CN102105182B

CN102105182B - 用于检测通路断连的系统和方法

Info

Publication number: CN102105182B
Application number: CN200980129174.5A
Authority: CN
Inventors: 迈克尔·E·霍高
Original assignee: Baxter Healthcare SA; Baxter International Inc
Current assignee: Baxter Healthcare SA; Baxter International Inc
Priority date: 2008-07-25
Filing date: 2009-06-17
Publication date: 2014-03-12
Anticipated expiration: 2029-06-17
Also published as: AU2009274430B2; MX2011000979A; EP2318073A1; KR20110042189A; US20100022934A1; BRPI0916388A2; CN102105182A; ES2422554T3; US20120205312A1; CA2730572A1; WO2010011444A1; EP2318073B1; AU2009274430A1; US8926544B2; US8192388B2

Abstract

一种透析系统，包括：血液过滤器(26)；透析液泵(50a，50b)，该透析液泵连接到血液过滤器(26)的透析液部分；血液泵(22a，22b)，该血液泵连接到血液过滤器(26)的血液部分，该血液泵包括隔膜(28)，该隔膜以周期性的方式运动以泵送血液，该周期具有流动时间段和不流动时间段；患者通路装置(20)，该患者通路装置与血液过滤器(26)的血液部分流体连通，当患者通路装置(20)驻留在患者(12)内时该不流动时间段具有属性的第一特征，而当所述患者通路装置(20)从患者(12)脱出时该不流动时间段具有属性的第二特征；和逻辑实现器(100)，该逻辑实现器构造成当检测到参数的第二特征时确定患者通路装置(20)已从患者(12)脱出。

Description

用于检测通路断连的系统和方法

技术领域

本公开总体涉及用于医学治疗的患者通路断连系统和方法。更具体地，本公开涉及患者通路断连的检测，例如透析治疗期间对于针或导管脱出的检测。

背景技术

图1示出已知的通路断连构造。血液通过动脉线路14从患者的手臂12流出，动脉线路14经由动脉针16连接患者。在血液得到治疗处理后，血液经由静脉线路18和静脉针20返回到患者。针16和20实际上连接到分流器22，该分流器22与患者的动脉和静脉中的一个流体连通。治疗期间动脉线路14的偶然的断连不是严重的问题，这仅仅限制了血液泵的血液来源。治疗期间的静脉线路18的通路断连是严重的问题，因为动脉线路14保持馈送血到血液泵，而静脉线路18则会将血液返到患者体外的位置。

各种不同的医学治疗涉及向、经由和/或从患者输送流体，例如在患者与体外系统之间输送血液，体外系统通过插入在患者体内的一个或多个针连接到患者。例如，血液透析、血液过滤、血液透析过滤都是从患者的血液中去除废物、毒素和过量的水的治疗。在这些治疗期间，患者连接到体外回路和机器，并且患者的血液通过回路和机器被泵送。从患者的血液中去除废物、毒素和流体，并且血液再输回到患者体内。

在这些治疗中，针或类似的通路装置插入到患者的脉管系统，使得患者的血液能够输送到体外的机器或从体外的机器输回。传统的血液透析、血液过滤和血液透析过滤治疗能够持续若干小时并且通常在治疗中心每周进行大约三到四次。在中心的治疗中，承受血液透析的患者例如受到视觉上监测以检测针脱出。然而，针很可能不在患者或医疗人员的开放视线中(例如它可能被毯子所覆盖)，使得延迟了检测和及时响应。

此外，考虑到为了相对于中心治疗提高生活质量、所观测到的发病率和死亡率的降低以及更低的成本，产生了对于自我治疗和在家治疗例如家庭血液透析的新的兴趣。这种在家治疗(不管是血液透析、血液过滤还是血液透析过滤)能够在白天、晚上或夜里进行。如果无人监管或睡着，由于护理人员不在场并且也许甚至患者也没有意识到脱出，则增加了脱出的风险。

存在各种系统用于在血液透析中检测针脱出。例如，两件都题为“通路断连系统和方法”且转让给本申请的受让人的美国专利No.7,022,098(“’098专利”)和7,052,480(“’480专利”)，公开了测量连接到脉管通路针的体外透析回路的电阻的通路断连系统。外部电压源或电流源用于向血流中注入(例如小于2.5μA的)小电流。这里，当患者连接接地(例如通过在诊所和家中找到的接地装置)时，会降低阻抗系统的灵敏度。

与将电流注入到体外回路的系统相关的另一障碍涉及向血液治疗系统的一次性部分添加接触件。放置在一次性部分中的金属构件增加了制造成本和难度。

因此，需要改进的血液通路断连系统。

发明内容

本公开旨在提供用于确定针或导管何时从患者移除的系统和方法。该系统和方法的一个主要用途是血液治疗，从患者取出血液，并且以某种方式返回、治疗血液，并且将血液返回到患者。例如，血液透析(“HD”)、血液过滤(“HF”)、血液透析过滤(“HDF”)和持续肾替代治疗(“CRRT”)系统每种都从患者取出血液，过滤血液，并且将血液返回到患者。除了这些血液治疗外，在此讨论的通路断连系统和方法能够用于心肺支路手术，其中血液被从患者移出，被氧化再返回到患者。此外，通路断连系统和方法能够与单针系统使用，例如某些医疗输送系统，其中从源向患者输注药物和药剂。此外，通路断连系统和方法能够以单针或双针单采(aphaeresis)或其他血液分离和/或收集系统，例如用于分离血小板、血浆、红细胞或细胞亚群。

在此讨论的实施例已使用隔膜血液泵测试。然而，应当理解的是，不要求将隔膜泵用于本系统和方法中的每一个。然而，系统和方法中的每一个周期性地停止流体流动。在至少一种类型的气动控制的隔膜血液泵的情况下，隔膜在泵行程的末端停止，用于确保出现全行程，并且在一个实施例中用于计算已抽取到隔膜泵腔室或从腔室排出的流体的体积。不流动时间段(或行程末端“EOS”时间)用于确定是否出现通路断连。蠕动血液泵能够被替代的使用。在此，流体流动如此频繁地(例如每五转一次)停止或者转向，以确定是否出现通路断连。

在第一主要实施例中，系统测量不流动时间段的长度。该系统监测周期到周期或行程到行程的不流动时间段，以寻找延长了的该时间段，而这种延长了的时间段则表明通路断连。在一系列实验中，该系统证明，当出现通路断连时的不流动时间段的长度增加，且该增加足够明显来可靠预测通路断连。

