CA2439742A1

CA2439742A1 - Method for calibrating a pair of sensors in a dyalisis circuit

Info

Publication number: CA2439742A1
Application number: CA002439742A
Authority: CA
Inventors: Bernard Bene; Jacques Chevallet
Original assignee: Individual
Current assignee: Gambro Industries SAS
Priority date: 1992-06-30
Filing date: 1993-06-23
Publication date: 1993-12-31

Abstract

Le procédé de l'invention vise un procédé pour assurez l'etalonnage d'un couple de capteurs dont l'un est monté à l'entrée et l'autre à la sortie d'un circuit de dialyse destiné à
être relié à un hémodialyseur. Le procédé consistent: à effectuer une phase initale d'étalonnage des capteurs pensant laquelle l'hémodialyseur est mis en court-circuit, de manière à déterminer le facteur de réponse de chaque capteur et à définir un coefficient initial d'étalonnage permettant d'obtenir une valeur identique de mesure pour chaque capteur; à realiser au moins une phase de correction du coefficient initial d'étalonnage au cours d'une séance de fonctionnement de l'hémodialyseur; à realiser au moins une phase de détermination un coefficient auxiliaire d'étalonnage pour le capteur d'entrée par les étapes consistant: à assurer la mise en série, avec le capteur d'entrée, d'un capteur auxiliaire de même nature que les capteurs d'entrée et de sortie, à définir les facteurs de réponse pour les capteurs d'entrée et auxiliaire, et et à définir le coefficient auxiliaire d'étalonnage pour le capteur d'entrée, permettant d'obtenir une même valeur de mesure pour les capteurs d'entrée et auxiliaire; à réaliser au moins une phrase de détermination d'un coefficient auxiliaire d'étalonnage pour le capteur de sortie consistant: à assurer la mise en série, du capteur de sortie avec le capteur auxiliaire, à définir les facteurs de réponse pour les capteurs de sortie et auxiliaire, et à définir le coefficient d'étalonnage auxiliaire pour le capteur de sortie, permettant d'obtenir une même valeur de mesure pour les capteurs de sortie et auxiliaire; et à déterminer, à partir d'au moins un coefficient auxiliaire d'étalonnage, un nouveau coefficient d'étalonnage pour les deux capteurs. The method of the invention relates to a method for ensuring the calibration of a couple of sensors, one of which is mounted at the input and the other at the output of a dialysis intended for be connected to a hemodialyzer. The process consists of: performing a phase initial calibration of the sensors thinking which hemodialyzer is short-circuited circuit of so as to determine the response factor of each sensor and define a coefficient initial calibration to obtain an identical measurement value for each sensor; to carry out at least one phase of correction of the initial coefficient calibration during a hemodialyzer operating session; to realize at least a phase of determination of an auxiliary calibration coefficient for the input sensor by stages consisting of: ensuring the serial connection, with the input sensor, of a sensor auxiliary of same nature as input and output sensors, to define the answer for input and auxiliary sensors, and and to define the auxiliary coefficient calibration for the input sensor, allowing the same measurement value to be obtained for the sensors input and auxiliary; to carry out at least one sentence of determination of a coefficient auxiliary calibration for the output sensor consisting of: ensuring the serialization, of output sensor with the auxiliary sensor, to define the factors of answer for them output and auxiliary sensors, and to define the calibration coefficient auxiliary for the output sensor, enabling the same measurement value to be obtained for sensors output and auxiliary; and to determine, from at least one coefficient auxiliary a new calibration coefficient for the two sensors.

Description

PROCÉDÉ ~'~TALCII~ïAGE D''UN COUl'L~~,~DE CAP~'EUIZS p1"pC~s DANS -'UN CLRCÜ1T DE DIALYSE ü ~ =T
,;;~r This application is a divisïonal application of co-pending application Serial No. ~~;09~;056 ' bled Jupe 23, 1993.
b. AC?MAJNE TECHNIQ~TE JPERTiN'EN'l' ä~:I:'rN'~ENT1(OlvT .._. ~.. .. .
La prêsente invention concerne le domaine t~chnïque gédéral de la mesure de grandeurs physiques d'un liquide de dialyse circulant dans un hërr~odialyseur d'un reïn artificiel. Elle vise, plus précisément, l'étaldnnagt.i~es capteurs utilisés pour mesuzer les iques ou physiques du liquide de dïalyse. L'inwentirjn trouve une application particulièrement àvantageuse pour la mesure du débit du liquid~~de dialyse circulant dans v I'hémodialyseur d'un rein artificiel.
c. XLLi3ST.iZATIONS n'AJ~IitI~R.E-PLAN
Dans l'application préférée citée ci-dessus; rzn rein arti~cïea comporte, d'une manière classique, url hêmodialyseur à deux eomgartirz~euts séparés par une mem~brane>
dont l'un ' des compartiments est relié à un circuit de liquide de dialyse, tandis gaie l'autre ;
compartiment ese relié à un patient, par l'intermédiaire d'un circuit extraèorporel de sang.
Le circuit de liquide de dialysé est pourw, en encrëe et en sortie de l'hêrnodialyseur, de dëbiunèires gënérant une impulsion électrique au passage d'une fraction déterminée de ._... ~ rY~.~' ~~i ~f'1.
liquide de dialyse.
Au cours d'une séance de dialyse, le liquide en excès présent dans Ie sang, ultrafiltre à travers une membrane, en raison du gradient d~, pression eX~rré de port et d'autrè de Ia membrane. Préalablement â une telle. s~ance,~l convient de pxr~céder. à une phase d'étalonnage des débitm~~es pôur laquelle 1'.h~rrydialyseur r~s~:n~urt~eir~uitér de sorté
a . ~,~
qu'un débit idem de li,~qtüde de dialyse cai~~t,~le dans les deux ''débitri~ëtre~v ~e tc phase d'étalonnage consiste à mesürer.l~s fré~~~cés d'~tal~ge dercbaque débitzriètre en .
comptant 1e nombre d'irnpùl5ions penda~t-..~ün temp.de dûrée iossm~ de .m.~niëre à définir le facteur de réponse, c'est-à-dire la rel.~tàon exastatït entre u>'~réquence tië mesure et un débit donné de liquide de dialyse. Llne Telle phase d'etalarrina~~ ~ierme~, âe' Corriger, ezr partie, Ies erreurs intrinsèques des débitmëtresvcet méme d:'u~tiItscr des d~~itm~ètres de type di iférent.

Il convient de considérer que l'étalonnage des débitmètres, qui zësulte de mesures expérimentales, est entaché d'une certaine erreur affectant systr~matiquement les rësultats de mesures ultérieures, Il apparaît dônc indispensable de réduire au maximum les erreurs k accideneelles de mesure, susceptibles d'apparaître au cours de Ia ph se d'étalonnage, de manière â obtenir une précision de mesure maximale pour la dr~termination de l'ultrafiltrat retiré du sang du patient.
Pour texiter de réduire l'importance des erreurs de mesure, telles que les artefacts, Ia technique antérieure propose, génëralement, de procéder à une phase d'étalonnage sur une durée assez longue. ' Par ailleurs, la demânde de brevet 1rP A 88-304 162.6 propose un procédé
tentant de limiter les erreurs de mesure de débits, z~otammen.t au cours d'arts phase d'étalonnage de .
dëbitznètres équipant un hémoâiaiyseur. ~e document propose de monter en série, sur 1e circuit de liquide de dialyse, un couple de dëbitm~scres en amont de l'hémodialyseur et un autre couple, en aval de I'hémodialyseur. Au cowrs de la phase d'étalonnage, l'hémodialyseur est court-circuité, de,sorte que les quatre débitmètres se retrouvent placës en série. Les fréquences des débitmètres sont mesurées et l'étalonnage est cortsidérë valable si les écarts entre les fréquences mesurées sont compris dans une plage détermitlée de valeurs.
Le principal inconvénient du procëdé décrit ei-dessus réside dans le fait que la.
prëcision des mesures dëpend directement du temps d'acquisition pendant lequel tes W<
impulsions sont comptëes. Aussi, pour ~t~' rea~ précision ëlevée, il convient d'augmenter, de manière prohibitive, le temps d'acquisition des mesures.
Par ailleurs, il s'avère, en pratique, que les débitmètres présentent une dérive de mesure au cours d'une séance de dialyse dont la durée atteint, génêraIenaent, quatre heures.
Il devient alors nëcessaire de procéder à des étalonnages en cours de séance de dialyse pour éliminer s~e.erreur, ce qui diminue l'effcacité de la dialyse, en raison de la longue durëe k de la phase d'étalonnage:
De plus, le doublement des débitmètres augmente Ie cofit de taise en oeuvré
d'un tel procédé.
Pour résoudre les inconvénients énoncés ci-dessus, le brevet hR 89 11 083 a groposé
un procédé d'étalonnage permettant d'obtenir une précision de mesure élevée, indépendante PROCESS ~ '~ TALCII ~ AGE OF A COUl'L ~~, ~ OF CAP ~' EUIZS p1 "pC ~ s IN -'A CLRCÜ1T OF DIALYSIS ü ~ = T
, ;; ~ r This application is a divisïonal application of co-pending application Serial No. ~~; 09 ~; 056 ' bled Skirt 23, 1993.
b. AC? MAJNE TECHNIQ ~ TE JPERTiN'EN'l 'ä ~: I:' rN '~ ENT1 (OlvT .._. ~ .. ...
The present invention relates to the general t ~ chnic domain of the measurement of physical quantities of a dialysis liquid circulating in a hërr ~ odialyzer of a kidney artificial. More specifically, it is aimed at the etaldnnagt.i ~ es sensors used to measure them physical or physical analysis fluid. Inwentirjn finds an application particularly advantageous for measuring the flow of dialysis liquid ~~
flowing in v The hemodialyzer of an artificial kidney.
vs. XLLi3ST.iZATIONS n'JJ ~ IitI ~ RE-PLAN
In the preferred application cited above; rzn kid arti ~ cïea includes, in a way classic, hemodialyzer url with two eomgartirz ~ euts separated by a mem ~ brane>
one of which ' compartments is connected to a dialysis fluid circuit, while cheerful the other ;
ese compartment connected to a patient, via a circuit extra-corporeal blood.
The dialyzed liquid circuit is pourw, in ink and at the outlet of the hydrodialysis machine, dibrone generating an electrical impulse at the passage of a fraction determined to ._... ~ rY ~. ~ '~~ i ~ f'1.
dialysis fluid.
During a dialysis session, the excess fluid in the blood, ultrafilter through a membrane, due to the gradient of ~, pressure eX ~ rré de port et other from Ia membrane. Prior to such. s ~ ance, ~ l should pxr ~ yield. to one phase calibration of flowmeters for which 1'.h ~ rrydialyzer r ~ s ~: n ~ urt ~ eir ~ uitér de sorté
at . ~, ~
that the same rate of li, ~ qtüde dialysis cai ~~ t, ~ the in both '' debitri ~ be ~ v ~ e tc phase calibration consists of measuring. ~ fr ~~~ cés d ~ tal ~ ge dercbaque flowzrieter in .
counting the number of irnpùl5ions penda ~ t - .. ~ ün temp.de durrée iossm ~ de .m. ~ niëre to be defined the response factor, that is to say the rel. ~ tàon exastatït entre u>'~ réquence tië measure and a given flow rate of dialysis fluid. Llne Such phase of etalarrina ~~ ~ ierme ~, âe 'Correct, ezr part, the intrinsic errors of the flowmeters and this same of:
d ~~ itm ~ type meters di iférent.

