JP2009541755A - 分光検出器、および液体中で血液や生体マーカー物質を判定する方法 - Google Patents

Abstract

本発明は、ハウジング１２と、ハウジングを通るように案内され、光透過性で柔軟な、液体１０を輸送するチューブ１８と、光出射器２４と、光検出器２８とを含む、液体中の散乱光を測定するための検出器に関する。ハウジング１２には２つの平行平面である面３２，３４が形成されており、これらの面の間でチューブ１０は２つの向かい合うチューブ壁３８，４０が平行平面に形成されるように配置されている。光出射器２４はその光軸が平行平面の面に対して垂直になるように第１のチューブ壁３８のそばに配置されており、光検出器２８は光出射器２４に隣接して配置されている。光出射器２４と光検出器２８の光軸は９０°よりも小さい角度を形成している。本発明はまた、血液を検出するとともに溶液中の生体マーカー物質、特にビリルビンを定量的に判定する方法、およびこの検出器を含む血液処理装置に関する。

Description

本発明は検出器、並びに、血液浄化機械で使用される、光学濃度が高い液体または二次液体中及び光学濃度が低い液体または二次液体中での血液や生体マーカー物質の検出に関する。

血液浄化用のメンブレンフィルタを使用するときには、患者の安全を保証するために、生じる可能性のある血液喪失、フィルタの隔膜破損、接続部の取り違え、溶血などの危険による患者の危険な状態を回避するために血液検出器が用いられる。

従来技術によれば、溶液中の血液や生体マーカー物質を判定するための分光分析がすでに知られている。

たとえば欧州特許出願公開第０５７５７１２Ａ２号明細書は、血液透析における押し潰されたチューブでの血液の分光分析、および透過性の測定を記載している。

欧州特許出願公開明細書第１０８３９４８Ｂ１明細書は透析液中の老廃物の分光測定を記載しており、この測定は、透析治療中に排出される透析液に対して直接行われる。この測定は分光測光法で行われ、得られた測定値が透析液の通過量と乗算される。測定は透過性に関して行われる。

米国特許第５，６４４，４０２号明細書には、測定媒体を何度も横切ることによって測定されるべき構造体の透過挙動が測定される、血液処理機器で血液認識をするための光学検出器が開示されている。

米国特許出願公開第６，７１８，１９０Ｂ１明細書には、傾いた光軸を用いる透過分析が開示されている。

国際公開第２００４／０５７３１３号パンフレットは、さまざまな光源及びセンサと傾いていない光軸が利用される、押し潰されたチューブに関する光学測定を記載している。

しかしながら光学的な透過性測定は、特に光学濃度の高い溶液の場合には可能とはいえず、もしくは不正確である。その場合、どうすれば液体中の特定の成分を十分な精度で検出できるかという問題が生じる。血液浄化ユニット（たとえば透析器）で血液の漏れを発見できるようにするために、二次液体中の血液を認識することが必要になる場合もある。

したがって本発明の課題は、光学濃度の高い懸濁液が存在し、フィルタを通って延びる二次循環ラインで血液を検出するための検出器を提供することにある。場合によってはこの検出器によって、特に光学濃度の低い溶液中でも血液を検出できることが望ましい。

これに加えて課題は、特定のマーカー物質（たとえば肝保護療法におけるビリルビン）の定量的な測定によって治療の進行状況を管理し、処置終了時期や、必要な吸着器交換時期を判断できるようにすることである。この検出器は、光学濃度の低い溶液と光学濃度の高い溶液との基本的な判別もできることが望ましい。

これらの課題は請求項１に記載の検出器によって解決される。

請求項１の従属請求項には、検出器の特別に好ましい実施態様が記載されている。

さらに請求項１３には、この検出器を利用する血液処理装置が記載されている。

請求項１４は、この検出器において適用可能な血液検出方法に関し、請求項１５は検出器の利用方法に関する。

本発明により、ハウジングと、ハウジングを通るように案内され光透過性で柔軟な、液体を輸送するチューブと、光出射器と、光検出器と、を含む、液体中の散乱光を測定するための検出器が提供される。ハウジングには実質的に平坦な２つの面が形成されており、チューブは、これらの面の間で、２つの向かい合うチューブ壁が実質的に平坦に形成されるように配置されている。光出射器はその光軸がこれらの平坦な面に対して垂直になるように第１のチューブ壁のそばに配置され、光検出器は光出射器と同じく第１のチューブ壁のそばに、光出射器に隣接して配置されており、光出射器と光検出器の光軸は９０°よりも小さい角度を形成している。