能够以多中不同的方式检测不流动时间段。在一个实施例中，系统采取测量血液是否流动的流体流量传感器。流量传感器能够是非侵入式传感器。如在此更详细的讨论，如果不流动时间段短，例如一秒，则可能因系统顺应性(血液管道的延展性)而在不流动时间段有小流量的血液。因此，当流量传感器不必高度精确时，无需在较高的流率与较低的流率之间进行区别。感测到低流率(或低流率耗散到无流率)期间的时间被认为是不流动时间。应当理解的是，系统实际上无需等到不流动时间段结束，因为系统知道阀周期时间，并且因此也知道不流动时间段结束的时间。因此，一感测到流量停止系统就能够计算不流动时间段，这增加了响应时间和灵敏度。

当血液泵是由气动或空气压力驱动的隔膜泵时，能够代之以根据对驱动压力所取得的压力读数来确定不流动时间段。例如，当正压力施加到隔膜时，隔膜运动，以从泵腔室中排出流体或血液。最后，当所有流体已经从腔室排出时，隔膜的死端抵靠腔室的流体侧壁。当这些发生时，空气侧压力传感器感测压力尖峰，指示不流动时间段的开始。最后，系统切换阀，使得施加负压力，以将隔膜抽吸远离流体壁，并且将流体或血液抽取到腔室内。

系统无需等待负压力检测以标记不流动时间段的结束，因为系统设定并且因此知道何时阀切换到负驱动压力。也就是说，系统已经得知不流动时间段结束，并且一感测到正压力尖峰就能够计算不流动时间段的长度。因此，一感测到正压力尖峰，则系统能够确定或质疑针的状态，其能够促使进一步测试，例如患者静脉压力测试。然而如果必要，空气侧压力传感器能够用于检测负压力，标记不流动时间段的结束。

在另一替代性实施例中，放置在血液泵的下游侧的流体压力传感器用于确定不流动时间段。在此，当隔膜靠近抵靠腔室的流体侧壁时，使得所有血液从腔室排出，下游流体或血液压力传感器感测压力的下降，指示不流动时间段开始。再次，该系统已经得知气动阀何时切换以向隔膜施加负压力用于填充，并且不必等待该事件来标记不流动时间段的结束。这样，下游流体压力传感器一感测到流体压力的下降，则不流动时间段和针通路状态就能够被确定(或至少表示出来)。

如果需要，上游流体压力传感器能够用于感测负血液填充压力，以信令通知不流动时间段的结束。下游流体压力传感器(和可能的上游传感器)能够具有并入到由透析仪器致动的一次性盒子中的流体侧部件。

在第二主要实施例中，系统监测静脉线路压力，以监测隔膜周期之间何时血液流动暂时停止(或何时蠕动泵流动暂时停止或暂时转向)。在另外一系列实验中，泵周期的不流动时间段期间的静脉线路压力显示出当静脉针脱出时增加。在此，压力的变化足够明显以可靠地预测针脱出。

用于静脉流体压力感测的传感器还能够具有流体部件，该流体部件是基于盒的，且位于静脉通路的上游。预期不流动时流体压力下降，并且下降到患者的内部血液压力。当静脉压力下降到患者的先前测量的血液压力即向大气压力(加上因顺应性导致的残留压力)下降时，系统检测到脱出。

也预期修改软件，以加强不流动时间段期间所进行的测量。例如，系统能够采用算法，该算法当出现发生了通路断连的时候等待附加的时间段(延长不流动时间段)，以确保测量不会错误地触发警报事件。当检测到静脉线路压力下降时延长不流动时间段增加了测量灵敏度(允许顺应性耗散)，从而在通路连接静脉线路压力与通路断连静脉线路压力之间产生更急剧的差异。替代性的，在所有时间，甚至在连接通路时的正常操作期间，将不流动时间段延长到足以确保取得精确的压力读数的时间。

另外能够想到结合以上两个主要实施例，使得监测不流动时间段的长度和静脉线路压力。两种检测方法能够同时进行，以提供一层冗余。该系统例如能够构造为使得延长后的不流动时间段内的检测引起血液泵不流动时间段延展，从而能够在延展后的时间段内测量静脉线路压力。可替代地，延长后的不流动检测结合比预期的“不流动”静脉线路压力低的静脉线路压力，触发了延展后的静脉线路压力监测时间段，使得该系统能够寻找比预期的静脉线路压力低的静脉线路压力，确认出现通路断连。

因此，本公开的优点是提供了一种改进的通路断连系统。

本公开的另一优点是提供了一种非侵入式的通路断连系统。

本公开的又一优点是提供了一种不需要向血液回路中引入电信号的通路断连系统。

本公开的再一优点是提供了一种利用隔膜泵的现有不流动时间段运行的通路断连系统。

本公开的又一个优点是提供了一种能够与系统隔膜和蠕动泵一起运行的通路断连。

此外，本公开的优点在于提供了一种对于患者不可见的通路断连系统，也就是说，该系统不要求患者采用任何步骤来启动它，且患者不能禁用系统。

附加特征和优点在此进行了描述，并且从以下具体实施方式和附图中将会显而易见。

附图说明

图1是患者血液通路连接的示意性视图。

图2是与本公开的通路断连系统和方法一起运行的(商用和测试设置的)透析系统的一个实施例的示意性视图。

图3是示出本公开的通路断连系统和方法的血液回路的静脉线路部分的一个实施例的简化示意性视图。

图4是示出与一个隔膜泵的运行相关的流动时间段和不流动时间段的示意性时间表。

图5A和5B是示出测量用于检测通路断连的不流动时间段的有效性的表格。

图6是示出通路断连对用于一个血液流率的静脉线路压力、患者静脉通路压力(患者的脉管通路中的实际压力)和行程末端时间设定所起作用的曲线。

图7是示出通路断连对用于另一血液流率的静脉线路压力、患者静脉通路压力和行程末端时间设定所起作用的曲线。

图8是示出通路断连对用于再一血液流率的静脉线路压力、患者静脉通路压力和行程末端时间设定所起作用的曲线。

图9是示出通路断连对用于又一血液流率的静脉线路压力、患者静脉通路压力和行程末端时间设定所起作用的曲线。

图10是示出通路断连对用于另一血液流率的静脉线路压力、患者静脉通路压力和行程末端时间设定所起作用的曲线。

具体实施方式

现在参照附图，尤其是参照图2，系统10示出用于采取本公开的通路断连系统(“ADS”)和方法的一个可能的血液疗法治疗系统。系统10通过动脉患者通路装置16和静脉患者通路装置20连接到患者12。患者通路装置16和20例如是针或插管。动脉患者通路装置16流体地连接到动脉线路14。静脉患者通路装置20流体地连接到静脉或返回线路18。通过线路14和18形成的血液回路能够具有对于本领域技术人员来说已知的附加部件，例如附加的空气阱(trap)、压力传感器、血液泄漏检测器、线路夹等。系统10的构造也示出呈现下面讨论的结果的测试中所使用的部件。

