細胞比率。透析過程中的超濾在一些方面類似于急性出血，并且已經在兔中證明響應于失血的血量從微循環到宏觀循環的轉移。參見LaForte，A.J.等，TheAmericanjournalofphysiology，1992.262(1Pt2)：p.H190-9。絕對血量——透析中低血壓之外的影響貧血處置血量面對循環血紅蛋白量的變化時保持相對穩定，即，隨著紅細胞數量增加(例如，響應于紅細胞生成素治療)，血漿量減少以維持穩定血量。在另一方面，血量變化的確影響血紅蛋白水平。參見Bellizzi，V.等，Americanjournalofkidneydiseases：theofficialjournaloftheNationalKidneyFoundation，2002.40(3)：p.549-55。換句話說，對絕對血量的了解關系到對循環血紅蛋白池的大小的評估，并且可以幫助區分循環中血紅蛋白過少的患者與血紅蛋白量充足但發生血液稀釋的患者。在未來，絕對血量的高級應用將可能開始用作貧血處置的新數學模型，找到它們進入臨床實踐的途徑。例如，Fuertinger等最近公布的模型顯示在臨床前研究中用于預測紅細胞動力學的顯著準確度，并且對絕對血量的了解是這樣的模型的組成部分，以使循環數和量轉換成濃度。參見Fuertinger，D.H.等，JournalofMathematicalBiology，2012；美國專利申請No.14/072,506，2013年11月5日提交。絕對血量與干重的關系除對于急性血流動力學穩定性的重要性之外，絕對血量還對如何在更寬泛的背景下處理干重獲得(attainment)的問題具有重要影響。定義干重自身就是一項挑戰，并且趨勢是朝向通過生物電阻抗分析客觀定量液體狀態。對患者全身液體狀態的了解以及它與未患有腎臟疾病的個體相比情況如何是有價值的，但是使細胞外量正常化并非“干重”獲得的唯一必要條件。必需注意，導致高血壓、左心室肥大、充血性心力衰竭和體液超量的其他心血管后遺癥的并不主要是間隙液體——介導這種損傷的是血管內量的擴增。類似地，損害充足的循環并導致缺氧性(hypoxidotic)末梢器官損傷的是血管內充盈不足而非間隙量降低。向著明確定義的正常范圍逐漸減少透析后體重(并且客觀地檢測這一過程)是值得的，但是絕對血量應當是規定該過程在哪里結束的參數。對于具有某種生理學/病理生理學情況和某種治療方案(主要關于透析持續時間和頻率)的給定患者，絕對血量將決定透析后體重可以減少到多低而不造成血管內量耗減速并損害組織灌注。并且對于低白蛋白血癥患者，例如，可以想到一定程度的間隙體液超量是維持充足的血管內量所需要的。以血管內量為代價而使總體細胞外液體正常化在這樣的情況下不是必要的。這是血管內量耗減速在透析過程中可接受的并且有必要使間隙液體的動員最大化的當前模式的直接反映。這樣的血管內充盈不足導致深遠的循環應激(其自身足以對心臟造成累積性損傷)有著令人信服的證據。參見McIntyre。但是透析中血量耗減速的不利影響延伸到各種其他關鍵器官，如腦、腸道和腎，造成腦白質疏松、通過內毒素經腸壁的轉移引起的炎癥以及殘余腎功能的加速喪失。參見McIntyre。值得注意的是，已經顯示這些負面效應中的一些在甚至沒有明顯低血壓事件的情況下在超濾過程中發生(例如，相對低血壓存在下的心肌頓抑以及內臟血量不足造成的腸系膜缺血)——換句話說，維持血壓的反向調節機制在某些情況下足以介導末梢器官損傷。明顯地，闡明目標是使時間平均血量(更不用說時間平均細胞外量)正常化是不夠的，因為這個目標在透析過程中會準許嚴重血管內血量不足。該目標必須使患者血量在正常范圍內的時間最大化。透析中血量耗減速可接受以減少時間平均液體負荷的概念是過時且有害的。透析后體重應當向著客觀規定的(和可測量的)目標逐漸減少，但是通往該目標的途徑應當由絕對血量的測定來指導和告知，并且這些還應當決定該途徑在什么體重結束。在那時，應當考慮治療方案更改(特別是關于治療持續時間/頻率)是否是可能和可行的，以允許液體量狀態的進一步改善。