It should be considered that the calibration of flowmeters, which results from measures experimental, is marred by a certain error affecting systematically the results of subsequent measures, It therefore appears essential to reduce the errors k measurement accideneelles, likely to appear during ph calibration, so as to obtain maximum measurement accuracy for the termination of the ultrafiltrate removed from the patient's blood.
To avoid reducing the importance of measurement errors, such as artifacts, Ia prior art generally suggests carrying out a phase calibration on a fairly long duration. '' In addition, patent application 1rP A 88-304 162.6 proposes a process tempting to limit flow measurement errors, z ~ otammen.t during phase arts calibration.
flowmeters fitted to a hemoiiazer. ~ e document proposes to go up in series, on 1st dialysis fluid circuit, a couple of flow meters upstream of the hemodialyzer and a another couple, downstream of the hemodialyzer. During the calibration phase, the hemodialyzer is short-circuited, so that the four flow meters find placed serial. The frequencies of the flowmeters are measured and the calibration is valid cortsider if the deviations between the measured frequencies are within a range determinate of values.
The main disadvantage of the process described above is that the.
accuracy of measurements directly depends on the acquisition time during which your W <
pulses are counted. Also, for ~ t ~ 'rea ~ high precision, it should prohibitively increase the time for acquiring measurements.
Furthermore, it turns out, in practice, that the flowmeters have a derived from measurement during a dialysis session whose duration reaches, generally, four hours.
It then becomes necessary to carry out calibrations during the session dialysis for eliminate s ~ e.error, which decreases the effectiveness of dialysis, due to the long duration k of the calibration phase:
In addition, the doubling of flowmeters increases the cost of silence in work of such process.
To solve the drawbacks stated above, patent hR 89 11 083 has gropose a calibration process allowing high measurement precision to be obtained, independent

2 du temps d'ëtaIonnage. Le temps d'étalonnage, nécessaire à la mise en oeuvre du procédé, peut être limité à une durée minimum, sans toutefois affecter la précision de mesure, puisque les erreurs susceptibles d'ïntervenir pendant ce temps d'étalonnage, se~
~'a~ ,.a~
éliminées par Ie procédé è=~e~~ga~ proposé. Cette phase d'étalonnage des débitmètres, pendant laquehe l'hémodialyseur est mis en court circuit, peut être efiectuéé
au cours d'un séance de dialyse, en raison de la courte durée né~ressaire pour 'pue " à cet étalonnage.
Bien entendu, si Ie nombre d'ëtalo~anages dt;vient irnpoitant en vue d'augmenter la précision des mesi~.res, la somme des temps nécessaires aux étalonnages successifs aboutit à
une duré~d'étalonna~e non néaliaeable. Cette durée gl~bale de l'ëtalonnage, pendant .
laquelle l'hémodialyseur est mis en court-circuit, conduit à une dirninutïon de l'e~cacité de ia séance de dialyse. ün compromis doit donc être effectué entre l'efficacité
de la séance de dialyse et la précision des mesures, sans toutefoiâ négliger la sécurité qui nëcessîte de déceler, au plus tôt, l'apparition d'un incident sur les débitmëtres.
d. DESCRII~h~ON L'XN'vIENT~OIf' Il a~~~donc le besoin de disposer d'une .méthode d'étalonnage des débitxraètres pernnettant d'obtenir une précision élevée sur les mesures, tout au long de Ia séance de dialyse et une e~caeité optimale pour cette séance en s'affra:nehissant de la mise en eourt-circuit de l'hémodïalyseur pendant 1a séance.
L'objet d'un aspect de la présente invezttion vise, justement, un procédé
d'étalonnage de capteurs, a satisfaire le besoin énoncé ci-dessus.
bjeautre aspect de l'invention vise, ëgalemenc, à proposer un procëdé
d'étalo~n''nage offrant une grande sécurité pour d~.celer d'évewtuels défauts susceptibles d'intervenir sur les capteurs au cours d'une séa~lce de dialyse.
L'objet d'un autre aspect de la prësente invention vise, également à propose un rein artificiei composé d'un circuit pour le liquicpde dialyse.
Le procédé d'un aspect de Ia présente invention assure l'étalonnage d'un couple de r capteurs, dont l'un est monté à l'entrée et l'autre à la sortie tl'un circuit de dialyse destine à
être relië à un hémodialyseur. Le procédé pour assurer I'etalonnage d'un couple de capteurs dont l'un est monté à l'entrée et l'autre à la sortie d'un circuit de dialyse destiné à
être relié à un hémodialyseur consistant à effectuer une phase initale d'étalonnage des ' 2 of the calibration time. Calibration time, necessary for implementation of the process, may be limited to a minimum duration, without however affecting the accuracy of measured, since the errors likely to occur during this calibration time, se ~
~ 'a ~, .a ~
eliminated by the proposed method è = ~ e ~~ ga ~. This phase of calibration of flow meters, during laquehe the hemodialyzer is short-circuited, can be efiected during a dialysis session, due to the short duration needed to 'stink' at this calibration.
Of course, if Ie number of étaloo ~ anages dt; comes irnpoitant in sight to increase the accuracy of measurements, the sum of the times required for calibrations successive leads to a duration ~ of calibration ~ e not néaliaeable. This overall duration of the calibration, while .
which the hemodialyzer is short-circuited, leads to a direction e ~ ciency of ia dialysis session. a compromise must therefore be made between efficiency of the session of dialysis and measurement accuracy, without sacrificing the security that need detect, as soon as possible, the appearance of an incident on the flow meters.
d. DESCRII ~ h ~ ON L'XN'vIENT ~ OIf ' It has ~~~ therefore the need to have a method of calibrating flow meters to obtain high accuracy on measurements, throughout the session of dialysis and optimal e ~ caeity for this session while getting worse:
implementation hemodalyser circuit during the session.
The object of an aspect of this invention aims, precisely, a process calibration of sensors, to satisfy the need stated above.
bjeautre aspect of the invention aims, also, to propose a method Etalo ~ n'nage offering great security to detect ~ ~ possible faults susceptible to intervene on the sensors during a séa ~ lce dialysis.
The object of another aspect of the present invention is, also to propose kidney Artificiei composed of a circuit for the dialysis liquid.
The method of one aspect of the present invention provides for the calibration of a couple of r sensors, one of which is mounted at the input and the other at the output a circuit for dialysis be connected to a hemodialyzer. The method for ensuring the calibration of a couple of sensors, one of which is mounted at the input and the other at the output of a dialysis intended for be connected to a hemodialyzer consisting in performing an initial phase 'calibration