在所示的示例中，一对隔膜血液泵22a和22b通过阀24a-24d连接到动脉线路14，如图所示。泵22a和22b代替地或附加地能够通过动脉线路14中所示的阀布置与静脉线路18流体连通。在一个实施例中，泵22a和22b彼此异相地泵送，使得所述泵中的一个泵将流体推到血液过滤器或透析仪26，而另一个泵通过动脉通路装置16和动脉线路14用来自患者12的血液填充。在接下来的周期中，血液泵切换操作，使得第二泵泵送到透析仪26，而第一泵用来自患者12的血液填充。为了用来自患者12的血液填充，对于泵22a和22b来说，阀24a或24c分别关闭，而阀24b或阀24d分别打开。当泵送到血液过滤器26时，阀状态切换，使得对于泵22a和22b来说，阀24b或阀24d分别关闭，而阀24a或阀24c分别打开。下面讨论位于泵22a和22b的各个泵内的隔膜28的详细操作。

所示实施例中的系统10使用正压力源30a和负压力源30b以驱动隔膜泵22a和22b内的隔膜28。阀24e和阀24h打开，以允许正压力分别推动泵22b或22a的隔膜28，使得分别将来自各个血液泵的血液通过阀24c或24a推向透析仪26。阀24f和阀24g打开，以允许来自负压力源30b的负压力将隔膜28分别吸到泵22b或22a的一侧，以将来自患者12的血液通过阀24d或24b吸到各个血液泵。

在替代性实施例中的隔膜泵22a和22b由非气动操作的蠕动泵代替，使得不需要正压力源或负压力源。通过周期性地停止蠕动泵辊，例如每五转停止一次，并且进行读数，来形成不流动周期。相信周期性地停止蠕动泵与至少静脉压力测量系统和下面在图6开始讨论的ADS方法会运行良好。

所示实施例中的系统10进行血液透析(但能够修改为进行“发明内容”部分中讨论的治疗或疗法中的任何一种)。在此，未用过的透析液泵50a通过透析液入口线路52泵送未用过的透析液。用过的透析液泵50b通过透析液排出返回线路54从透析仪26抽出用过的透析液。下面更详细地讨论用于进行血液透析的系统10的透析液部分。

在可替代性实施例中，一种替代流体，该替代流体能够是被进一步过滤以能直接注射到体外回路中的透析液，代之在血液过滤器26的下游通过替代流体入口线路52直接馈送到静脉线路18或者代之在替代血液过滤器26的上游通过替代流体入口线路52直接馈送到动脉线路14(分别用于稀释后血液过滤或稀释前血液过滤)。进一步可替代地，替代流体线路52被馈送到动脉线路14和静脉线路18两者(以执行稀释前血液过滤和稀释后血液过滤中的任一种或两者)。

在另一可替代性实施例中，系统10进行血液透析过滤。在这种情况下，透析流体入口线路52和透析液排出返回线路54连接到血液过滤器26，如图2中所示。此外，替代流体，例如精密过滤后的透析液，在动脉线路14、静脉线路18或者在动脉线路14和静脉线路18两者处被直接注射到体外回路，如以上所讨论的血液过滤实施例。在血液透析、血液过滤和血液透析过滤实施例中的每一个中，通过患者通路装置16和20形成血液通路。在每种情况下，在此讨论的通路断连系统能够检测通路装置16或20中是否有一个从患者12脱出。

血液透析、血液过滤和血液透析过滤实施例中的任一个能够采用与动脉线路14(或血液泵的上游的其他位置处)流体连通地布置的盐包32，盐经由泵22a和22b通过动脉线路14和静脉线路18泵送，用于灌注和冲洗以进行实际治疗。来自包32的盐用于模拟所讨论的实验中的血液。系统10还包括空气阱34a，空气阱34a从经由静脉线路18返回到患者12的血液中去除空气。排气阀24i和24j顺序排列，以允许空气排到大气，而不允许环境空气接触患者的血液。压力传感器36a放置在静脉线路18中。压力传感器36a测量返回到患者12的血液的压力，并且用于在此讨论的本公开的ADS和方法。

压力控制腔室38放置在体外回路中，用于产生以下所示的测试结果。压力控制腔室38模拟患者通路装置20在患者处看到的压力。在各种实施例中，压力控制腔室38模拟大约35到50mmHg的患者的静脉血液压力。压力控制腔室38显示为示出以下测试数据如何产生。然而，应当理解的是，在实际使用中，不使用压力腔室。压力腔室38其实是图1中的患者12。

如上讨论，透析液回路包括未用过的透析液泵50a和用过的透析液泵50b，其经由去往透析仪线路52和来自透析仪线路54通过透析仪26循环透析液。透析液回路还包括透析液供应源56，该透析液供应源56能够是一个或多个袋式的透析液供应源或在线透析液供应源。为了实验，使用透析液的烧杯来模仿供应源56。由于透析液实际上并非正用于清洁患者的血液，引流(drain)线路58再循环回到烧杯58。在实际使用时，系统10的引流线路58则送到引流袋或家用排水设施。

泵50a泵送未用过的透析液通过加热器60和透析液空气阱34b。空气阱34b与排气阀24k和24l连通，排气阀24k和24l就像排气阀24i和24j对于空气阱34a所起作用那样操作。阀24m、24n和24l按顺序排列，以允许未用过的透析液泵送到平衡腔室62a和62b中的各个未用过侧。平衡腔室62a和62b与隔膜泵22a和22b的类似之处在于，它们中的每一个都具有在固定体积腔室中来回运动的隔膜28。平衡腔室62a和62b与隔膜泵22a和22b之间的主要区别在于，流体被泵送到平衡腔室内的隔膜28的两侧。另一方面，如上所讨论，血液泵22a和22b在一个实施例中通过将空气泵送到隔膜28的非流体侧运行。