１つの好ましい実施態様では、チューブ壁の平坦な面は互いに平行に配置されている。

液体を輸送する柔軟なチューブにおいては、本発明の枠内では、平坦な面に配置されるチューブ壁が柔軟であれば十分であり、これに対し他方の仕切壁は剛に構成されていてもよいであろう。しかし、一般にはチューブは全体的に柔軟である。

光出射器は、広い波長領域で、絞り部を通じて、垂直な角度でチューブへ光を照射する。光源としては、約４００ｎｍから７００ｎｍの範囲内の波長を放出する白色ＬＥＤを用いることが好ましい。チューブは、透析で用いられるような標準型チューブであることが好ましい。使い捨てチューブが好ましい。

光出射器は、その光軸が平坦な面に対して垂直になるように第１のチューブ壁のそばに配置されていることで、チューブ内部への光の最良の出射が可能となる。

本発明による検出器は、光学濃度の高い液体についても使用することができる。光学濃度の高い液体とは、本発明では、光不透過性の液体を意味している。光学濃度の低い液体とは、可視光線に対する透過性の高い液体を意味している。光透過性とは、光がチューブの一方の側で照射されたときに、入射する光の少なくとも一部が、チューブに含まれる液体を含めたチューブ断面全体を通過できることを意味している。光不透過性の液体では、光がチューブ断面およびチューブに含まれる液体を事実上通り抜けることができず、すなわち透過が行われない。

「液体」という上位概念は、本発明では、特に溶液や懸濁液を意味している。

第１の実施態様としての光学濃度の高い液体に、光が透明なチューブ壁を通ってチューブ内部の液体へ入り、そこで波長に依存して(wellenlaengenspezifisch)一部が吸収され、あるいは一部が散乱される。光学濃度の高い液体は、たとえば光学濃度の高い懸濁液や、光学濃度の高い溶液である。液体の光学濃度によって液体中での透過性が妨げられる。そのため、光出射器と反対側にある裏側のチューブ壁や、裏側のチューブ壁が当接している裏側のハウジング壁に当たって反射が起こることもない。

第２の実施態様としての光学濃度の低い溶液に、光が同じく第１の透明なチューブ壁を通ってチューブ内部の液体へ入る。しかしこの場合、光の少なくとも一部はチューブ断面全体に存在するチューブ内部の液体を通り抜け、１つの好ましい実施態様では、光出射器とは反対側に位置する裏側のチューブ壁および／または裏側のハウジング壁に当たって反射される。裏側のハウジング壁とは、裏側のチューブ壁が当接しているハウジング内面の壁である。光学濃度の低い溶液の場合、反射される光量は液体を２度通過するので、照射される光量よりも少ない。

光検出器は、その光軸が光出射器の光軸に対して４５°の角度をなしていることが好ましい。光検出器は反射もしくは散乱される光を受入れ、信号を評価する。検出器は、光を受入れる光ガイドと、光ガイドと接続された分光計と、を含んでいることが好ましい。たとえば光は光導波路を介して顕微分光計へ送られ、そこで波長スペクトルが記録される。

光出射器と光検出器の光軸の交点は、特別に好ましい実施態様では、光出射器／光検出器のほうを向いているチューブ壁と、チューブ内で輸送される液体との間の媒体境界面にちょうど位置している。

ただしこの交点は、溶液の濃度によっては、媒体境界面より１０分の数ミリメートルだけ後方でチューブ内部の液体中に位置していてもよい。すなわち別の実施態様では、光出射器と光検出器の光軸の交点は、光出射器／光検出器のほうを向いているチューブ壁とチューブ内で輸送される液体との間の媒体境界面から、０．５ｍｍだけチューブ内部に入った位置までの間の領域に位置している。