3 capteurs pendant laquelle l'hémodialyseur est mis ~~n court-cixcuït, de manière à déterminer le facteur de réponse de chaque capteur et à définir un coefficient initial d'étalonnage permettant d'obtenir une valeur identique de mesure pour chaque capteur; à
realiser au moins une phase âe correction du coefficient initi<d d'êtalonnage au cours d'une séance de fonctionnement de l'hémodialyseur; à realiser au 7noins une phase de déterrninatior~_uu.. c~~~un coefficient auxiliaire d'étalonnage pour Ie capteur d'entrée par les étapes consistant: à
assurer la mise en série, avec le capteur d'entrëe, d'un capteur auxiliaire de même nature que les capcenrs~entrée et de soxtie, à définir les facteurs de rëponse pour les capteurs d'entrée et auxiliaire, eta définù le coefficient auxiliaire d"ëtalonnage pour le capteur d'entrée, permettant d'obtenir une même valeur c!e mesure pour les capteurs d'entrée et auxiliaire; à réaliser au moins une phase de détermination d'uu. eoefHeienc auxiliaire d'étalonnage pour le capteur de sortie consistant à assurer la mise en série, du capteur de sortie avec le capteur auxiliaire, â définir les facteurs de réponse pour les capteurs de sortie ex auxiliaire, et à définir le coefficient d'étalonnage auxiliaire pour le capteur de sortie, permettant d'obtenu une même valeur dè mesure pour les capteurs de sortie et auxiliaire; et à déterminer, à partir d'au moins un eoefficicut auxiliaire d'étalonnage, un nouveau coefficient d'étalonnage pour les deux capteurs.
e .~ c~ ces.' Une autre caracteristique selon un autre aspect de l'invention est ~'i1 consiste à réaliser, successïvement et altert;ativement, les phases de détermination des coefficients auxiliaires pour les capteurs d'entrée et de soràe~
~..~2 ~loce~c~l.~~
Une autre caracteristique selon un autre aspect de l'invention est ~=~~~~w--°-~ ~~ ~c ~tt'iI consiste a. réaliser, successivement et alternativement, les phases de détermination des coefficients auxiliaires d'étaloxtnage pour les capteurs d'entré:e et de sortie.
Une autre caracteristique selon un autre aspect de l'invention est ~~~~a-ee s'il consiste à remplacer, après chaque phase par le coefficient auxiliaire dans le coefficient d"étalonnage le coefficient auxiliaire correspondant défini lors d'une phase précédente.
Une autre caracteristique selon un autre a:~pect de l'invention est caractérisé en ce qu'il consiste à déterminer chaque coefficient auxiliaire un capteur, à partir de la moyenne d'une série de coeftïcients auxilï~ires élémental~es déterminés au cours d'une phase correspondante.
a Une autre caracteristique selon un autre aspect de l'invention est caractérisé
en ce qu'il consiste à effectuer la phase initiale d'étalonnage en mettant en série les capteurs d'entrée, de sortie et auxiliaire, de maniére à défiruir, entre les capteurs d'entrée et auxiliaire, d'une part, et entre les capteurs de sortie et auxiliaire, d'autre part, respectivement, des coefficients auxiliaires d'étalc'nnage destinés à former Ie coefficient initial d'étalonnage. r3ne autre caracteristique selon cet aspect de l'invention est caractérisé
en ce qu'il consiste, lors de la phase initiale d'éralonnage, à définir un coefficient correspondant au rapport entre les facteurs de réponse des capteurs, à
comparer les r,~--coefficïents et à valider ie coefficient initiai d'étalonnage uniquement si les valeurs des deux~coefficients sont identiques.
Une autre caraaeristique selon un autre aspect de l'invention est caractérisé
en ce qu'il consiste à dëf~nir le coefficient d'étalonnage en procédant au rapport de coef~eients auxiliaires d'étalonnage du capteur d'encrée et du capteur de sortie.
U'ne autre caracteristique selon un autre as~~ect de l'invention est caractérisé en ce qu'il consiste à comparer, lors de chacune des phases de détermination les coefficients auxiliaires des capteurs d'entrée et de sortie aux coefficients auxiliaires correspondants déterminés au cours d'une phase précédente ds même nature et à délivrer un signal d'avertissement lorsque la différence entre les coe~cients auxiliaires dépasse un seuil donné.
LTne autre caracteristique selon un autre aspect de l'invention est caractérisé en ce qu'il consiste, lors des phases de détermination à assurer Ia mise en série du capteur auxiliaire avec le capteur d'entrée ou le capteur de sortie, de manière que 1e liquide de dialyse circule toujours dans le ro&ne sens â travers le capteur auxiliaire, JL..e procédé d'un autre aspect de la presente invention d'étalonnage des .capteurs d'entrée et de sortie d'un circuit de dialyse comprenant un hémodialyseur doté
d'un côtê
sortie, le capteur d'encrée étant monté à la portion entrée du circuit du côté
entrée de l'hémodiaIyseur et le capteur de sortie étant monté à une portion de sortie due circuit, du côté sortie de l'hémodialyseur, comporte Ies étapes suivantes: contrôler le débit du liquide C~on1-ou rner devant esn~e~er l'hémodialyseur, déterminer le facteur de réponse initiale pour chacun %~
des capteurs d'entrée et de sortie et calculer un coefficient d.'ëtalonnage initial; corriger le coefficient d'étalonnage initial, l'étape de correction comprenant l'exécution d'au moins une pze~mire tape ou d'une seconde tape, la premire tape comprenant,X
le montage d'un capteur auxiliaire du mme type que les capteurs d'entre et de sottie en srie avec le ca teur d'entre~contr6le~~dbitvdu liquide devint circuler dans o~
l'hmodialyseurp ~cc.,.
' f~
d ~
~

on auz m ~l~xr les premiers facteurs de rponse pour les capteurs ci'entre et auxiliaire et (,e..

calculs ~ ceffieient d'talonnage auxiliaire d'ence pour le capteur d'eatre en fonction des premiers facteurs de rponse pour les capteurs d'entre et auxiliaire, la seconde tape comprenant de montage du capteur de sourie en s~~ie avec le capteur auxiliaire, le contrle du dbit du liquide circulant dans l'hmodalyseur~ la dtermination des seconds facteurs de rponse pour les capteurs de sortie et auxiliaize et le calcul d'tm coefficexit d'talonnage auxiliaire de sortie pour le capteur de sortie en fonction des seconds facteurs de rponse pour le capteurs de sortie et auxiliaire; et la mise ~ jour du coefficient d'talonnage inirial tabli en foncton au moins du coefficient d'taloratage auxiliaire d'entre ou du coefficient d'talonnage auxi~ire de sortie_ at,~S( t ~ laic'W.
Par une autre caracteristique selon cet aspect de I'inventon9-~d'tapeX
de correction inclut l'alternance successive des prem,re et seconde tapes.

Par une autre caracteristique selon cet aspect de l'invention, "
.aprs la premire tape, le coefficient d'talonnage auxili;3ire calcul pour ~
l'entre remplace tous les coefficients d'talonnage auxiliaires prcdenunent calculs p~ur l'entre et aprs la seconde tape, Ie coefficient d'talonnae auxiliaire calcul pour ia sortie remplace tous les coefficients d'talonnage auxiliaires calculs prcdemment pour la ~
sortie.

.
Par une autre caraeteristique selon cet aspect de l'invention, ~. les coefficients d'talonnage auxiliaire d'entre et de sortie sont dtermins par Ia moyenne de iii.
Sries de coefficients a iliaires lementaires emvegzstrs lors de ?c-la premire et de la , seconde tapes, respectivement. 1 ;