絕對血量(ABV)的應用a)初始絕對血量(ABV)的顯示：例如，血液透析(HD)儀屏幕、移動設備、臨床客戶端計算機b)當前(即時)ABV和相對BV(RBV)的顯示：例如，HD儀屏幕、移動設備、臨床客戶端計算機c)ABV&RBV時間進程的顯示：例如，HD儀屏幕、移動設備、臨床客戶端計算機d)與ABV范圍相關的(a)至(c)顯示：例如，血量正常、血量過多和血量不足e)應用：i.a)液體管理ii.b)透析中并發癥的預防iii.c)貧血處置iv.d)心血管狀態評估1)期望的ABV可以定義為在相當的健康受試者(在年齡、性別、種族、體重、身高、身體組成的其他方面相當的)的范圍內的ABV。由于正常ABV對于保持充分的重要器官灌注至關重要并且由于ABV介導體液超量對于心血管系統的大多數有害作用，ABV可以用于告知對于血液透析后目標和液體移除的決策。2)透析中并發癥經常與血管區室的充盈不足相關，即ABV減少到低于特定閾值。對ABV的了解可以用于在接近該關鍵閾值時警告工作人員和/或用于自動實施對治療和監測特征(例如，超濾速率、治療時間、透析液溫度、血壓測量頻率、患者體位、自動流體步驟、透析液電導率變化)的改變，以避免透析中并發癥。3)ABV與紅細胞(RBC)量并因此與血紅蛋白量密切相關。貧血處置的目的是使血紅蛋白濃度進入特定目標范圍內。然而，血細胞比容和血紅蛋白濃度受到稀釋影響。對ABV的了解允許計算“正常化的”血紅蛋白濃度(和血細胞比容)，且因此允許區分血液稀釋與真正的血紅蛋白缺乏。在另一個應用中，ABV是貧血的數學建模的重要組成部分(參見2012年9月7日提交的PCT申請PCT/US2012/054264，2013年3月14日公布為WO2013/036836A2；以及2013年11月5日提交的美國申請No.14/072,506，代理人案卷號為No.3806.1042-001)。4)ABV是循環系統的關鍵組成部分。在與其他指標如心率、血壓和心輸出量結合使用時，對ABV的了解允許對心血管功能更加全面的評估。圖1中數字1-8的描述f)軟件確定UFR脈沖的特性、時機和數量。軟件還指示儀器實施所要求的UFR變化。g)透析機執行軟件指令(1)。h)血細胞比容/血紅蛋白測量裝置(例如，)以高頻率(約5至約50Hz范圍內)收集患者血液中的血細胞比容/血紅蛋白原始數據。測量點是心血管系統除體外靜脈線路以外的任何部分。i)原始數據然后傳輸到軟件。j)軟件結合每次提供的UFR脈沖的特性分析血細胞比容/血紅蛋白原始數據并計算ABV。k)顯示AVB(參見以上ABV應用下的第1-4點)。1)ABV上傳到數據庫。m)評價并對ABV起作用(參見以上ABV應用下的第5點)。絕對血量的估計的重述1.1描述絕對血量在時間中的變化的模型在該部分中，描述了基于血液中血紅蛋白濃度的測量的總血量估計。將使用以下量：Hb(t)...在時間t的血紅蛋白濃度，BV(t)...在時間t的血量，Qr(t)...在時間t的毛細管再充盈速率(CRFR)，Qu(t)...在時間t的超濾速率(UFR)，Hbmass(t)...在時間t的血紅蛋白總量。該調查是基于以下假設：●總血量BV僅通過超濾和通過毛細管再充盈改變。●在要考慮的時間區間上Hbmass是恒定的。●超濾速率(UFR)Qu(t)在治療期間是分段恒定的。●毛細管再充盈速率(CRFR)Qr(t)在治療期間是連續的。●如果t0是在UFR中脈沖發生的時刻，則CRFR可以在a是給定常量的情況中通過在區間[t0-amin，t0]和[t0，t0+amin]上時間的線性函數求近似。使用假設1，對于總血量BV(t)獲得以下簡單模型(還比較[Johnson，(方程式2)])：BV(t0)＝BV0：(1.1)其中T＞0表示例如透析治療持續時間。血紅蛋白濃度通過Hb(t)＝Hbmass(t)/BV(t)，0≤t≤T給出。等同地，得到量Hbmass(t)、BV(t)以及Qr(t)是未知的。選擇t0∈(0，T)。鑒于假設2，可以假設在區間[t0-a，t0+a]上Hbmass(t)≡Hbmass(t0)＝：Hb0。關于a＞0的選擇，參見下文第1.2節中(1.14)后面的陳述。從方程式(1.1)和(1.2)，分別和大小q0的脈沖在時間t0引入UFR，即，使得q0＝Qu(t0+0)-Qu(t0-0).。