阀24p和24q选择性地允许用过的透析液泵50b分别将用过的透析液泵送到平衡腔室62a和62b的隔膜28的用过的透析液侧。将用过的透析液泵送到平衡腔室62a和62b中的任一个，使得隔膜28分别通过未用过的出口阀24r或24s将来自相应平衡腔室的未用过侧的未用过的透析液推送到透析液输入线路52和透析仪26。当未用过的透析液被泵送到平衡腔室62a和62b的未用过侧时，隔膜28运动，以推动来自平衡腔室的用过的透析液，通过用过的出口阀24t和24u，通过引流线路58和引流阀24v，以引流排出(或为实验目的回到供应源或烧杯56，如所示)。

平衡腔室62a和62b以及相关的阀24m至24v确保移出了递送到透析仪26的、与来自透析仪的用过的或排出的透析流体相同量的未用过的流体。为了控制超过滤，已知量的另外的用过的流体被从透析仪26去除。另外的流体的唯一来源是从上次血液治疗疗法之后的时间里获得的患者的过剩血水。用于使用一对平衡腔室62a和62b以另外控制从患者移除的超过滤的体积的一个系统和方法在2004年11月4日提交的、美国序列号No.10/982,170的、名称为“High Convection HomeHemodialysis/Hemofiltration and Sorbent System”的共同未决的专利申请中被讨论，该专利申请转让给本公开的受让人，该专利申请的相关部分在此通过引用并入到本文。

逻辑实现器100被编程以运行系统10。逻辑实现器100能够包括一个或多个处理器以及一个或多个存储器，例如随机存取存储器(“RAM”)和只读存储器(“ROM”)。处理器能够构造成具有运行多个委托处理器的监督处理器。委托处理器分成运行不同组的相关功能。例如，一个委托处理器能够专用于接收来自压力传感器(例如静脉线路压力传感器36a)、温度传感器、血液泄漏检测器等的传感器输入，而另一个处理器控制阀24(共同参见阀24a到24v)，而再一个委托处理器控制加热器60。

逻辑实现器100的主处理器、专用于感测的委托处理器或者一些其他的处理器根据程序运行算法，设定所述程序用于读取系统读数，分析读数以及确定是否出现了通路断连。在一个实施例中，如果确定通路断连，则逻辑实现器100夹住动脉线路14和静脉线路18中的一个或两个，停止血液泵22a和22b，并且阻止透析液泵50a和50b。逻辑实现器100还提供音频、视频或音视频警报，该警报警告患者或护理人员发生了通路断连。

图2中所示的多个设备能够并入到一次性盒子或者与一次性盒子相关。阀24例如能够是放置在一次性盒子中的火山(volcano)阀，如名称为“Peritoneal Dialysis Systems Employing A Liquid Distribution AndPumping Cassette That Emulates Gravity Flow”的美国专利No.5,350,357(’357专利)中所述的，该专利的全部内容在此通过引用并入到本文。’357专利还示出了一次性盒子内的隔膜泵腔室的放置。利用基于盒子的系统，系统10的流体线路中的多个被设置为盒子中的刚性通道。柔性管从盒子向外部实体(例如向患者12、供应源56和引流部)延伸。过滤器26能够是盒子外部的装置，或者与盒子一起提供。可替代的，图2中所示的部件主要通过经由夹管阀打开和关闭的管道连接。

现在参考图3，简化的附图示出了血液泵22(参见图2中的血液泵22a或22b)和相关的入口阀V_in和出口阀V_out(参见入口阀24b或24d中的任一个和出口阀24a或24c中的任一个)。如上讨论的泵22具有隔膜28，该隔膜28经由正负压力驱动器30(合参见图2中讨论的压力驱动器30a和30b两者)施加的气动压力P_d控制。在图3中，血液泵22的上游部件为方便说明而未示出。并且，血液泵22与静脉针20之间的部件，例如透析仪26、静脉空气阱34a和特定过滤器(图2中未示出)被合并到单个部件如限流器(restriction)40中。限流器40被认为具有合并的流阻R。隔膜泵驱动压力示出为P_d，如上所述，而患者12的静脉血压被标记为P_va。

在一个实施例中，系统10调节驱动压力P_d，以经由隔膜泵22泵送血液，使得泵获得血液流动的连续时间段并且恰在隔膜阀V_in和V_out被作用或切换之前得到不流动的几乎常数的时间段。阀V_in和V_out的切换之间的时间段(周期时间段)以及在血液泵22的流体腔室壁42内限定的体积VOL(泵行程体积)控制平均血液流率。因此，血液流率能够建模为如下：

血液流率＝泵行程体积VOL/周期时间段T_c

为了确保每个泵周期递送隔膜泵22的全行程(全体积VOL)，一个实施例中的系统10调节气动源30的驱动压力P_d，使得每个周期出现没有血液流动的一些时间段。没有血液流动的时间段典型小，并且能够由系统10控制为用于给定血液流率的常数。并且，’357描述了用于计算由隔膜泵泵送的流体量的系统，其使用无流动时间段或行程末端时间段以进行与流体测量系统相关的计算。

当血液泵是蠕动泵时，血液泵送的体积控制能够使用单个平衡腔室如腔室62a和62b来确定，其中，蠕动泵将来自相同线路的血液泵送到平衡腔室的两侧。

使用不流动时间段以检测通路断连

现在参考图4，示意性示出两个血液泵周期时间段。如图4中所示，入口阀V_in和出口阀V_out在不同时间点切换，造成两个所示的周期时间段。周期时间段时间被示出为时间T_c。总周期时间T_c中用于血液流动的部分示出为T_f。总周期时间T_c中用于不流动时间段的剩余部分示出为T_nf。

驱动压力P_d与静脉通路压力P_va之间的差控制流动时间段T_nf。流动时间段T_f是期望的周期时间T_c与不流动时间段T_nf之间的差。获得给定的不流动时间段T_nf所需要的驱动压力P_d取决于多个因子，例如行程体积VOL、期望的周期时间T_c、期望的不流动时间T_nf、流限R和患者的静脉通路压力P_va。由于泵22的体积VOL是不变的，并且用于给定流率的流限R是不变的，并且由于在稳定状态驱动压力P_d和期望的周期时间T_c是不变的，不流动时间段的测量的变化必然由患者的静脉通路压力P_va的变化所导致。并且，即使将驱动压力P_d操纵到一设定值(该设定值试图获得期望的不流动时间段T_nf)，则如果患者的静脉通路压力P_va发生了变化，即使当所施加的驱动压力P_d精确时，不流动时间段也会变化。并且由于患者的静脉通路压力P_va在针脱出时相当显著地变化(例如50mmHG到0mmHG)，对应的不流动时间段应当能够容易检测到。因此，存在着以静脉针驻留在患者体内为特征的不流动的时间段(对于一组给定的参数)和以静脉针从患者体内脱出为特征的不流动时间段。