par une autre caracteristique selon cet aspect de l'invention, e~~ l'tape consistant contrler le dbit du liquide qui doit contourner l'hmodialyseur inclut le montage en srie du capteur d'entre, du capteur auxiliaire et du capteur de svreie dfinissant ainsi le coefficient d'talonnage auxiliaire d'entre ente les capteurs d'entre et auxiliaire et dfinissane le coefficient d'talonnage auxiliaire de sortie entre les capteurs de sortie et auxiliaire, le coefficient d'talonmage initial tant calcul ~ partir des coe~eients d'talonnage auxiliaires d'entre et de sortie. Par une autre caracteristique selon cet aspect f de l'inventïon, ~-~~ l'étape consistant à contrôler le débit du Liquide qui doit X
contourner l'hémodialyseur inclut la définition d'un coefficient de vérification correspondant à un ratio entre les facteurs de réponse initiale opposant le coefficient d'étalonnage initial au coefficient de vérification et la validation du coefficient d'étalonnage initial seulement lorsque les valeurs du coefficient d'ëtalonnage inïtïal et 1e coefficient de vërification sont pour âinsi dire identiques.
Par une autre earacteristique selon cet aspect de l'invention, e~-;rcrt~,t-~
l'étape qui X
consiste â mettre â jour le cofficient d'étalonnage initial comprend le calcul d'un nouveau coefficient d'étalonnage par l'établissement d'un ratio opposant le coeffcient d'étalonnage auxiliaire d'entrée au coefficient d'étalonnage auxiliaire de sortie.
Par unie autre caracteristique selon cet aspect de l'invention, le procëdé
coraiprerid en ouue une comparaison, après la premiëre étape, du coefficient d'étalonnage auxiliaire d'entrée à celui d'un cycle prëcédent et l'émission d'un signal avertîsseur lorsque la différence entre les coefficients d'étalonnage auxiliaires d'env~trée comparés excêde un seuil préétabli; et après la seconde étape; une comparaison du coefficient d'étalonnage auxîliaire de sortie à. celui d'un cycle précédent et l'émission d'un signal avertisseur lorsque la différence entre les coefficients d'ëtalonnage auxiliaires de sortie comparés excède un seuil préétabli.
Par une autre caracteristique selon cet aspECt de l'invention, en venu duquel les premiëre et seconde étapes comprennent 1a vérification de la connexion du capteur auxiliaire monté en série avec le capteux d'entrée ou Ie capteur de sortie respectivement, afin de veiller à ce que le liquide de dialyse circi.ile toujours dans le même sens à travers le capteur auxiliaire.
Le presente invention, dâns un autre aspevt, propose encore, un rein artificiel comprenant un circuit de liquide de dialyse comportant, d'une part, une canalisation d'entrée équipée d'au moins un capteur et destinée à être reliée à un premier compartiment d'un hémodialyseur et, d'autre part, une canalisation de sortie équipêe d'au moins uxi capteur et destinée à être reliée à sortie du premier compartiment qui est séparé par une membrane servi-perméable, d'un second compautïment destinê ü âtre relié à un, circuit pour la circulation extra-corporelle de sang; des moyens pour déplacer le lïquide de dialyse; un dispositif de mesure et de commande, relié aux capteurs et permettant de définir un coefficient d'étalonnage pour les capteurs; un circuit de liquide de dialyse qui comporte une '~~Iamont de dérivation â la canalisation d'entrée et une branche aval de dérivation à la canalisation de sortie, les branches.de dérivation ayant une portion commune dans laquelle est montë au moins un capteur auxiïiaire de méme nature que les capteuxs d'entrée et de sonie, et des moyens d'obturation pilotés par le dispositif de commande et permettant la cïreulation du liquide de dialyse, soit dans l'une, sait dans l'autre bzanche de dérivation, et en ce que le dispositif de commande comporte des moyens pour déterminer la durée et la fréquence des phases de correctïon des coefficients d'ëtalonnage des capteurs d'entrée et de sortie, des moyens pour définir, pendant chaque phase de corre;ctïon, des coefficients auxiliaires d'étalonnage pour les capteurs d'entrée et de sortie, ces coefficients correspondant, respectivement, à une relation emtre. les capteurs auxiliaire et d'entrée et . ' entre les capteurs auxiliaire et de sortie, et des mo~~ens pour corriger le coefficient d'étalonnage par au moins un coefficient auxiliaire d'entrée ou de sortie précédemment calculés. ~
~é'presente invention, dans un autre aspect, propose, encore, un xein artificiel ~1 composë d'uz~ circuit pour le liquide de dialyse comprenant une canalisation d'entrée dotée d' au moins un capteur d' entrée, la canalisation d' e~ntrêe devant ctre branchée au premier compartiment i'hémodialyseux; une canalisation de sortie dotée d'au moins un capteur ~ ' de sortie, la canalisation de sortie devant être branchée à une sortie du premier compartiment, cet premier compartiment ëtant séparé par une membrane serai perméable d'un second compartiment, ce dernier étant lai-mëme branché à un circuit destiné à. assurer la circulation sanguine extra-corporelle; un dispos itif assurant la circulation du liquide de dialyse; un instrument de mesure et de contr8le hoanché au capteur d'entrée et au capteur t de sortie et permettant la définition du coe~fficienc d'étalonnage initial poux le capteur .
d'entrée et le capteur de sortie; une connexion amont branchée à Ia canalisation d'entrée pour contourner une portion de canalisation d'entrée et une connexion aval branchée â la canalisation de sortie pour contourner une portïoa de la canalisation de sortie, les connexions amont et aval possédant une portion commune dans laquelle est installë au moins un capteur auxiliaire du méme type què le;s capteurs d'entrée et de sortie; un dispositif d'arrét de la circulation, dépendant du systéme de contrôle du circuit et permettant au liquide de dialyse de circuler danis les branches amont ou aval;
et un systèrrae de contrôle qui comprend un dispositif permettant de calculer la urée et la fréquence des x étapes de correction prévues pour corriger les coefficients d'étalonnage ïnitiaux; un dispositif permettant de définir, dwcant les étapes de correcrion, un coefficient d'étalonnage auxiliaire d'entrée et un coefficient d'étalonnage auxiliaire de sortie pour le capteur d'entrée et le capteur de sortie, respectivement, le coefficient d'étalonnage auxiliaire d'entrée étant déterminé en fonction d'un rapport entre les capteurs auxiliaires et d'entrée et le coefficient d'étalonnage auxiliaire de sortie ~étanc déterminé en fonction d'un rapport entre les capteurs auxiliaires et de sortie; et un système de correction des coefficients d'éralonnage initiaux par l'entremise d'au ixaoims un coefficient d'étalonnage auxiliaire d'entier ou du coefficient d'étalonnage auxiliaire de sortie donnant lieu à un nouveau coefficient d' étalonnage.
DESCON DES ILLUSTRATIONS
Dans les dessins joints, La fig. 1 est un schéma d'un rein artificiel permettant la mise en oeuvre du procédé
d'étalonnage selon un aspect de l'invention.
Les figs. 2 à 4 sont des schémas, identiques à celui de la fi.g. 1 et montrant Ie trajet du liquide de dialyse, respectivement, lors d'une phase ~~aloimage des capeews d'entrée et de sortie, du capteur d'entrée et du capteur de sortie.
La fig. 5 montre un tableau permettant d'expliciter te procédé d'étalonnage selon un autre aspect de l' invention.
f. AU MOINS UNE M~THODE DE IZÉAL.ISER L'INVENTION
Le rein, représenté sur 1â fig. l est adaptë pour assurer I''étalonnage d'un couple de capteurs De, Ds, destinés à assurer la mesure de grandews physiques ou chimiques d'un , liquide de dialyse circulant dans un circuit 1. Dans l'exemple illustré, les capteurs De, Ds constituent des débitmètres "sens général, reliés à un dispositif de mesure et de l commande 2 dont la fonction apparaîtra plus précïsément dans la suite de Ia descrïption.
Le circuit x est relié au premier compartiment 3 d'un hémodialyseur 4 qui comporte, de façon classique, un second compartiment 5, séparé du premïer par une membrane 6 et relié à un patient par l'intermediaire d'un circuit: extracorporel de sang 7.
Le circuit I

comporte une canalisation d'entrée ou amont S équnpée du débitmètre d'entrée De et reliée, d'une part, par son entrée E à une source de liquidrs de dialyse (non représentée) et, d'autre part, à une entrée du eompartimemt 3. Le circuit 1 comporte, ëgalement, une canalisation de sortie ou aval 9 équipée du débitmétre de sortie Ds er reliëe, d'une sortïe du compartment 3 et, d'autre part, par sa sortie S, à des moyens d'évacuation ou de recyclage (non représentés). Dans l'exemple illustré, les canalisations d'~..ntrée 8 et de sortie 9 sont pourvues de moyens pour déplacer Ie liquide de dialyse, tels que respectivement des pompes 11, 12.
Afin de nnettre en oeuvre le procédé d'étalonnage selon un aspect de l'invention, le circuit de dialyse I comporte une branche amont I3 de dérivation à la canalisation d'entrée 8 et une branche aval 14 de dérivation à la candisation de sortie 9. Les branches de dérivation 13, 14 comportent une portion commune Aa dans laduelle est monté un capteur auxiliaire Da, tel qu'un débitmètre dans l'exemple illustré, relië au dispositif 2. Le circuit um~,~..
1 est de moyens d'obturation permettant la circulation du liquide de dialyse, soit à
travers les trois débitmètres De, Da, Ds montés en série, tandis que I'hémodialyseur est placé en court-circuit (~g. 2), soit à travers la branche amont 13 (fig. 3), soit à travers 1a branche aval 14 (fig. 4).
A tige d'exemple, les moyens d'obturation sont formés par une vanne d'arrét 17 place sur la canalisation amone 8 entre le débitmètre De et l'hémodialyseur 4. Les moyens d'obturation comparent, également, une vanne d'arrët 18 montée sur la canalisation aval 9, entre le débitmètre JDs et I'Izémodialyseur 4. Les moyens d'obturation comportent aussi des vannes 19, ?0 placées de part et d'aùtPe ~de la ~ porti.ôn cornmune 15 et reLïées aux branches de dérivation 13, 14 qui se raccordent en aval et en amont., respectivement, des vannes d'arrét x7, 18.
Les moyens d'ebturation 17,18, 19 et 20 sont pïlocés, de préférence, par le dispositif de mesure et de c6rnnlanâe 2 qu:i comporte des moyens, pour la mise en oeuvre du procédë selon un aspect de l'inwentian, d'étalonnage des capteurs d'entrëe De et de sortie Ds.
Préalablement à une séance de dialyse, une phase ïnitialz d'étalonnaje des , de'bitmètres De, As est effectuée, de manière à obtenir une valeur identique de anesure pour chaque capteur, lors d'une circulation dans ces derniers d'une même h valeur de débit du liquide de dialyse_ Pour réaliser cet éralonna?e initial (fib. ?), les vannes 17 et XS sont fermées, tandis que les vannes I9 et ?0 sont commandé4s pour permeetre une circulation du liquide de dialyse â travers une partie de la canalisation amont 8, une partie de la branche de dérwa,tion 13, la portion commune L5, une partie de la branche de dérïvation I4 ee une partie de la canalïsation aval 9.
Les 20 capteurs ~7e, Da, Ds sont ainsi placës en série, tandis que l'hémodialyseur 3 sensors during which the hemodialyzer is put ~~ n short-cixcuït, of way to determine the response factor of each sensor and to define an initial coefficient calibration making it possible to obtain an identical measurement value for each sensor; at realize at minus a phase âe correction of the initi <d calibration coefficient during of a session of operation of the hemodialyzer; to carry out at least 7 a phase of deterrninatior ~ _uu .. c ~~~ a auxiliary calibration coefficient for the input sensor by stages consists in ensure the serial connection, with the input sensor, of an auxiliary same nature as the input and output capcenrs, to define the response factors for the sensors input and auxiliary, and has defined the auxiliary calibration coefficient for the sensor input, allowing the same measurement value to be obtained for the sensors input and auxiliary; to carry out at least one phase of determining uu. eoefHeienc auxiliary calibration for the output sensor consisting in ensuring the serialization, of the sensor output with the auxiliary sensor, to define the response factors for the output sensors auxiliary, and to define the auxiliary calibration coefficient for the output sensor, allowing the same measurement value to be obtained for the output sensors and auxiliary; and to determine, from at least one auxiliary calibration eoefficicut, a new calibration coefficient for the two sensors.
e. ~ c ~ these. ' Another feature according to another aspect of the invention is ~ 'i1 consists in carrying out, successively and alternately, the phases of determination of auxiliary coefficients for input and output sensors ~
~ .. ~ 2 ~ loce ~ c ~ l. ~~
Another characteristic according to another aspect of the invention is ~ = ~~~~~ w--° - ~ ~~ ~ c ~ tt'iI consists of. carry out, successively and alternately, the phases of determination of auxiliary scaling coefficients for input and output sensors exit.
Another feature according to another aspect of the invention is ~~~~ a-ee if it consists in replacing, after each phase by the auxiliary coefficient in the calibration coefficient the corresponding auxiliary coefficient defined during of a phase former.
Another characteristic according to another a: ~ pect of the invention is characterized in that that it consists in determining each auxiliary coefficient a sensor, from of the average of a series of coefficients auxilï ~ ires elemental ~ es determined during a phase corresponding.
at Another characteristic according to another aspect of the invention is characterized in this that it consists in carrying out the initial calibration phase by putting in series the sensors input, output and auxiliary, so as to de-vent, between the sensors input and auxiliary, on the one hand, and between the output and auxiliary sensors, on the other go, respectively, auxiliary display coefficients intended to form The coefficient initial calibration. There is another characteristic according to this aspect of the invention is characterized in that it consists, during the initial phase of sparking, of defining a coefficient corresponding to the ratio between the response factors of the sensors, compare them r, ~ -coefficients and to validate the initial calibration coefficient only if the values of two ~ coefficients are identical.
Another characteristic according to another aspect of the invention is characterized in this that it consists in defining the calibration coefficient by proceeding to the report coef ~ eients Auxiliary calibration of the ink sensor and the output sensor.
Another characteristic according to another ace of the invention is characterized in that that it consists in comparing, during each of the determination phases, the coefficients auxiliary input and output sensors with auxiliary coefficients correspondents determined during a previous phase of the same nature and to issue a signal warning when the difference between the auxiliary coe ~ cients exceeds a threshold given.
Another characteristic according to another aspect of the invention is characterized in that that it consists, during the determination phases, of ensuring the serialization of the sensor auxiliary with the input sensor or the output sensor, so that 1e liquid dialysis always flows in the direction through the auxiliary sensor, JL..e process of another aspect of the present invention of calibration of .sensors input and output of a dialysis circuit comprising a hemodialyzer provided on the one hand output, the ink sensor being mounted on the input portion of the circuit on the side entry of the hemodiaIyser and the outlet sensor being mounted at an outlet portion due circuit, from output side of the hemodialyzer, includes the following steps: check the liquid flow C ~ on1-ou rner in front of the hemodialyzer, determine the initial response factor for each% ~
input and output sensors and calculate a calibration coefficient initial; correct the initial calibration coefficient, the correction step including execution at least one step or a second step, the first step comprising, X
mounting a auxiliary sensor of the same type as the input and sottie in series with the input sensor ~ control ~~ liquid dbitvdu circulated in where ~
hmodialyseurp ~ cc.,.
'' f ~
d ~
~