由于CRFRQr在t0連續(假設4)，取右與左限值之間的差并且還使用假設2，從方程式(1.3)得到，或者，等同地，對于t＝t0，這與(1.2)一起給出方程式(1.5)表明以下陳述是真：陳述1.如果p(t)，0≤t≤T是對于常量ρ0∈R滿足p(t)＝ρ0Hb(t)，0≤t≤T，(1.6)的量，那么得到這個陳述遵循由方程式(1.6)暗示的事實因此，方程式(1.6)和(1.7)的右側相同。通常，預期Hbmass(t)在透析治療過程中不顯著變化(假設2)，即通常可以假設Hbmass(t)≈Hb0，0≤t≤T，(1.8)其中Hb0是血紅蛋白在某些時間t0∈[0，T]的總量。這暗示，一旦確定Hb0，方程式(1.2)提供任意時間t∈[0，T]的絕對血量，對方程(1.1)積分，得到其中CCR(t)表示從初始時間0開始時間t時的累積毛細管再充盈量。a)1.2估計在t0處1/Hb(t0)及1/Hb(t)的單側導數的值為了估計t0處1/Hb(t0)和1/Hb(t)的單側導數，假設對于在采樣時間的血紅蛋白濃度Hb(tj)，有測量值滿足假設Qu(t)在t0具有階躍不連續性，即鑒于假設3，有對于后續使用，設定q0＝τ2-τ1。通過假設5，得到對于一些常量ρ1、ρ2、σ1和σ2。鑒于假設4，預期ρ1＝ρ2，其會使(1.11)的右側也是連續的。然而，(1.11)的右側僅僅是對Qr(t)的近似，因此在t0處允許不連續性。在方程式(1.2)中使用(1.11)并從t0到t積分，我們得到將其在(1.2)中使用，看到這顯示對于t0-a≤t≤t0和t0≤t≤t0+a，可以通過二階多項式對1/Hb(t)求近似。因此，也可以通過二階多項式對Hb(tj)測量值的倒數1/ξj求近似。在具有常量αi≥0，βi和γi，i＝1，2的情況下，對于t0-a≤t≤t0和t0≤t≤t0+a，分別選擇二階多項式α1+β1(t-t0)+γ1(t-t0)2和α2+β2(t-t0)+γ2(t-t0)2作為函數1/Hb(t)的近似。常量αi、βi和γi通過使泛函最小化而確定。分別取β1和β2作為t＝t0處函數1/Hb(t)的左側和右側導數的近似，并取α0＝(α1+α2)/2作為對1/Hb(t0)的近似，即，為了這樣做，a需要選擇為使得滿足假設5，并因此(1.12)對于區間[t0-a，t0+a]為真。還已使用以下代價泛函代替最小二乘代價泛函(1.13)，其對于數據中的離群值較不敏感，使用泛函(1.13)獲得的結果稱為L2-估值和L2-近似，而在泛函(1.15)的情況下，使用術語L1-估值和L1-近似。在(1.4)中使用(1.14)，對Hb0得到以下近似：將其在(1.5)中使用產生估值假設估值(1.16)在某些點t0∈[0，T]處對Hb0可用，并且測量值ξi，i＝1，...，M在采樣時間0＝t1＜…＜tM＝T處對Hb(ti)可用，則從方程式(1.9)、(1.10)和(1.16)獲得和當然，這里已經使用假設(8)。對于i＝0，從(1.18)得到透析前血量BVinitial的估值。假設代替測量值對于血紅蛋白濃度Hb(tj)具有測量值滿足可以看做是量p(t)在采樣時間處的測量值，量p(t)通過p(t)＝ρ0Hb(t)，t0-a≤t≤t0+a而與Hb(t)相關。與上文類似地，在具有Hb(t)的測量值的情況下，尋找1/p(t)在時間區間[t0-a，t0]上的近似以及1/p(t)在時間區間[t0，t0+a]上的近似通過使代價泛函最小化獲得系數和其中泛函在(1.13)中定義。由于泛函J和具有相同極小值，得到使用泛函代替還得到(1.21)。與(1.14)類似，得到其中設定這與陳述1和(1.21)一起給出因此，已經證明以下陳述為真：陳述2.假設對于采樣時間tj，j＝-N，...，N，t0-a＝t-N＜...＜tN＝t0+a，具有可以看做是ρ0Hb(tj)，j＝-N，...，N，ρ0∈R的測量值的量χj。假設常量和通過分別使泛函和泛函最小化而獲得。則得到使χj是在采樣時間0＝t1＜…＜tM＝T處取得的滿足(1.20)的測量值，并且假設(1.8)適用。