上述したように、光学濃度の低い溶液では、光はチューブ断面全体を通過してから、光出射器とは反対側に位置する裏側のチューブ壁および／または裏側のハウジング壁に当たって反射される。この場合に光反射を改善するために、チューブの光出射器および光検出器とは反対側の位置に、反射性の表面が設けられていることが好ましい。反射性の表面は、反射性のチューブ表面であっても反射性のハウジング壁であってもよく、あるいはこの両方であってもよい。反射を実現するために、ハウジング材料としてはたとえばアルミニウムなどが好適である。あるいは、ハウジングがプラスチックで製作されるのも好ましい。ハウジングにチューブを容易に挿入するために、光出射器および光検出器とは反対側の裏側の位置にカバーを設けることが好ましい。

両方のハウジング壁（光出射器の側にあるハウジング壁、およびこれと反対側にある裏側のハウジング壁）のうち少なくとも一方は平坦に構成されているのが好ましく、それにより、ハウジングへ挿入したときにチューブ壁が平坦に形成される。特に二重透過の場合に適用される好ましい実施態様では、両方のハウジング壁が平坦かつ互いに平行に構成されており、それにより、挿入されたチューブ内部の光が貫通する層厚が実質的に平行、すなわち一定になる。

チューブと光出射器および光検出器との間には、ハウジング内の光出射器と光検出器の開口部の汚れ（たとえばチューブに漏れが生じた場合）を防ぐために、光透過性のガラス板が配置されていてもよい。このガラス板は、対向するカバー表面と平行に配置されていることが好ましい。

光は幅２−４ｍｍの開口部（絞り部）を通って溶液に照射されるのが好ましく、それにより、ハウジング作成時の穴あけやチューブ厚みの許容誤差範囲内の誤差に対して、システムが比較的影響を受けにくくなる。

ヘモグロビンが検出器のところに到達すると光吸収が増え、それに応じて同時に、固有の波長で反射される光量が物質に応じて(substanzspezifisch)減少する。純粋な懸濁液または溶液の光反射が測定されたこの波長で事前に判定しておいた基準信号と比較したときの信号変化が血液の信号偏差を生じさせ、以下に説明するアルゴリズムによって、この信号偏差が所定の警告基準を満たしているときに血液アラームを作動させる。これと同じ測定システムは、外乱物質とスペクトル最大値が重なることのない他の物質についても、同じく定量的に利用することができる。

信号評価の目的のために、光検出器は評価ユニットを含んでいることが好ましい。評価ユニットは、波長依存的な測定信号と、同じく波長依存的な基準信号とから、波長依存的な信号変化ΔＳを次式（１）に従って計算する。

ここで、λ＝波長、Ｉ＝強度である。

次いで評価ユニットは、信号変化関数Δ（λ）の波長λ₀を起点として、所定の波長領域、たとえばλ₀からλ₁にわたって、畳み込み積分を形成する。畳み込み関数は、式（２）によりたとえば次のようになる。

ここで、ｘ＝λ−λ₀およびａ，ｂ，ｃ，ｄ，ｆ，ｇ，ｈおよびｊは選択された定数である。

各波長について、信号変化関数ΔＳが畳み込み関数ψ（ｘ）と乗算される。そして、すべての積の合計から、波長λ₀についての畳み込み積分が算出される。媒体中に血液がないとき、畳み込み積分は、いかなる外乱要因にも関わりなく限りなくゼロ付近にある。逆に血液があると結果は正値になる。こうして得られた値が、さまざまな所定のアラーム基準と比較される。これらの基準の１つが満たされると、血液が認識される。

酸素飽和度が異なるときのスペクトルのばらつきが畳み込み信号に影響を及ぼさないようにするために、λ₀（好ましくはλ₀＝５５８ｎｍ）は、酸素で飽和した血液の信号強度と、酸素で飽和していない血液の信号強度とが、この波長で等しい大きさになるように選択される。