we auz m ~ l ~ xr the first response factors for these sensors and auxiliary and (, e ..

calculations ~ ceffieient of auxiliary gas calibration for the sensor to be in office first response factors for input and auxiliary sensors, the second step comprising mounting the smile sensor in s ~~ ie with the sensor auxiliary, control of the flow rate of the liquid circulating in the hemodalyser ~ the determination second factors of answer for output and auxiliaize sensors and calculation tm calibration coefficexit output auxiliary for the output sensor depending on the second response factors for the output and auxiliary sensors; and updating the initial calibration coefficient established according to at least the coefficient of auxiliary timing of or coefficient Auxiliary calibration at, ~ S (t ~ laic'W.
By another characteristic according to this aspect of the inventon9- ~ d'tapeX
of correction includes successive alternation of first, second and second tapes.

By another characteristic according to this aspect of the invention, "
.after first step, the auxiliary calibration coefficient; 3rd calculation for ~
the entry replaces all auxiliary calibration coefficients prcdenunent calculations for ~
between and after second step, the auxiliary calibration coefficient calculated for the output replaces all auxiliary calibration coefficients calculated previously for the ~
exit.

.
By another characteristic according to this aspect of the invention, ~. the auxiliary input and output calibration coefficients are determined by the average of iii.
Series of elementary elementary coefficients emvegzstrs during? C-the first and the , second taps, respectively. 1 ;

by another characteristic according to this aspect of the invention, e ~~ the step consisting in controlling the flow rate of the liquid which must bypass the hemodialyser includes the serial connection of the input sensor, the auxiliary sensor and the serum sensor thus defining the input auxiliary calibration coefficient between the input sensors and auxiliary and defines the auxiliary calibration coefficient output between the sensors output and auxiliary, the initial calibration coefficient both calculation ~ from coe ~ eients input and output auxiliary calibration. By another characteristic according to this aspect f of the invention, ~ - ~~ the step of controlling the flow of the Liquid which must X
bypassing the hemodialyzer includes the definition of a coefficient of verification corresponding to a ratio between the initial response factors opposing the coefficient initial calibration to verification coefficient and validation of calibration coefficient initial only when the values of the initial calibration coefficient and 1st coefficient of verifications are almost identical.
By another earacteristique according to this aspect of the invention, e ~ -; rcrt ~, t- ~
the stage which X
involves updating the initial calibration cofficient includes calculation of a new calibration coefficient by establishing a ratio opposing the coeffcient calibration Auxiliary input to the auxiliary output calibration coefficient.
By another characteristic according to this aspect of the invention, the method coraiprerid in heard a comparison, after the first step, of the calibration coefficient auxiliary input to that of a previous cycle and the emission of a warning signal when the difference between the auxiliary calibration coefficients of approx ~ compared exceeds a threshold preset; and after the second step; a comparison of the coefficient Auxiliary calibration exit at. that of a previous cycle and the emission of a warning signal when the difference between the compared auxiliary calibration coefficients exceeds a threshold preset.
By another characteristic according to this aspect of the invention, from which the first and second steps include checking the connection of the sensor auxiliary connected in series with the input sensor or the output sensor respectively, to ensure that the dialysis fluid always circulates in the same meaning through the auxiliary sensor.
The present invention, in another aspect, also provides a kidney artificial comprising a dialysis liquid circuit comprising, on the one hand, a pipeline input equipped with at least one sensor and intended to be connected to a first compartment a hemodialyzer and, on the other hand, an outlet pipe fitted with at least less uxi sensor and intended to be connected to the output of the first compartment which is separated by a membrane served-permeable, of a second compautïment intended to be connected to one, circuit for extra-bodily circulation of blood; means for moving the liquid dialysis; a measurement and control device, connected to the sensors and allowing define a calibration coefficient for sensors; a dialysis fluid circuit which has a ~~ iamont bypass to the inlet pipe and a downstream branch of derivation at outlet pipe, branch branches having a common portion in which at least one auxiliary sensor of the same type as the collectors is mounted input and loudspeaker, and shutter means controlled by the control device and allowing the cireulation of the dialysis liquid, either in one, knows in the other bzanche bypass, and in that the control device includes means for determining the duration and frequency of correction phases of sensor calibration coefficients input and output, means to define, during each phase of corre; ctïon, coefficients calibration aids for input and output sensors, these coefficients corresponding, respectively, to a relation emtre. the auxiliary sensors and input and. '' between the auxiliary and output sensors, and mo ~~ ens to correct the coefficient calibration by at least one auxiliary input or output coefficient previously calculated. ~
~ é'presente invention, in another aspect, offers, again, a xein artificial ~ 1 composed of uz ~ circuit for dialysis liquid comprising a pipe entry endowed at least one input sensor, the inlet pipe in front of it connected to the first hemodialysis compartment; an outlet pipe with at least one sensor ~ ' outlet, the outlet pipe to be connected to an outlet of the first compartment, this first compartment being separated by a membrane will be permeable a second compartment, the latter being itself connected to a circuit intended for. ensure extra-bodily blood circulation; an itifive device ensuring the circulation of liquid dialysis; a measurement and control instrument hoisted to the input sensor and to the sensor t output and allowing the definition of the initial calibration cost lice the sensor.
input and output sensor; an upstream connection connected to Ia inlet pipe to bypass a portion of inlet pipe and a downstream connection connected to outlet pipe to bypass a portoa pipe from exit, the upstream and downstream connections having a common portion in which is installed at at least one auxiliary sensor of the same type as the input and exit; a traffic stop device, dependent on the traffic control system circuit and allowing the dialysis liquid to circulate in the upstream or downstream branches;
and a system which includes a device for calculating urea and frequency of x correction steps planned to correct the calibration coefficients initials; a device for defining, dwcant the stages of correcrion, a calibration coefficient auxiliary input and an auxiliary output calibration coefficient for the sensor input and output sensor, respectively, the calibration coefficient auxiliary input being determined based on a ratio between the sensors auxiliary and input and the auxiliary output calibration coefficient ~ étanc determined in function of a report between the auxiliary and output sensors; and a correction system for coefficients initial initialization through ixaoims a calibration coefficient auxiliary of the integer or the auxiliary output calibration coefficient giving rise to a new calibration coefficient.
DESCON OF ILLUSTRATIONS
In the accompanying drawings, Fig. 1 is a diagram of an artificial kidney allowing the implementation of the process calibration according to one aspect of the invention.
Figs. 2 to 4 are diagrams, identical to that of fi.g. 1 and showing The way dialysis fluid, respectively, during a phase ~~ aloimage of capeews input and output sensor, input sensor and output sensor.
Fig. 5 shows a table for explaining the calibration process according to a another aspect of the invention.
f. AT LEAST ONE METHOD OF IZÉAL.ISER L'INVENTION
The kidney, shown in FIG. l is adapted to ensure the calibration of a couple of sensors De, Ds, intended to ensure the measurement of large physical or chemicals, dialysis liquid circulating in a circuit 1. In the example illustrated, the sensors De, Ds constitute "general sense" flowmeters, connected to a measuring device and of l command 2, the function of which will appear more precisely in the continuation of Ia description.
Circuit x is connected to the first compartment 3 of a hemodialyzer 4 which includes, in a conventional manner, a second compartment 5, separated from the first by a membrane 6 and connected to a patient through a circuit: extracorporeal blood 7.
Circuit I