使用(1.16)和(1.21)，得到這與(1.20)暗示和注意，(1.23)和(1.24)需要假設(1.20)對于在區間[0，T]中的采樣時間為真。評論.應注意在Johnson中，假設的是毛細管再充盈速率Qr(t)對于所考慮的時間區間(在該情況下為[t0-a，t0+a])中的t為常量，而在此產生允許Qr(t)對于t0-a≤t≤t0和對于t0≤t≤t0+a線性地變化的弱得多的假設5。實例還顯示存在著的確有必要考慮非恒定毛細管再充盈速率的情況。比較下表3，測試BV1-1、BV1-3、BV3-6、BV5-1、BV6-4、BV7-5、BV8-2、BV12-6或BV13-1。而且，應當明確，如果假設CRFRQr(t)對于t≥t0可以通過f(t，α1，β1，γ1，…)型的函數且對于t≤t0可以通過g(t，α2，β2，γ2，…)型的函數求近似(其取決于有限數量的參數α1，β1，γ1，…和α2，β2，γ2，…)，則在該部分中描述的途徑也有效。與上文給出的類似的考慮顯示，隨后分別對于t≥t0和t≤t0，1/Hb(t)的數據可以通過對于t≤t0和對于t≤t0-型的函數求近似。常量ρ1，α1，...和ρ2，α2，...通過使與上文或類似的代價泛函最小化而確定。b)從測試獲得的數據的評估為了測試在第1和1.2節顯示的程序，已經在RRINY開始進行“血量模型驗證研究”。到目前為止打算進行15項測試，其中12項已經成功完成。在圖6A中，呈現超濾速率(UFR)的曲線，顯示在所有測試中引入的脈沖的時間和大小，除了最后三項測試No.12、13和15之外，其中如分別在圖6B、6C和6D中顯示的，在整個測試中引入較大的脈沖，因為已經清楚大的脈沖(例如，高至約1200ml/h，如圖6C中所示)產生更好的結果。裝置以10Hz速率提供血紅蛋白濃度Hb的測量值。血紅蛋白濃度以g/dL給出，帶有兩位小數。鑒于數據質量的變化，改進第1節中描述的程序以估計常量α1、β1、γ1和α2、β2、γ2。使t0是超濾速率中脈沖發生時的時間并且k0＞0是偶數。區間[t0-5min+τ0sec，t0+5min-τ0sec]中的網點sj處的數據ξj被平均值代替，其中τ0＝k0/(2·10)。注意k個連續采樣時間分別覆蓋k/10秒和k/600分鐘的時間段。在[t0-5min+τ0sec，t0+5min-τ0sec]中的所有采樣時間求和且測量值ξj被ξj，av代替，常量αi、βi、γi分別通過使泛函(1.13)和(1.15)最小化而獲得。然后常量αi、βi、γi、＝1，2被用于(1.16)和(1.17)中以獲得Hb0和BV(t0)的估值(注意α0＝(α1+α2)/2)。為了比較，還確實考慮通過線性函數對1/Hb(tj)的數據進行L1-近似，即，在第1.2節中描述的計算中保持γ1＝γ2＝0。注意這種情況對應于假設在超濾速率中脈沖之前和之后，毛細管再充盈速率保持恒定。對于在下一部分中呈現的結果，使用k0＝50，除非另有說明。c)測試的結果為了比較在使用治療前Daxor數據的研究中獲得的結果(見表1)，對每項測試，對于i＝0根據(1.9)，使用脈沖No.j時血紅蛋白量的估值計算治療開始時血量的估值由于裝置對透析開始后最早的若干分鐘不產生可靠的測量值，并且因為測量值對血流的依賴性，在方程式(1.9)中用時間代替t0＝0，血流Qb在處達到在用于血量估計的超濾速率中脈沖發生的時間段期間維持的值。使用在處開始的300個測量值的平均值(其覆蓋30秒時間段)代替在時間處的測量值η*。時間和值在表2列出。表1：對于絕對血量的治療前Daxor值。測試BV1BV3BV4BV5BV6BV7BVDaxor(升)6.0297.1624.5208.0435.7574.532測試BV8BV9BV10BV12BV13BV15BVDaxor(升)4.8774.9563.9805.6706.8724.584表2：時間和值。值以從治療開始時的經過分鐘數表示。對于的所獲估值與治療前Daxor值BVDaxor的比較，使用以百分比給出的相對誤差(relativeerror)在柱狀圖(見圖7和8)中，顯示估值數，BVrel，err∈Im，其中因此，意味著|BVrel，err|≤5m0％。