つまり評価にあたっては、２通りの異なる評価方法を適用することができる。たとえばビリルビンのような物質を認識するとき、信号ΔＳ（λ）に関し特定の波長が選択される。一方では、酸素飽和度が異なっていても血液の認識を可能にするために、畳み込み積分が引き続き用いられる。このとき、各波長について信号変化関数ΔＳ（λ）が予め選択された畳み込み関数ψ（ｘ）と乗算され、その結果が合計される。

本発明による装置は、検出器装置の機能性をチェックするためにも利用することができ、この場合、測定対象物中の血液の存在が模擬される。

そのために光出射器として、白色に発光するＬＥＤだけでなく緑色に発光するＬＥＤも利用することが好ましい。２回の測定が順次行われ、第１の測定ステップでは両方のＬＥＤが照射するのが好ましく、それに対して、これに続く測定ステップでは白色ＬＥＤだけが照射する。緑色ＬＥＤのスイッチを切ることによって、チューブ中の血液が模擬される。チューブ内のヘモグロビンは特に緑色の波長領域で吸収され、そのために、この波長領域ではより少ない光しか検出器に到達しないからである。

機能性をチェックするために、式（１）の信号変化は修正された形態、すなわち式（３）に基づいて判定される。

信号値Ｉ（λ）_LED白については、保存されている基準値を利用するのも好ましい。

次いで、血液のスペクトル評価と同様にして同じ関数が利用され、その結果得られた信号値が、反応閾値と比較される。このとき検出器が機能していれば、信号値が反応閾値よりも常に高くなるはずである。そうではないとき、このことは検出器の機能不良を示唆している。

なお、このような模擬は、光学濃度の低い溶液でも光学濃度の高い溶液でも行うことができる。

別の実施態様では、光学濃度の高い溶液中での空気の認識が可能である。すなわち空気が二次循環ラインチューブのなかに入ると、それによって測定されるスペクトルの強度が低くなる。その理由は、空気が光学的に透明な溶液に非常に似ていることにあり、この場合、光学的に透明な溶液の場合と同様な光学系の構成の故に、反射される光の一部だけしか検出器に到達しない。

さらに別の態様では、本発明は、血液を検出するとともに溶液中の生体マーカー物質、特にビリルビンを定量的に判定する方法に関する。この方法では、先ほど評価ユニットのところで説明した処理ステップが実施される。本発明の検出器によるビリルビンの検出は、肝保護療法において治療の進捗を管理し、処置の終了時期や吸着器の交換時期を判定するために特に有益である。

これに対応して本発明は、さらに別の態様において、血液、特にヘモグロビンの検出、および生体マーカー物質、特にビリルビンの検出における、本発明の検出器の利用方法も対象としている。

最後に本発明は、血液処理ユニットと、血液処理ユニットと接続された血液循環ラインと、同じく血液処理ユニットと接続された二次液体循環ラインと、を備える血液処理装置も対象としている。二次液体循環ラインは透析液循環ラインであることが好ましい。二次液体循環ラインは、チューブ系統と、二次液体循環ラインのチューブが通るように案内される、前述した検出器とを含んでいる。

本発明による検出器の第１の実施形態を示す断面図であり、ここでは光学濃度の高い溶液での測定が示されている。 光学濃度の低い溶液での測定を例にとって示す、図１の検出器の実施形態の図である。 光学濃度の高い溶液での測定を例にとって示す、１つの光出射器を備える本発明の検出器の第２の実施形態を示す断面図である。 ２つの光出射器を備える同様の実施形態を示す図である。 光学濃度の低い溶液と光学濃度の高い溶液の測定信号の比較である。 さまざまな酸素飽和度についてのヘモグロビンのスペクトルである。 測定されるべきヘモグロビンの濃度が測定信号に及ぼす影響をグラフで示した図である。 ビリルビンのスペクトルを示す図である。 測定されるべきビリルビンの濃度が測定信号に及ぼす影響を示す図である。 ヘモグロビンの供給による、光学濃度の高い溶液での測定信号（「基準信号」）の変化を示す図である（「ヘモグロビンを含む測定信号」）。 本発明による検出器が組み込まれた血液処理装置の例示的な流路図である。