has an inlet or upstream pipe S fitted with the inlet flow meter From and connected, on the one hand, by its entry E to a source of dialysis liquidrs (not shown) and, on the other leaves at an entrance to eompartimemt 3. Circuit 1 also includes a pipeline outlet or downstream 9 equipped with the outlet flow meter Ds er connected, an outlet of compartment 3 and, on the other hand, by its outlet S, to means of evacuation or recycling (not shown). In the example illustrated, the pipes of ~ .. inlet 8 and output 9 are provided with means for moving the dialysis fluid, such as respectively pumps 11, 12.
In order to implement the calibration process according to one aspect of the invention the dialysis circuit I comprises an upstream branch I3 bypassing the inlet pipe 8 and a downstream branch 14 of bypass to the outlet canditation 9. The branches of bypass 13, 14 have a common portion Aa in which is mounted a sensor auxiliary Da, such as a flowmeter in the example illustrated, connected to the device 2. The circuit um ~, ~ ..
1 is sealing means allowing circulation of the dialysis liquid, either at through the three flow meters De, Da, Ds connected in series, while The hemodialyzer is placed in short circuit (~ g. 2), either through the upstream branch 13 (fig. 3), either through 1a downstream branch 14 (fig. 4).
With an example rod, the closure means are formed by a valve stop 17 place on the amone pipe 8 between the flowmeter De and the hemodialyzer 4. The sealing means also compare a valve stop 18 mounted on the downstream pipe 9, between the flow meter JDs and I'Izémodialyseur 4. The sealing means also include valves 19,? 0 placed on either side of the ~ porti.ôn cornmune 15 and connected to branches of branch 13, 14 which are connected downstream and upstream., respectively, valves x7, 18.
The deburring means 17, 18, 19 and 20 are preferably overlapped by the measuring and measuring device 2 that: i comprises means, for the stake implementation of the method according to an aspect of the inwentian, of calibration of the sensors entry From and out Ds.
Prior to a dialysis session, an initial phase of calibration, de'meters De, As is performed, so as to obtain an identical value of measurement for each sensor, during a circulation in the latter of even h flow value of the dialysis liquid_ To achieve this initial eralonna? e (fib.?), valves 17 and XS are closed, while valves I9 and? 0 are controlled for allows circulation of dialysis fluid through part of the pipeline upstream 8, part of the branch of derwa, tion 13, the common portion L5, a part of branch branch I4 ee part of downstream canalization 9.
The 20 sensors ~ 7th, Da, Ds are thus placed in series, while the hemodialyzer

4 est Eourt-circuité par rapport au circuit 1. pendant cette phase d'étatonnage, le débit de liquide, circulant dans les trois de'bitmètrrs, est ri~oureusernent identique dans la mesure où 'le circuit ainsi formé rie poss3de aucun point de perte ou de gain de liquide de dialyse.
25 Lie dispositif 2, qui assure l'acquisiùon des données provenant des capteurs De, Da, Ds, détermine, respectivemene, leurs facteurs de réponse 7Eeo, Fao, ~"so, c'est-à-dire Ia relation existant entre un signal électrique délivré par Ie capteur et un débit de liquide de dialyse. Le dispositif 2 définit, ensuite, un coefficient auxiliaire keo pour le capteur d'entrée 1?e et un coefficient auxiliaire kso pour Ie .
30 capteur de sortie Ds_ Chague coefficient au:ciliaire d'étalonnage keo, lso est formé, par exemple, par le rapport entre, respectidement, les facteurs de réponse Feo et Fao I 1.

des capteurs De, Da et les faeteurs de cëponse Fso et Fao des capteurs ,3s, Da, de sorte que keo = FeolFao et kso = Fsaa/Fao. Le dïspvsitif 2 détermine ensuite un coefficient initial d'étalonnage Ko qui peut ëtre, par exemple, le rapport entre leS
coefficients auxiliaires d'étalonnage kea et icso, tel que Tao = keo/hso.
D'une manière avantageuse, le dispositif 2 détermine, également, un ' coefficient initial d'étalonnage Ko' correspondant au rapport entre les facteurs de ' réponse Feo ec Fso des capteurs De, b,, de sorte que JE~o' = FeoJFso. ~
dispositif 2 compare les coeff dents 7Ko et ~o' et si une différence apparaît entre les deux ' valeurs calculées, Ie dispositif2 péut ëmectre un signal d'avertissement signifant une ' fuite au niveau des vannes 17, 18 ou un mauvais campta8e. Si Les coefïacients 7fCo et Ko' présentent des valeurs identique,, le dispositif ? valide le coefficient initial ' d'étalonnage Ko qui permettra de corriger les mesures de de°bit effectuées par les débitmètres lors de la séance de dialyse.
Le procédé seLonl°invention autorise l'ëtalonnagedes de'bitmètres pendane 1~ la séance de dialyse qui suit la phase initiale d'étalonnage. Pendant une telle séance de dialyse, il est procédé à au moins une phase de détermination, respectivement Phei, Phsj d' un nouveau coefzicient auxiliaire d'étalonnage pour le capteur d'entrée De et pour le capteur de sortie Ds.
Tel que cela apparait plus précisément â la fig. 3, la phase de détermination Phec d'un nouveau eoeffïcient auxiliaire d'étalonnage pour le capteur -'d'entrée De, présentant une durée Tec, consïste à fermer la vanne 17 et à
ouvrir la vanne 18 et à commander les varuies 7.9 et ZO de maniëre que le liquïde de dialyse càrcule dans la canalisation amont 8 placée en série avec Ia branche amont de . ~ i';
dérivation 13 ec dans la canalisation, aval 9. Le capteur auxiliaire Da est ainsi glacë ~ .
2~ en série avec le capteur d'entrée De. Dans la mesure où les capteurs De et Da sont parcourus par un même débit de liquide de dialyse, iI peut ëtre procédé â un nouvel ëtaionnage du capteur De en comparaison avec le capteur Da. A cet effet, les facteurs de réponse Fet ec Fay des capteurs De et Da sont à nouveau déterminës par le dispositif 3, de tnaniëre à déf nir u,n nouveau coefficient auxiliaire l:el, tel que ke, = Fe,/Fa,.
Ce nouveau coeffieïenc ke, ese destiné à remplace;, dans le coefficient d'étalonnage lCo, le coefficient auxiliaire keo du capteur ;CDe, qui a été
déni lors de la phase initiale d'étalonnage_ Un nouveau coefficient d'ét~.onnage h1 est défini, tel que JKI = ke~lhso (ïig. 57. II est â noter que le coe~cient initial b'.o est utilisé
pendant cette phase Phe, de durëe Tel, tandis que le nouveau coefficient I~=
est pris en compte pour la suite de la. séance de dial;,se, â savoir Ia phase Phsî. " , La. phase Phe, est suivie par une phase Pt~s, de durée Ts_ destinée à
assurer Ia détermination d'un nouveau coefîicient auxiliaire d'étalonnage pour Ie capteur de sertie fis. Comme cela ressort plus précisément de la fin. a, Lors de cette phase, la vanne 17 est ouverte et~ la vanne 1d ese fermëe, tandis que les vannes 19, i0 20 sont commandées de telle sorte que le Iieuide de dialyse circule dans la branche = .
w de dêrivation aval J.~. Le liquide de dialyse circule ainsi dans la canalisation amont ~ .
~ et la canalisation aval 9 placée en sézie avec la branche de dérivation 14.
Le capteur auxiliaire Da est ainsi placé en série avec le capteur de sortie bs.
J1 est à
noces que Ia branche de dérivàtion I~ est r~accordêe à Ia canalisation amont 9, de 1~ celle sorte que le liquide de dialyse circule d:~ns la portion commune 3.5 dans un sens identique au trajet du liquide circutane dans la branche J.3:
Pendant cette phase Phs~, d~a facteurs de réponse Fs. et Fa=, respectivement pour les captzurs Ds et Da. sont déterminës par le disposïtif 2, en vue de définir un nouveau coefficient auxiliaire ~ pour Ie capteur de sortie l'es, tel 20 que ks_ = Fs~IFa=. Ce nouveau coeffaciea t ks. est destiné à remplacer, dans le -coefficient d'étalonnage Kt, le coefficient auxiliaire ho du capteur 133s qui a étë
défini Ions de la phase initiale d'étalonnage. Un noûveau coe~cient d'étalonnage K,_ .
est Banc dëfmi, avec K~ ~ keclksr. ~ ' Avantageusement, Ies phases de déterniinatxon Phef et Phsj des 25 coefficients auxiliaires kei, ksj pour Ies cspteurs d'entrée IDe ec de sortie Ds, sont réalisées, alternativement et successivement, au cours ci'une séance de dialyse, de manière à dëfi,nir des coefficients d'étalonnage hi successifs. II est à.
notPx que, dans Ia description qui précède, les coeffcien~s d'écaivnnage Ki sont modïfiés dès Ia détermination d'un nouveau côefficient auxiliaire kei ou ksj. Bien entendu, il peut 0 âtre envisagé de modirîer les coefficients d'éialoanage ~ unïquement Icirsque sont déterminzs, à la fois, un nouveau coefficient auxiliaire kei et un nouveau coefficiene auxiliaire lcsj.