给定不变的驱动压力P_d和周期时间T_c(由期望的血液流率设定)，(例如因通路断连引起的)所测量的静脉通路压力P_va上的变化引起不流动时间段T_nf的变化。特别是，(例如因针脱出引起的)静脉通路压力P_va的降低，因压力变化的增大导致不流动时间段T_nf增加。此关系的原因基于流体动力学，其中ΔP＝λ*L/D*ρ/2*ω²，其中λ＝摩擦常数，L＝流体通道的长度，D＝流体通道的平均直径，ρ＝流体的密度，ω＝流体速度，该关系能够概括为：ΔP＝K*Flow²，或者ΔP＝K*(ΔV/ΔT)²，其中ΔP＝P_d-P_va。

λ、L、D、ρ和K至少基本上是常数。ΔV是通过隔膜28在固定体积泵腔室22内的运动所引起的流体体积的变化，因此ΔV是常数。ΔT是流体流动的时间，或者T_f＝T_c-T_nf。设定周期时间T_c。由于ΔV和T_c是常数，所以T_nf必然变化并且必然响应于ΔP的增加而降低。本质上，腔室的内部体积、阀的切换时间或者周期时间以及驱动压力也是固有的常数或者保持不变。通路断连导致上游压力从患者的内部血液压力改变到大气压力，导致对于驱动压力P_d产生更小的阻力，这使得隔膜28对于给定的驱动压力运动更快，更迅速达到行程末端，并且允许更多的时间(不流动)直到阀再次切换用于下个行程。

不流动时间段T_nf的瞬时增加由传感器以及一个或多个处理器控制系统10来检测。逻辑实现器100则依次被编程或构造成确定返回针20的通路断连已经出现并且采取以上描述的适当行动，例如可视或音视频警报、停止血液泵22a和22b、关闭血液线路夹或阀(例如阀24a到24d)和停止透析液泵50a和50b，如图2中所示。

在一个实施例中，如图6到10中所示，压力信号能够用于确定不流动时间段T_nf的长度。例如，气动驱动压力P_d能够被监测，以检测气动压力尖峰，该气动压力尖峰表示血液泵22的腔室中的一个内的隔膜28的行程末端。压力尖峰开始于不流动时间段T_nf。确保感测到的气动驱动压力变化为负驱动压力P_d，以沿相反的方向运动隔膜28，结束不流动时间段T_nf。气动压力传感器136a和136b(安装在透析机内)示出一个可能的位置以定位空气压力传感器来做出这种测量。测量分别来自源30a和30b的正和负气动驱动压力。当正驱动压力P_d推动隔膜28抵靠腔室42的流体侧壁，使得所有血液或流体从泵腔室中被排出，对应的压力传感器136a(或136b)检测空气压力的尖峰，该尖峰对于具体的血液泵腔室来说标志着不流动时间段T_nf的开始。

不流动时间段的结束不必测量，因为是已知的。如上所讨论，周期时间T_c被设定并且已知，使得系统10知道阀24e到24h何时切换以将负压力施加到各个隔膜28，并且不必等待出现该事件以实际确定不流动时间。例如，下面在实验中测试的一个周期时间是九秒。如果例如在泵22a和22b中的一个泵出行程开始之后5.5秒在压力传感器136a或136b处看到正压力尖峰，则系统10在此刻就知道不流动时间段将是4.5秒(9秒-5.5秒)，而不必等待附加的4.5秒，以确定针20是否驻留。

因此，节省了可观的时间量，并且系统能够较快反应。系统10还能够更加彻底地起作用。例如，如果在压力传感器136a或136b处的正压力尖峰在泵出行程开始之后太快发生，则表示可能发生了针脱出，系统10在实际不流动时间段期间能够立即集中在静脉流体压力传感器36a，以从患者的期望的内部血液压力中寻找相应的压力下降(至或者接近大气压力)，进一步表示针脱出。如果空气压力传感器136a或136b以及静脉流体压力传感器36a均表示针脱出，则编程到系统10的逻辑实现器100中的一个可能的决策树停止血液和透析液泵、关闭适当的阀/夹并且警告患者。如果仅仅空气压力传感器136a或136b经由不流动性确定来指示针脱出，则系统10允许另一血液泵22a或22b泵送出它的血液体积，并且还使用压力传感器，以再次寻找脱出的指示。如果出现任何指示，则系统10如上描述的那样采取行动。如果不是，则系统10允许治疗继续。

然而，应当理解的是，如果需要，压力传感器136a(或136b)能够用于检测负空气压力，该负空气压力被施加以从腔室42的流体侧壁吸引隔膜28，用血液填充腔室，以将不流动时间段的结束信令通知至逻辑实现器100。这也适合于两个泵腔室22a和22b。

在可替代实施例中，流体压力传感器用于确定不流动时间段。在所示示例中，流体压力传感器36b驻留在泵腔室22a和22b的下游。当隔膜28接近抵靠各个腔室42的流体侧壁时，使得所有血液从腔室泵出，则下游血液压力传感器36b感测压力下降，其开始于不流动时间段。在一个实施例中，流体压力传感器36b的流体侧或部件位于一次性盒子内。

在此，也无需测量不流动时间段的结束，因为这是已知的，使得系统10能够一感测到泵出行程末端流体压力下降就迅速反应。例如，如果在流体压力传感器36b感测到的流体压力下降(表示泵出行程末端)在泵出行程开始之后太快出现，表示针可能脱出，系统10然后能够立即在实际不流动时间段期间集中在静脉流体压力传感器36a，以寻找来自患者的期望的内部血液压力的对应压力下降(至或接近大气压力)，进一步指示针脱出。在此还能够应用以上描述的决策树。

虽然未示出，但如果需要，附加的流体压力传感器能够放置在泵腔室22a和22b的上游，其能够感测负流体压力，该负流体压力将流体拉到泵腔室的一个中，将不流动时间段的结束信令通知至逻辑实现器100。该压力传感器还能够具有放置在一次性盒子内的流体侧部件。