次に、好ましい実施形態を参照しながら本発明について詳しく説明する。これらの特別な実施形態は発明の明確な説明に資するためのものにすぎず、一般的な形態で上述した本発明を限定するものではない。

図１は、本発明による検出器８の第１の実施形態を、液体１０の流れ方向に横断する図として示している。ハウジング１２は、主ハウジング部分１４と、ハウジングカバー１６と、から構成されている。ハウジングカバー１６は、ハウジング１２へチューブ１８を容易に挿入する役目とともに、測定の背景としての役目を担っている。チューブ１８が挿入されると、ハウジングカバー１６が主ハウジング部分１４にぴったり密閉するように取り付けられる。

さらに主ハウジング部分１４は、チューブ１８をハウジング１２を通って案内するための通路２０と、光出射器２４を収容するための第１の切欠き２２と、光検出器２８を収容するための第２の切欠き２６と、を含んでいる。両方の切欠き２２，２６は、主ハウジング部分１４の外側から開口しており、光出射器２４の光路の狭められた第１の絞り部３０を介して、および光検出器２８の光路の狭められた第２の絞り部３６を介して、主ハウジング部分１４を貫通して通路２０に連通している。

光出射器２４は白色光を出射する光源、好ましくは白色光を出射するＬＥＤであることが好ましい。

別の実施形態では、必要な場合には、異なる光スペクトルを出射する２つの光源、たとえば白色光を出射する光源と緑色光を出射する光源とで、特には同じＬＥＤの実施形態として、光出射器２４を構成することもできる。

チューブ１８はハウジング１２を通るように案内されており、チューブ１８に液体１０を通すことができる。チューブ自体は、光出射器２４から出射される光に対して透過性である。

ハウジングカバー１６の平坦な内面３４は、対向する主ハウジング部分１４の平坦な通路面３２と平行に配置されているのが好ましく、これら両方の面３２，３４は、挿入されたチューブ１８の仕切面である。このとき両方の面３２，３４の間隔は、チューブ１８の外径よりも短い。このような構成により、柔軟なチューブ１８はハウジング１２への挿入後、最初は丸い形状が、ほぼ平坦で好ましくは平行平面である２つのチューブ壁３２，３４によって、ほぼ楕円の形状に変形する。

光検出器２８は第１の通路面３２に隣接して配置されており、ここでも第２の絞り部３６を介して第２の切欠き２６によって、通路２０から主ハウジング部分１４を貫通する光通路が形成されている。この光検出器２８は光出射器２４に隣接して配置されており、両方の絞り部３０，３６ならびに第１および第２の切欠き２２，２６を通って延びる光軸は、ほぼ４５°の角度をなしていることが好ましい。図１では、同時に光線も示している光出射器２６と光検出器２８の光軸は矢印として示されており、第１のチューブ壁３８と液体１０との媒体境界面で交わっており、もしくは媒体境界面より１０分の数センチメートルだけ後方で液体１０の内部で交わっている。

光検出器２８自体は、第１の実施形態では光ガイドとして構成されており、光信号をさらに処理するための分光器と接続されていてもよい。あるいは第２の実施形態では、光検出器２８は、入射する光量を電気測定信号へ直接変換することができる光ダイオード等として構成されている。

図１には光学濃度の高い液体での測定が示されており、この場合、第１のハウジング壁３２だけが平坦に構成されていれば十分であるので、場合によっては裏側のハウジング壁３４の平坦な構成は必要ない。液体１０は、ここでは一例として光学濃度の高い溶液または懸濁液である。光は第１のチューブ壁３８を通過して溶液１０に入り、そこで波長に依存して、光学濃度の高い液体１０に一部が吸収され、一部が散乱される。液体１０の光学濃度によって、液体４０をわずかでも透過することが妨げられるので、第２のチューブ壁１０や、第２のチューブ壁４０が当接するカバー１６の内面３４での反射が起こることはない。この図では液体表面に当たって光検出器２８の方向に向かう部分的な散乱だけが、光検出器２８に向かう矢印の形態で模式的に示されている。