De préférence, les phases Phex et Phsj sont réalisêes manière consécutive. A
titre d'exemple, il peut être envisagé que chaque phase 1~'hei, Phsj de détexmination d'un coefficient auxiliaire, respectivemént kei et ksj, s'e~Ffectue pendant une durée Tei = Tsj =
~ minutes. Ainsi, il peut âtre obtenu un nouveau coefficient d'étalonnage Ki toutes les 5 minutes, si les phases sont réâlisées consécutivement les unes aux autres.
Le procédé d'étalonnage selon un aspect de l' invention peut donc être effectué
pendant toute la durée de la séance de dialyse, sans affecter l'efficacité de la séance, dans la mesure ot11'étatonnage est réalisé sans mettre en court-circuit l'hémodialyseur. Il peut être procédé ainsi à de nombreux étalonnages au cours de la sëance de dialyse, de manière a assurer une bonne prëcision des mesures tout au long de la séance. Par ailleurs, il est â
noter que l'étalonnage du débitmètre d'entrée De s'effectue avec du liquide de dialyse frais, tandis que celui du débitmètre de sortïe Ds est rc.~al.isé avec du I:iquide de dialyse usé, de sorte que les phases d'étalonnage et de mesure s'effectuent dans les mêmes conditions.
Avantageusement, chaque coefficient auxiliaire d'étalonnage kei, ksj est dëterminé à
partir de la moyenne d'une série de coefficients auxiliaires élémentaires déterminés au cours d'une phase de correction correspondante. Pans l'exemple pris ci-dessus;
il peut âtre envisagé de procéder à la moyenne de dix coefficio.nts auxiliaires élémentaires déterminés pendant la phase de correction de durée Ta=5 miruutes.
Selon fine caractéristique avantageu.Se du procédé selon un aspect de l'invention, les .'- , coefftcients auxiliaires kei, ksj des capteurs De et Ds sont comparés, respeceivez~nent, aux .
coefficients auxiliaires correspondants dëterminés au cours d'une phase précëdente de même nature, de manière à autoriser Ia détection l'un éventuel défaut appaxaisant sur les capteurs De ou Ds. Bien entendu, un signal d'avertissement est délivré lorsque la j différence entre ces valeurs dépasse en seuil donné. ll est â noter que la mise en oeuvre d'un unique débitmètre auxiliaire Da, dont tes cïovnées sont susceptibles d'être transmises à
un système de protection ïndêpendant du disposit~.f de mesure et de contr6le du rein', permet d'obtenir une sEcurité optimale sur les valeurs dé ivrées par les dëbitmêtres.
.
Par ailleurs, il est à noter que le procëdé d'étalonnage selon un aspect de l'invention peut être mis en oeuvre sur tous types de circuit de dialyse 1 équipant un hémodialyseur.
Par exemgie, le procédé d'étalonnage selon un aspect de l'invention peut être appliquë aux P.22 débitmètres d'un circuit da liqûide de dialyse dont l~r dcbit est maimtenu constant à l'entrée et à la sortie par la pompe 12.
Il doit étre considérê, égalerrient, que le procédé d'étalonnage se9on un aspect de l'invention est avantageusement mis en oeuvre par des moyens de programmation impiantés à l'intérieur du dispositif de mesure et de commande 2. 4 is Short circuited with respect to circuit 1. during this phase-out phase, the flow of liquid, flowing in the three de'bitmètrrs, is laughed ~ oureusernent identical in the measure that the circuit thus formed has no point of loss or gain of dialysis fluid.
25 Device 2, which ensures the acquisition of data from sensors De, Da, Ds, determine, respectively, their response factors 7Eeo, Fao, ~ "n / a, that is to say the relationship existing between an electrical signal delivered by The sensor and a flow of dialysis liquid. The device 2 then defines a coefficient auxiliary keo for the input sensor 1? e and an auxiliary coefficient kso for Ie.
30 output sensor Ds_ Chague coefficient at: keo, lso calibration ciliary is formed, for example, by the relation between, respectfully, the Feo response factors and Fao I 1.

sensors De, Da and the feedback factors Fso and Fao sensors, 3s, Da, from so that keo = FeolFao and kso = Fsaa / Fao. Device 2 then determines a initial calibration coefficient Ko which can be, for example, the ratio between the auxiliary calibration coefficients kea and icso, such as Tao = keo / hso.
Advantageously, the device 2 also determines a ' initial calibration coefficient Ko 'corresponding to the ratio between the factors of ' Feo ec Fso response from sensors De, b ,, so that JE ~ o '= FeoJFso. ~
device 2 compare the tooth coefficients 7Ko and ~ o 'and if a difference appears between the of them ' calculated values, the device2 may issue a warning signal signifying a ' leak at valves 17, 18 or a bad campta8e. If the coefficients 7fCo and Ko 'have identical values ,, the device? validate it initial coefficient ' of calibration Ko which will correct the de ° bit measurements performed by flowmeters during the dialysis session.
The method according to the invention authorizes the calibration of flowmeters pendane 1 ~ the dialysis session following the initial calibration phase. During a such session dialysis, at least one determination phase is carried out, respectively Phei, Phsj of a new auxiliary calibration coefzicient for the sensor input From and for the output sensor Ds.
As shown more precisely in FIG. 3, the phase of Phec determination of a new auxiliary calibration eoeffïcient for the sensor -input, having a duration Tec, consisting in closing the valve 17 and open the valve 18 and to control the varumes 7.9 and ZO so that the liquid dialysis in the upstream pipeline 8 placed in series with the upstream branch of . ~ i ';
bypass 13 ec in the pipeline, downstream 9. The auxiliary sensor Da is so frozen ~.
2 ~ in series with the input sensor De. Insofar as the sensors De and Da are traversed by the same flow of dialysis liquid, iI can be proceeded to a new Etation of the De sensor in comparison with the Da sensor. To this end, the response factors Fet ec Fay of the sensors De and Da are again determined by the device 3, from tnaniëre to define u, n new auxiliary coefficient l: el, such that ke, = Fe, / Fa ,.
This new coeffieïenc ke, ese intended to replace ;, in the coefficient calibration lCo, the keo auxiliary coefficient of the sensor; CDe, which has been denial during the initial calibration phase_ A new calibration coefficient ~. h1 calibration is defined as that JKI = ke ~ lhso (fig. 57. It should be noted that the initial coe ~ cient b'.o is used during this phase Phe, of duration Tel, while the new coefficient I ~ =
is taken into account for the rest of the. dial session;, se, namely the Phsî phase. ", The phase Phe is followed by a phase Pt ~ s, of duration Ts_ intended for ensure the determination of a new auxiliary calibration coefficient for Ie crimp sensor fis. As is clear from the end. so of this phase, the valve 17 is open and ~ the valve 1d is closed, while the valves 19, i0 20 are controlled so that the dialysis fluid circulates in the branch =.
w of downstream diversion J. ~. The dialysis fluid thus circulates in the upstream pipeline ~.
~ and the downstream pipe 9 placed in series with the branch branch 14.
The auxiliary sensor Da is thus placed in series with the output sensor bs.
J1 is at nuptials that the branch branch I ~ is r ~ granted to the upstream pipe 9, from 1 ~ that so that the dialysis liquid circulates d: ~ ns the common portion 3.5 in a sense identical to the path of the circutane liquid in branch J.3:
During this phase Phs ~, d ~ has response factors Fs. and Fa =, respectively for captors Ds and Da. are determined by the device 2, in view to define a new auxiliary coefficient ~ for the output sensor es, such 20 that ks_ = Fs ~ IFa =. This new coeffaciea t ks. is intended to replace, in the - calibration coefficient Kt, the auxiliary coefficient ho of the sensor 133s which has been defined Ions of the initial calibration phase. A new coe ~ cient calibration K, _.
is Banc dëfmi, with K ~ ~ keclksr. ~ ' Advantageously, the determination phases Phef and Phsj of 25 auxiliary coefficients kei, ksj for the input sensors IDe ec of output Ds, are carried out, alternately and successively, during a session of dialysis so as to de ﬁ ne successive calibration coefficients hi. He is at.
notPx that in Ia description which precedes, the coeffcien ~ s of écaivnnage Ki are modified as soon Ia determination of a new auxiliary kei or ksj coefficient. Of course, it can 0 hearth envisaged to modify the coefficients of éialoanage ~ only Icirsque are determine, at the same time, a new kei auxiliary coefficient and a new coeffective auxiliary lcsj.

Preferably, the Phex and Phsj phases are carried out consecutively. AT
title example, it can be envisaged that each phase 1 ~ 'hei, Phsj of detexmination of a auxiliary coefficient, respectively kei and ksj, s'e ~ Ffectue during a duration Tei = Tsj =
~ minutes. Thus, it can be obtained a new calibration coefficient Ki every 5 minutes, if the phases are carried out consecutively with one another.
The calibration method according to one aspect of the invention can therefore be performed for the duration of the dialysis session, without affecting the effectiveness of the session, in the measurement and calibration is carried out without short-circuiting the hemodialyzer. he can to be carried out in this way numerous calibrations during the dialysis session, so to ensure good accuracy of the measurements throughout the session. By elsewhere he is â
note that the calibration of the inlet flow meter De is carried out with fresh dialysis, while that of the output flowmeter Ds is rc. ~ al.isé with I: liquid of worn dialysis, so that the calibration and measurement phases are carried out in the same conditions.
Advantageously, each auxiliary calibration coefficient kei, ksj is determined at from the mean of a series of elementary auxiliary coefficients determined at during a corresponding correction phase. In the example taken above;
he can be envisaged proceeding with the average of ten auxiliary coeffi cts determined elementary during the correction phase of duration Ta = 5 miruutes.
According to fine advantageous characteristic of the process according to an aspect of the invention, the .'-, auxiliary coefftcients kei, ksj of sensors De and Ds are compared, respeceivre ~ nent, aux.
corresponding auxiliary coefficients determined during a phase previous from same nature, so as to authorize detection of a possible defect appaxing on De or Ds sensors. Of course, a warning signal is issued when the j difference between these values exceeds a given threshold. lt should be noted that the Implementation a single auxiliary flowmeter Da, of which your data are susceptible to be passed on to a protection system independent of the measuring and control device.
kidney ', allows to obtain optimum safety on the values de ivered by flowmeters.
.
In addition, it should be noted that the calibration process according to one aspect of the invention can be implemented on all types of dialysis circuit 1 equipping a haemodialyser.
For example, the calibration method according to one aspect of the invention can be applied to P.22 flowmeters of a dialysis fluid circuit with a lower flow rate constant at entry and at the outlet by pump 12.
It should also be considered that the calibration process according to a aspect of the invention is advantageously implemented by programming means ungodly inside the measurement and control device 2.