在另一可替代性实施例中，流量传感器44定位成检测静脉线路18内的血液流量。来自传感器的信号用于确定不流动时间段的长度。合适的流量传感器的示例包括由Transonic Systems

Ithaca，NY提供的型号为HD02或者HD03的非侵入式流量传感器。流体流量传感器44不必高度精确，但应当快速响应于流体流量的快速下降和流体流量的快速上升。当隔膜28到头(dead-end)抵靠腔室42的流体侧壁时，血液流量会快速下降，即使它不一直下降到零流量。无论如何，下降的前沿标志着不流动时间段的开始。类似的，由传感器44感测到的流量增加的前沿标志着不流动时间段的结束。一个实施例中的流体流量传感器44位于透析机上，并且与静脉线路18接口连接，例如直接在其从透析仪26或者一次性泵送和/或设阀(valving)盒子之后。

关于流量传感器44的操作，通过感测来自第二泵22b或22a的血液流量表示的第一血液泵22a或22b的不流动时间段的结束依然与何时切换空气阀24e至24h相一致。由流量传感器44感测的总周期时间T_c((由血液泵22a和22b中的一个导致的)初始检测的流量的前沿到(由血液泵22a和22b中的另一个导致的)初始检测的流量的前沿)跟踪或等于阀状态的切换之间的时间设定。并且由流量传感器44感测的流动时间段T_f(例如所检测到的流量的前沿到所检测到的流量的下降)，等于由空气或流体压力传感器感测的流动时间(例如从空气阀24e/24f或者24g/24h被切换用于正压力时到感测到正压力尖峰时的时间)。由于周期时间T_c根据阀状态已知，并且流动时间段T_f经由流量传感器44被感测到，所以能够在流动时间段T_f结束的时刻根据这两者计算出不流动时间段T_nf。系统10再次不必等待感测到不流动时间段T_nf的结束，以评估不流动时间段T_nf是否长于所期望的(或流动时间段T_f短于所期望的)，指示或提示出现了通路断连。再次，节省了大量时间，并且系统能够较快和较彻底地反应。

例如，如果由流量传感器44感测的流动结束在由流量传感器44感测到流量的前沿之后太快出现，指示针可能脱出，则系统10能够立即在实际不流动时间段期间集中在静脉流体压力传感器36a，以寻找来自患者的期望的内部血液压力的对应压力下降至或接近大气压力，进一步指示针脱出。在此还能够应用以上描述的决策树。

因此，本公开的ADS系统寻找第一特征不流动时间段T_nf，以确定静脉通路装置20适当地驻留在患者体内。该ADS系统和方法寻找比第一特征不流动时间段T_nf长的第二特征不流动时间段T_nf，以确定静脉通路针20从患者12脱出。并且，因为系统10已经知道不流动时间段T_nf的结束，所以系统10能够寻找出不流动时间段的开始，以获得是否发生了针脱出的指示。表达这种情况的另一种方式是，系统10寻找短于期望的流动时间段T_f，以确定(或怀疑)静脉通路针20从患者12脱出。

执行使用图2中所示系统10的实验，以测试感测不流动时间段T_nf以确定是否出现通路断连的能力。使用最差的情况类型条件来取得数据，所述最差的情况类型条件包括用于静脉通路装置20的17号(gauge)静脉针(通常是最小直径的针，提供最大的压力下降，用于为血液透析、血液过滤等提供患者通路)，并且患者通路压力P_va低于50mmHg。透析液侧流率设定为大约每分钟200ml。用于实验期间的其他控制参数包括驱动压力P_d、总流动时间段T_f和不流动时间段T_nf。在实验中使用0.9％的盐水代替血液。

图5A和5B示出在100到400mL/min的范围内的血液流率上实验的结果，该范围涵盖用于血液透析和血液过滤治疗的典型的血液流率。通过以不同速率循环阀24a到24d，周期时间T_c在4.5到18秒之间变化，其对应于400到100mL/min的血液流率。也就是说，通过改变周期时间T_c来改变血液流率。驱动压力P_d在大约100mmHg的低端到大约650mmHg之间变化。使用罐38，患者通路压力P_va在大约35到50mmHg之间变化。

每个场景中的结果示出了当静脉通路装置20脱出时不流动时间段或时间T_nf的显著延长。据此，针对给定的一组输入参数对逻辑实现器100进行编程或构造，所述给定的一组输入参数包括血液流率、总周期时间Tc和驱动压力P_d，以寻找较小范围的不流动时间，从而确定静脉通路装置20驻留并且能够继续治疗。逻辑实现器100被编程或构造以寻找(i)不流动时间T_nf的特定增加或增量，从而加速到不可接受的水平，或者(ii)不流动时间T_nf升高超出阈值水平，此时确定通路断连情况，并且采取适当行为。

如所见那样，增加在较低血液流率和较高患者通路压力P_va处最为显著，但是即便在最高的血液流率400mL/min和最低的患者压力35mmHg的情况下，测量到不流动时间段T_nf平均增加了超过30％。因此，通过控制或已知包括总周期时间T_c、通路类型/针型号(gauge)和驱动压力P_d的一组输入参数，系统能够间接测量患者的静脉通路压力P_va，该P_va与隔膜泵的可测量流动时间段的平方成反比关系(如下所示)。描述压力变化相对于不流动时间段T_nf的另一种方式如下所示：ΔP＝K(ΔV/ΔT)²＝＞P_d-P_va＝K*ΔV²/(T_c-T_nf)²＝＞P_va＝P_d-K*ΔV²/(T_c-T_nf)²＝＞P_va＝K_pd-K_v2/(T_c-T_nf)²＝＞P_va＝K_pd-K_v2/(T_c ²-2T_cT_nf+T_nf ²)＝＞P_va＝K_pd-K_v2/(K_tc2-2K_tcT_nf+T_nf ²)。在此最后的方程式中，患者的静脉通路压力P_va被描述为驱动压力、周期时间和腔室体积的一系列常数，驱动压力、周期时间和腔室体积至少对于给定的流率条件是不变的。最后的方程式示出了P_va与包括若干常数以及T_nf加上T_nf的平方的倒数的关系式成比例。