図２は、図１の検出器の実施形態を示しているが、相違点として、ここでは光学濃度の低い溶液での測定が示されている。光出射器２４から出射される光４２は、第１のチューブ壁３８およびチューブ内の液体１０全体を通過して、裏側の第２のチューブ壁４０および／またはカバー１６の内面で反射される。反射された光の一部４４は再び液体全体を通過して、光検出器すなわち光ガイド２８に受入れられる。この実施形態では、裏側のハウジング壁３４が前側の第１のハウジング壁３２と平行平面に構成されていることが好ましい。

図３ａは、光学濃度の高い溶液での測定を例にとって、検出器８の第２の実施形態を断面図で示している。図１および図２に示す実施形態とは異なり、第１のチューブ壁３８と壁面との間に、照射される光に対して透過性であるガラス板４６が配置されている。それにより、ハウジング１２内の光出射器ないしは光検出器の開口部に生じる可能性のある汚れが防止される。裏側のハウジング壁３４は、ガラス板４６と平行平面に構成されていることが好ましい。

図３ｂは、照射波長の異なる２つの光出射器（たとえば緑）を備える別の実施形態を示している。第１の光出射器２４に加えて、主ハウジング部分１４にある第３の切欠き５０に収容された第２の光出射器４８が付加されている。切欠き５０は主ハウジング部分１４の外面から開口しており、第２の光出射器４８の光線のための狭められた別の第３の絞り部５２を介して主ハウジング部分１４を貫通し、同じく通路２０に連通している。第２の光出射器４８の光線もしくは光軸は、図３ａに矢印で示しているように、第１の光出射器２４の軸に対して４５°の角度をなすことが好ましいが、これ以外の角度も可能であり、単に使用する光出射器もしくは光検出器の測定ジオメトリーに依存して決められるにすぎない。両方の軸は、第１のチューブ壁３８と液体１０の媒体境界面で交わり、または、この媒体境界面よりも１０分の数センチメートルだけ後方の液体１０の内部で交わっている。

図４は、光学濃度の低い溶液と、光学濃度の高い溶液との測定信号の比較を示したものである。同じ測定パラメータのとき、光学濃度の低い溶液が測定信号の変化によってどのように光学濃度の高い溶液から区別できるかが示されている。光学濃度の高い溶液がチューブ１８の中にあるときは、媒体に入射する光の高い割合が、散乱によって光検出器２８および分光計に到達する。光学濃度の低い溶液では、光は後側のチューブ壁４０またはカバー１６の内面に当たって反射される。しかしこれらの光軸は交わらないので、入射した光の一部しか光検出器２８に到達しない。したがって、光の総量は澄んだ媒体の場合には明らかに少なくなる（図４参照）。これによって、さまざまな液体の状態を簡単かつ確実に区別することが可能となる。

図５は、ヘモグロビンのスペクトルを異なる酸素飽和度について示している。赤血球の色素であるヘモグロビンは、酸素飽和度が異なるとき、その血液スペクトルが若干ばらつく。このようなスペクトルのばらつきは、正確な定量測定を保証するために、以下に示すようなアルゴリズムによる評価で補正することができる。

図６は、測定され得るヘモグロビンの濃度が測定信号に及ぼす影響を示している。光学濃度の高い溶液にヘモグロビンが加わると、図６に示すように、後方散乱される光が、物質固有の波長領域で減少する。光学濃度の低い溶液の場合も、スペクトルの変化はこれに準じている。ヘモグロビン添加前の信号全体だけが、図４に示すように明らかに互いに相違している。特に５００−６００ｎｍの領域では、吸収挙動によるスペクトル変化が非常に特徴的である。この領域は、特に血液認識のための評価アルゴリズムで用いられる。マーカー物質によるこの波長領域での重なり合いは、評価アルゴリズムの開発のときに留意すべきである。４００から４５０ｎｍの間のヘモグロビンピークは、評価に用いることはできない。本例ではマーカー物質として液体１０に含まれる可能性があるビリルビンのピークが、明らかに重なっているからである。