Claims

1. Method for ensuring the calibration of a pair of sensors, one of which is mounted to the input and the other at the output of a dialysis circuit intended to be connected to a hemodialyzer, the process consisting of:
a) to carry out an initial phase of calibration of the captors during the daily the hemodialyzer is short-circuited, so as to determine the factor of response of each sensor and to define an initial calibration coefficient making it possible to obtain an identical measurement value for each sensor;
b) to carry out at least one phase of correction of the initial coefficient sparking during a hemodialyzer operating session;
c) to carry out at least one phase of determining an auxiliary coefficient calibration for the input sensor by the steps of:
(i) ensuring the serial connection, with the input sensor, of a sensor auxiliary of the same nature as the input and output sensors, (ii) define the response factors for the input sensors and auxiliary, and (iii) and to define the auxiliary calibration coefficient for the sensor input, providing the same measurement value for the sensors input and auxiliaize;
d) to carry out at least one phase of determining an auxiliary coefficient Calibration for the output sensor consisting of:
(iv) ensuring the serial connection of the output sensor with the sensor auxiliary, (v) define the response factors for the output sensors and auxiliary, (vi) and to define the auxiliary calibration coeifitient for the exit, allowing the same measurement value to be obtained for the output and auxiliary; and e) determining, from at least one auxiliary calibration coefficient, a new calibration coefficient for the two sensors.

2. Method according to claim 1, characterized in that it consists in achieve, successively and alternately, the phases of determining the auxiliary coefficients for input and output sensors.

3. Method according to claim 1 or claim 2 characterized in that that it consists to carry out, successively and alternately, the phases of determining the coefficients calibration aids for input and output sensors.

4. Method according to claim 2 or claim 3, characterized in that that it consists to be replaced, after each phase by the auxiliary coefficient in the coefficient of calibration the corresponding auxiliary coefficient defined during a phase former.

5. Method according to claim 1 or claim 2, characterized in that that it consists to determine each auxiliary coefficient of a sensor, from the average of a series of elementary auxiliary coefficients determined during a phase corresponding.

6. Method according to claim 1, characterized in that it consists in perform the phase initial calibration by putting the input, output and auxiliary, of so as to define, between the input and auxiliary sensors, on the one hand, and between the sensors output and auxiliary, on the other hand, respectively, coefficients calibration aids intended to form the initial calibration coefficient.

7. Method according to claim 6, characterized in that it consists, during the sentence initial calibration, to define a coefficient corresponding to the ratio between the factors of sensor response, compare coefficients and validate coefficient initial calibration only if the values of the two coefficients are identical.

8. Method according to claim 1, characterized in that it consists in define the calibration coefficient by reporting auxiliary coefficients calibration input sensor and output sensor.

9. Method according to claim 1, characterized in that it consists in compare, when each of the determination phases the auxiliary coefficients of the sensors input and output at the corresponding auxiliary coefficients determined during a phase of the same kind and to issue a warning signal when the difference between the auxiliary coefficients exceeds a given threshold.

10. Method according to claim 1, characterized in that it consists, during phases of determination to ensure that the auxiliary sensor is placed in series with the input sensor on outlet sensor, so that dialysis fluid always flows through the same meaning to through the auxiliary sensor.

11. A method for calibrating the input and output sensors of a dialysis comprising a hemodialyzer with an outlet side, the inlet sensor being mounted to the input portion of the circuit on the input side of the hemodialyzer and the exit being mounted at an output portion of the circuit, on the output side of the hemodialyzer, said process involves the following steps:
check the flow of liquid to bypass the hemodialyzer, determine the postman initial response for each of the input and output sensors and calculate a coefficient initial calibration;
correct the initial calibration coefficient, the correction step comprising performing at least a first step or a second step; the first one step including mounting of an auxiliary sensor of the same type as the sensors input and output in series with the input sensor;
control the flow of liquid to flow through the hemodialyzer;
determine the first response factors for the input sensors and auxiliary and calculate the auxiliary input calibration coefficient for the sensor entry into office first response factors for input and auxiliary sensors;
the second step including mounting the output sensor in series with the sensor auxiliary, controlling the flow rate of the liquid circulating in the hemodialyzer, determination second response factors for the output and auxiliary sensors and the calculation of a auxiliary output calibration coefficient for the output sensor in function of second response factors for the output and auxiliary sensors, and updating the initial calibration coefficient established as a function at least of auxiliary input calibration coefficient or calibration coefficient auxiliary exit.

12. The method of claim 11 whereby the step of correcting includes the successive alternation of the first and second stages.

13. The method of claim 11 or claim 12, under which After the first step, the auxiliary calibration coefficient calculated for the input replaces all auxiliary calibration coefficients previously calculated for the input and After the second step, the auxiliary calibration coefficient calculated for the output replaces all auxiliary calibration coefficients previously calculated for the output.

14. Method according to one of claims 11 to 13, under which the coefficients input and output auxiliary calibration are determined by the average of series of elementary auxiliary coefficients recorded during the first and the second steps, respectively.

15. Method according to one of claims 11 to 14, under which the step consisting in controlling the flow of the liquid which must bypass, the hemodialyzer includes the series connection of the input sensor, the auxiliary sensor and the exit thus defining the auxiliary input calibration coefficient between the input sensors and auxiliary and defining the auxiliary output calibration coefficient between the sensors output and auxiliary, the initial calibration coefficient being calculated at from the coefficients input and output auxiliary calibration.

16. The method of claim one of claims 11 to 15 under of which the stage consisting in controlling the flow of the liquid which must bypass the hemodialyzer includes the definition of a coefficient of verification corresponding to a ratio between the initial response factors opposing the initial calibration coefficient to the verification coefficient and the coefficient validation initial calibration only when the calibration coefficient values initial and the coefficient of verification are almost identical.

17. Method according to one of claims 11 to 16, under which the step which is to update the initial calibration cofficient understands the calculation of a new calibration coefficient by establishing a ratio opposing the calibration coefficient Auxiliary input to the auxiliary output calibration coefficient.

18. The method according to claims 11 to 17, further comprises:
a comparison, after the first step, of the calibration coefficient auxiliary input to that of a previous cycle and the emission of a warning signal when the difference between the auxiliary input calibration coefficients compared exceeds a threshold preset; and after the second step, a comparison of the auxiliary calibration coefficient of exit to that of a previous cycle and the emission of a warning signal when the difference between the compared auxiliary calibration coefficients exceeds a threshold preset.

19. Method according to one of claims 11 to 18, under which the first and second steps include checking the sensor connection auxiliary mounted in series with the input sensor or the output sensor respectively, in order to ensure that that the dialysis fluid always flows in the same direction through the auxiliary sensor.

20. Artificial kidney for implementing the method according to the claims 1 to 10, including:
(A) a dialysis liquid circuit comprising, on the one hand, a pipe input equipped with at least one sensor and intended to be connected to a first compartment of a hemodialyzer and, on the other hand, an outlet pipe equipped with at least one sensor and intended to be connected to the output of the first compartment which is separated by a semi-permeable membrane, from a second compartment intended to be connected to a circuit for extra circulation bodily blood;
(B) means for moving the dialysis fluid;
(C) a measurement and control device, connected to the sensors and allowing of define a calibration coefficient for the sensors;
(D) a dialysis fluid circuit which includes (i) an upstream branch branch to the inlet pipe and a branch downstream branch to the outlet pipe, branch branches having a common portion in which at least one sensor is mounted auxiliary of the same type as the input and output sensors, and (ii) shutter means controlled by the control device and allowing the circulation of dialysis fluid, either in one or in the other branch branch, and (E) in that the control device comprises (iii) means for determining the duration and frequency of the phases of correction of the calibration coefficients of the input and output sensors, (iv) means to define, during each correction phase, auxiliary calibration coefficients for input and output sensors output, these coefficients corresponding, respectively, to a relation. Between the auxiliary and input sensors and between the auxiliary and exit, and (v) means for correcting the calibration coefficient by at least one auxiliary input or output coefficient previously calculated.

21. An artificial kidney made up of a circuit for dialysis fluid including:
an inlet pipe provided with at least one inlet sensor, the pipeline input to be connected to the first compartment of the hemodialyzer;
an outlet pipe provided with at least one outlet sensor, the pipeline from outlet to be connected to an outlet of the first compartment, said compartment first compartment being separated by a semi-permeable membrane from a second compartment, the latter being itself connected to a circuit intended to ensure the blood circulation extra-corporeal;
a device ensuring the circulation of the dialysis liquid;
a measurement and control instrument connected to the input sensor and the sensor output and allowing the definition of the initial calibration coefficient for the input sensor and the output sensor;
an upstream connection connected to the input pipe to bypass a portion input line and a downstream connection connected to the line exit for bypass a portion of the outlet pipe, said upstream connections and downstream having a common portion in which at least one sensor is installed auxiliary of same type as input and output sensors;
a traffic stop device, dependent on the traffic control system circuit and allowing the dialysis liquid to circulate in the upstream or downstream branches;
and a control system which includes:
a device for calculating the curée and the frequency of the stages of correction planned to correct the initial calibration coefficients;
a device for defining, during the correction steps, a coefficient auxiliary calibration input and an auxiliary calibration coefficient of exit for the input sensor and output sensor, respectively, the coefficient calibration input auxiliary being determined according to a ratio between the auxiliary sensors and input and the auxiliary output calibration coefficient being determined based on a relationship between auxiliary and output sensors; and a system for correcting the initial calibration coefficients by through minus an auxiliary calibration coefficient of or the coefficient calibration auxiliary output giving rise to a new calibration coefficient.

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