使用静脉压力测量以检测通路断连

与第一主要实施例中讨论的测量不流动时间段相反，(使用具有行程末端不流动时间段的隔膜泵或者逐渐停止以具有不流动时间段的蠕动泵)体外回路中检测静脉针脱出的可替代方法中的系统10，使用针20的上游的静脉线路压力传感器36a(其还能够具有基于盒子的流体侧或部件)，试图测量患者的静脉通路压力P_d(患者的脉管通路中的实际压力)。当流动停止时，如果针插入到患者的脉管通路中，则静脉线路中的压力应当下降，但不在患者的实际血液压力P_va以下。如果针被移除，则针“下游”的压力从患者的血液压力或P_va变化到大气压力。该第二实施例在静脉线路压力传感器36a处寻找压力下降，该压力下降指示针“下游”的压力是大气并且针已经脱出。

在使用稳定运动的蠕动泵的体外回路中，静脉压力测量在检测静脉针脱出方面可能不太有效，因为跨静脉针的压降(因稳定的血流)比静脉针下游的压力(患者的脉管通路中的压力)大得多。因此，当静脉针变得脱出时，跨针的压降能够期望减小患者自身的静脉压力，例如减小大约50mmHg或更少。当与平均超过200mmHg(且波动)的静脉线路压力相比较时，能够掩饰平均压力的变化，从而需要测量在不流动时间段期间。

当隔膜泵被用于在体外回路中递送血液时，在腔室周期之间或不流动时间段T_nf期间通过静脉针的流量下降到零(或接近零)。在该时间段期间，静脉线路压力换能器或传感器36a监测测量静脉针下游的压力P_va，而没有因血液流率导致的跨针的压降的影响。以这种方式，通过监测隔膜泵周期之间的静脉压力，能够通过传感器36a感测的静脉通路压力P_va的降低来检测静脉针脱出。

图6示出使用在不流动感测实验中使用的系统10的流体路径回路所进行的实验的结果。在图6的实验期间，使用大致相同的程序。在腔室38内仍控制静脉通路压力P_va，模拟患者的通路，并且线路18中的静脉压力由静脉压力换能器36a测量。在图6的实验中，将35mmHg的患者压力P_va用作最坏的情况值，患者的通路压力应当大于50mmHg。此外，血液流率设定为200mL/min，并且行程末端(“EOS”)或者不流动时间段T_nf设定为一秒。

图6图表中的数据将在时间110与120之间发生的静脉针20脱出显示为压力的尖峰。该尖峰是模拟脱出事件的方式的产物。通过血液管道注射端口来模拟患者的血液通路。当从血液通路端口拔出针时，针的末端临时抵靠注射端口本体形成密封，导致了压力的尖峰。这种压力尖峰可能或可能不出现在实际患者12上，然而，如果这种尖峰确实证明是常见的，则期望编程或构造系统10的逻辑实现器100，以寻找紧接在静脉压力下降之前出现的静脉压力尖峰，作为发生了通路断连的进一步证据。

在图6中，曲线图示出大约每九到十秒出现EOS(不流动时间段T_nf)事件，这对于200ml/min血液流率是典型的。在脱出事件之前，在不流动时间段T_nf或EOS事件期间通过传感器36a测量的静脉压力在45到50mmHg之间的范围内。在脱出事件之后，在不流动时间段T_nf(图6中的EOS事件1到4)期间在压力传感器36a处测量的静脉压力下降到小于20mmHg。因与上面讨论的脱出模拟相关的作用，相信在脱出之后的第一不流动时间段T_nf(EOS 1)上的差别不明显。

在图7中，血液流率减小到100mL/min。与在发生针脱出时示出大的压力尖峰的图6相对比，图7以较小的压力尖峰示出在大约120秒处出现的脱出事件。图7示出，对于100mL/min血液流率下的脱出来说，不流动时间段T_nf期间在传感器36a处的静脉压力从大约40到50mmHg下降到大约0到7mmHg(EOS 1到3)。在图7中，不流动时间段的增加还在脱出事件之后迅速明显化(第一主要实施例)。

图8和9示出对于较大流率即分别是300mL/min和400mL/min的结果。在图8中(300mL/min)，恰在等于五十秒的时间之前出现脱出事件。不流动时间段T_nf期间在传感器36a处的静脉压力从大约75mmHg下降到大约25mmHg(见EOS 1到5)。在图9中(400mL/min)，在九十五秒到一百秒之间出现脱出事件。不流动时间段T_nf期间在传感器36a处的静脉压力从大约45到60mmHg下降到大约20到30mmHg(见EOS1到4)。在较大流率下，不流动时间段T_nf处进行的静脉压力测量可能需要通过以下描述的方案来增强，其中另外的时间用于在T_nf静脉压力下降被首先检测到时测量静脉压力。

为了使得较大流率处的作用更加明显，想到在逻辑实现器100上存储算法，该算法经由阀24a到24d通过控制隔膜28有目的地延长不流动时间段T_nf，使得在不流动时间段期间能够在传感器36a处测量较真实的静脉压力。在图8中，不流动时间段T_nf被控制为两秒，而不是一秒。如所见的，当流动被允许更加完全地衰减时，在不流动时间段T_nf期间在传感器36a处进行的静脉压力测量更敏感(比较图8的EOS 1到3与图6的EOS 1到4)。

图10示出延长不流动时间段T_nf能够使系统10在隔膜泵送周期之间的不流动时间段T_nf期间作出静脉压力的更代表性的测量。因此，预想将逻辑实现器100编程为在不流动时间段T_nf期间监测静脉压力传感器36a，并且在感测静脉压力下降时，在运动隔膜28之前等待附加的时间段，以看看静脉压力可能衰减到多低。这能够适合于仅仅对于短的不流动时间段中的任何长度的不流动时间段T_nf，例如一秒或者更少。如果静脉压力衰减超过预定的阈值或预定的量(增量)，则逻辑实现器100还能够进一步编程以确定在附加的不流动时间段期间出现了通路断连。

预想根据患者的治疗前评估获取预定的压力阈值或增量。当通路装置16和20被首次插入到患者12中并且没有血液流率时，系统10使用传感器36a感测和记录患者的基础静脉通路压力P_va。系统10使用所感测到的稳定状态P_va值设定预定阈值或增量。例如，如果患者的静脉通路压力P_va在没有流动的稳定状态时是50mmHg，低阈值能够设定为40mmHg，或者系统能够寻找10mmHg的增量变化。