ビリルビンの定量的な判定は、４５０ｎｍ付近のピークの評価によって行われる。

図７はビリルビンのスペクトルを示している。

図８には、さまざまな量のビリルビンの添加による測定信号もしくは原信号の変化を見ることができる。

ヘモグロビンの評価の際の外乱要因は、上でも触れたように、血液浄化によって液体中に入る物質、たとえばビリルビン（図７−８参照）によって生じ、酸素飽和度が異なるときの血液のスペクトルのばらつき（図５参照）によっても生じる。したがって評価は、これらの外乱要因が最低限に抑えられるように構想されている。検出器の光源は基準信号の測定にも利用されるので、チューブが挿入されてチューブ内にブランク溶液(Bindloesung)がある時点で基準が記録される。光学濃度の低い溶液の場合、これは水または食塩水である。光学濃度の高い溶液の場合、これに加えて粒子が含まれる。図９は、光学濃度の高い溶液中での基準信号のスペクトルとヘモグロビンを含んで測定されたスペクトルとを示している。

基準信号に関する信号変化を記述するために、基準スペクトルと測定スペクトルのデータが式（１）に従って評価される。

血液を確実に検出できるようにするために、たとえば式（２）の形をとることができる畳み込み関数が用いられる。

ビリルビンの外乱要因を最低限に抑えるためには、およそ５５０−７００ｎｍの波長領域で畳み込み関数を用いれば十分であることが判明している。畳み込み積分を形成するために、信号変化関数ΔＳ（λ）が各波長で畳み込み関数ψ（ｘ）と乗算される。これらの積の合計が、波長λ₀についての畳み込み積分となる。媒体中に血液がないときには、いかなる外乱要因にも関わりなく、畳み込み積分は限りなくゼロ付近にある。逆に、血液が存在するときは結果が正値となる。

このことを実現するために、特定の畳み込み関数についてλ₀を適切に選択すべきであり、すなわち、飽和した血液と飽和していない血液について、当該波長では大きさが等しいのがよい。

図１０は、図１から図３の実施形態に基づく検出器８に相当する検出器７６が組み込まれた血液処理装置５８の流路図を示している。

患者から来て患者へ向かう血液循環ライン６０と、血液浄化のための二次循環ライン６６と、が示されている。両方の循環ライン６０，６６は血液処理ユニット６２に接続されており、これらの循環ラインは血液処理ユニット６２の内部で隔膜６４により分離されている。

たとえば通常透析液などの浄化液がポンプ循環される二次循環ライン６６には、通常のクランプ６８と、血液処理ユニット６２の下流もしくは上流にある圧力センサ７０，７２と、血液処理ユニット６２の上流側に挿入されたチューブ用ポンプ７４と、が設けられている。

検出器７６は、血液処理ユニット６２の下流側で二次循環ライン６６に挿入されており、二次循環ライン６６のチューブが、図１−３の検出器８のチューブ１８を構成している。

図１０から明らかなように、検出器ユニット７６は光ガイド７７を介して分光計７８またはその他の検出器に接続されており、ここに供給された光信号がスペクトル分解される。

そして、分光計７８に接続された評価ユニット８０が分光計７８から来る信号を評価し、最新の信号を場合により基準信号と比較して、図示しない計算・弁別ユニットを介して最終信号を生成する。

引き続いてこの最終信号は、血液処理装置５８の図示しない主制御部に供給され、そこでアラームユニットにおいてさらに処理される。

Claims (16)