在圖7中，對于所有測試和所有脈沖，顯示在區間[-100％，100％]中相對誤差BVrel，err的分布，其中在分別通過線性和二次L1-近似獲得的估值的情況下可以獲得估值(即，對于98個案例)。使用1.26，可以看到對于98個案例中通過線性L1-近似獲得的20個估值，相對誤差BVrel，err是在[-10％，10％]中，而在使用二次L1-近似時，這對于98個案例中的13個估值也是這樣。在圖9和10中，對于分別在線性近似和二次近似的情況下提供最小滿意結果的那些測試顯示相對誤差的分布。在這兩種情況下，看到朝向相對誤差的負值的偏倚。類似地，在圖11和12中，對于提供分別對于線性近似和二次近似的滿意結果的測試顯示相對誤差的分布。表3：對于其中至少一個估值在-10％和10％之間的那些測試，分別通過線性和二次L1-近似獲得的估值的相對誤差。計算用k0＝50完成。從表3可見，對于k0＝50，只有三個案例(BV12-脈沖1、BV13-脈沖9和BV13-脈沖10)的線性和二次L1-估值的相對誤差都在[-10％，10％]中。表4和5呈現了使用k0＝0，20，40，50，60，60，100的移動數據平均的線性和二次L1-近似所獲得的結果。注意對于k0＝0，數據的移動平均與數據符合。只有其中存在至少一個相對誤差在[-10％，10％]中的估值的案例包括在內。還看到線性L1-近似提供相對誤差在[-10％，10％]中的估值的測試與二次L1-近似提供相對誤差在[-10％，10％]中的估值的測試相當明確的分離。注意線性近似對應于可以假設毛細管再充盈速率在UFR中的脈沖之前和之后恒定的假設，而二次近似對應于毛細管再充盈速率的線性、非恒定變化的情況。對于k0＝50，只有其中線性和二次近似都給出相對誤差在[-10％，10％]中的估值的三個測試(BV12-1、BV13-9和BV13-10)。對于k0＝20，40，50，60也是這樣。圖13-15顯示在k0＝50情況下的近似線性和二次函數。為了比較，在圖16中呈現測試BV8-6的近似線性和二次函數(這里線性近似給出相對誤差為0.68％的估值，而二次近似給出相對誤差-48.22％)，并且在圖17中呈現測試BV12-6的近似線性和二次函數(線性近似給出相對誤差315.88％，而二次近似給出相對誤差7.23％)。注意在圖8中，對于t≤t0且還對于t≥t0，線性和二次近似幾乎重合，而在圖14和15中，對于t≤t0且對于t≥t0，線性和二次近似相當不同(t0表示超濾速率中的脈沖發生時的時間)。在圖16和17(其呈現分別基于線性近似和二次近似的估值非常不同的情況)中，可以看到對于t≤t0，線性和二次近似有些重合，但對于t≥t0，線性和二次近似不同。表4：對于k0＝0，20，40，50，60，80，100，相對誤差在[-10％，10％]中的估值。l(k0)表示具有k0的移動平均的線性L1-近似，而q(k0)表示具有k0的移動平均的二次L1-近似。BVi-j代表測試BVi、脈沖No.j。表5：對于k0＝0，20，40，50，60，80，100，相對誤差在[-10％，10％]中的估值。l(k0)表示具有k0的移動平均的線性L1-近似，而q(k0)表示具有k0的移動平均的二次L1-近似。BVi-j代表測試BVi、脈沖No.j。表6和7中呈現的結果顯示，分別線性和二次近似對于UFR中不同脈沖大小的性能。線性近似對于大小在-1260和-760mL/h之間的向下脈沖給出最好結果，而二次近似對于大小在780和1250mL/h之間的向上脈沖給出最好結果。表6：對于線性L1-近似的不同脈沖大小，血量估值的相對誤差分別在[-10％，10％]和[-20％，20％]中的案例的數量。表7：對于二次L1-近似的不同脈沖大小，血量估值的相對誤差分別在[-10％，10％]和[-20％，20％]中的案例的數量。本文引用的所有專利、已公開申請和參考文獻的相關教導都通過引用全文并入。雖然本發明已經參照其示例實施方式而詳細示出和描述，但本領域技術人員將理解可以在其中作出形式上和細節上的各種各樣變化而不偏離由隨附權利要求涵蓋的本發明的范圍。當前第1頁1 2 3