1. 液体中の散乱光を測定するための、ハウジング（１２）を備えた検出器であって、前記ハウジング（１２）を通るように案内される、光透過性で柔軟な、液体（１０）を輸送するチューブ（１８）と、光出射器（２４）と、光検出器（２８）と、を含む検出器において、
   前記ハウジング（１２）には少なくとも１つの平坦な面（３２，３４）が形成されており、前記チューブ（１８）が前記面に接して、当接するチューブ壁（３１）が平坦に形成されるように配置されており、
   前記光出射器（２４）は、その光軸が平坦な前記面に対して実質的に垂直になるように、前記チューブ壁（３８）のそばに配置されており、
   前記光検出器（２８）は前記光出射器（２４）に隣接して前記チューブ壁（３８）のそばに配置されており、前記光出射器（２４）と前記光検出器（２８）の光軸は９０°よりも小さい角度を形成していることを特徴とする検出器。
2. 前記２つの面（３２，３４）もしくは前記チューブ壁（３８，４０）は互いに平行な平面として配置されていることを特徴とする、請求項１に記載の検出器。
3. 前記光出射器（２４）と前記光検出器（２８）の前記光軸は３３°から５５°、好ましくは約４５°の角度を形成していることを特徴とする、請求項１に記載の検出器。
4. 前記光出射器（２４）と前記光検出器（２８）の前記光軸の交点は、前記第１のチューブ壁（３８）と前記チューブ（１８）の中を輸送される液体（１０）との間の媒体境界面から、該媒体境界面から０．５ｍｍだけ液体（１０）の中へ入った位置までの間の領域に位置していることを特徴とする、請求項１から３のいずれか１項に記載の検出器。
5. 前記光出射器（２４）と前記光検出器（２８）の前記光軸の交点は、前記第１のチューブ壁（３８）と前記チューブの中で輸送される液体（１０）との間の媒体境界面に位置していることを特徴とする、請求項１から３のいずれか１項に記載の検出器。
6. 前記チューブ（１０）の、前記光出射器（２４）および前記光検出器（２６）とは反対側（３４，４０）の位置に、反射性の表面が設けられていることを特徴とする、請求項１から４のいずれか１項に記載の検出器。
7. 前記反射性の表面は反射性のチューブ表面（４０）または反射性のハウジング表面（３４）であることを特徴とする、請求項６に記載の検出器。
8. 前記チューブ（１８）と、前記光出射器（２４）および前記光検出器（２６）と、の間に光透過性のガラス板（４６）が配置されていることを特徴とする、請求項１から７のいずれか１項に記載の検出器。
9. 前記光出射器（２４）は４００ｎｍから７００ｎｍの波長の光を出射することを特徴とする、請求項１から７のいずれか１項に記載の検出器。
10. 前記光検出器（２６）は光ガイドまたは光ダイオードであることを特徴とする、請求項１から８のいずれか１項に記載の検出器。
11. 前記光検出器（２６）は光ガイドと接続された分光計を含んでいることを特徴とする、請求項１から１０のいずれか１項に記載の検出器。
12. 前記光検出器（２６）はさらに血液検出のための評価ユニット（７０）と接続されており、該評価ユニットは波長依存的な測定信号および同じく波長依存的な基準信号から波長依存的な信号変化関数を算出し、所定の波長領域にわたって該信号変化関数から畳み込み積分を形成し、該畳み込み積分の値に基づいて液体中の血液の存在を推定することを特徴とする、請求項１から１１のいずれか１項に記載の検出器。
13. 血液処理ユニット（６２）と、前記血液処理ユニット（６２）と接続された血液循環ライン（６０）と、同じく前記血液処理ユニット（６２）と接続された二次液体循環ライン（６６）、特に透析液循環ラインと、を備え、
    前記二次液体循環ライン（６６）は、チューブ系統と、請求項１から１２のいずれか１項に記載の検出器（８）と、を含んでいる、血液処理装置。
14. 波長依存的な測定信号および同じく波長依存的な基準信号から波長依存的な信号変化関数が算出され、
    所定の波長領域にわたって、前記信号変化関数と畳み込み関数とから畳み込み積分が形成され、該畳み込み積分の値に基づいて液体中の血液の存在が推定される、溶液中の血液を検出する方法。
15. 液体中のヘモグロビン及び／またはマーカー物質、特にビリルビンを検出するための、請求項１から１２のいずれか１項に記載の検出器（８）の利用方法。
16. 光学濃度の高い溶液中での空気混入を検出するための、請求項１から１２いずれか１項に記載の検出器（８）の利用方法。

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