可替代的，如果患者的静脉压力在长的不流动时间段期间是50mmHg，但是在血液泵送开始后，不流动压力跳到60mmHg，则能够针对血液流率对系统10进行设定，以寻找至少20mmHg的静脉压力的增量或变化。在此，因为在静脉针20驻留时血液压力的变化在不流动时间段T_nf中反映出来，所以系统10经得起(afford for)患者的静脉血液压力的自然变化(例如患者在治疗期间观察球类游戏并且变得兴奋)。为了完成该示例，系统10寻找从例如患者变得兴奋时80mmHg不流动静脉压力到对于给定的血液流率的60mmHg不流动静脉压力的变化，以确定已经出现了通路断连。

图6、8和9没有示出针脱出后静脉通路压力P_va下降到零。此情况的原因是，流体路径具有顺应性，即像气球一样伸展。即使从血液泵向外流动已经停止了短的时间段，血液管道的气球效应使得管道缩小并且因此在EOS或者不流动时间段期间流动继续。顺应性是当P_va下降首次被检测到时延长EOS时间的一个原因。延长不流动时间段能够允许血液管道完全放血或收缩，使得能够检测到较真实的患者静脉通路压力P_va。

应当理解的是，对于本领域技术人员来说，在此描述的优选实施例的各种变化和修改是显而易见的。在不偏离本主题的精神和范围和不减损所期望的优点的情况下，能够做出这种变化和修改。因此，期望由所附权利要求涵盖这些变化和修改。

Claims

1.一种透析系统（10），包括：

血液过滤器（26）；

透析液泵（50b），所述透析液泵连接到所述血液过滤器（26）的透析液部分；

血液泵（22a，22b），所述血液泵连接到所述血液过滤器（26）的血液部分，所述血液泵（22a，22b）包括隔膜（28），所述隔膜以周期性的方式运动以泵送血液，该周期具有流动时间段和不流动时间段；

患者通路装置（16，20），所述患者通路装置与所述血液过滤器（26）的血液部分流体连通，当所述患者通路装置驻留在患者体内时所述不流动时间段具有属性的第一特征，以及当所述患者通路装置从患者体内脱出时所述不流动时间段具有所述属性的第二特征；

至少一个传感器（136a，136b，36a，36b，44），所述至少一个传感器构造成生成表示所述属性的信号；和

逻辑实现器（100），所述逻辑实现器构造成：接收表示所述属性的所述信号、以及当检测到所述属性的所述第二特征时确定所述患者通路装置（16，20）已从患者脱出。

2.根据权利要求1所述的透析系统（10），其中所述血液过滤器（26）是从由以下项组成的组中选择的类型：

血液透析仪和血液过滤器。

3.根据前述权利要求中任一项所述的透析系统（10），其中所述患者通路装置（16，20）是血液返回通路装置。

4.根据权利要求1所述的透析系统（10），其中所述血液泵（22a，22b）连接到动脉线路（14），所述动脉线路（14）连接到所述血液过滤器（26）的血液部分。

5.根据权利要求1所述的透析系统（10），其中所述患者通路装置（16，20）包括针。

6.根据权利要求1所述的透析系统（10），其中所述属性是时间，所述第一特征是较短的时间量，而所述第二特征是较长的时间量。

7.根据权利要求1所述的透析系统（10），其中所述属性是血液压力，所述第一特征是较高的血液压力，所述第二特征是较低的血液压力。

8.根据权利要求1所述的透析系统（10），其中所述逻辑实现器（100）进一步构造成修改所述不流动时间段，以增强所述属性的第一特征与第二特征之间的差异。

9.根据权利要求1所述的透析系统（10），其中所述至少一个传感器（136a，136b，36a，36b，44）包括压力传感器（36a），所述压力传感器（36a）定位为测量连接到所述患者通路装置（16，20）的血液线路（18）中的压力，所述压力传感器（36a）将表示所述属性的信号发送到所述逻辑实现器（100）。

10.根据权利要求1所述的透析系统，其中所述属性是血液压力，所述信号表示患者体内的血液压力。

11.根据权利要求1所述的透析系统（10），其中所述属性是时间段，并且其中所述至少一个传感器（136a，136b，36a，36b，44）包括空气压力传感器（136a，136b），所述空气压力传感器定位成测量用于驱动所述隔膜（28）的空气的压力，所述压力传感器将表示所述属性的信号发送到所述逻辑实现器（100），所述信号表示所述时间段的长度。

12.根据权利要求1所述的透析系统（10），其中所述至少一个传感器（136a，136b，36a，36b，44）包括流量传感器（44），所述流量传感器定位成测量连接到所述患者通路装置的血液线路（18）中的流量，所述流量传感器（44）将表示所述属性的信号发送到所述逻辑实现器（100），所述属性是由所述信号表示的不流动时间段的时间。

13.根据权利要求1所述的透析系统（10），其中所述属性是第一属性，当所述患者通路装置（16，20）驻留在患者体内时所述不流动时间段还具有第二属性的第一特征，以及当所述患者通路装置（16，20）从患者脱出时所述不流动时间段还具有所述第二属性的第二特征，所述至少一个传感器（136a，136b，36a，36b，44）构造成生成表示所述第二属性的信号，所述逻辑实现器（100）构造成：接收表示所述第二属性的信号，以及当检测到所述第一属性和第二属性两者的所述第二特征时确定所述患者通路装置（16，20）已经从患者脱出。

14.根据权利要求13所述的透析系统（10），其中所述第一属性是不流动时间段的时间，而所述第二属性是所述不流动时间段期间的血液压力。

15.根据权利要求1所述的透析系统（10），其中所述属性是第一属性，当所述患者通路装置驻留在患者体内时所述不流动时间段还具有第二属性的第一特征，以及当所述患者通路装置从患者脱出时所述不流动时间段还具有所述第二属性的第二特征，所述至少一个传感器（136a，136b，36a，36b，44）构造成生成表示所述第二属性的信号，所述逻辑实现器（100）构造成：接收表示所述第二属性的信号、以及当检测到所述第一属性和第二属性中任一个的所述第二特征时确定所述患者通路装置（16，20）已经从患者脱出。

16.根据权利要求15所述的透析系统（10），其中所述第一属性是所述不流动时间段的时间，而所述第二属性是所述不流动时间段期间的血液压力。

17.一种透析系统（10），包括：

血液过滤器（26）；

患者通路装置（16，20），所述患者通路装置与所述血液过滤器（26）的血液部分流体连通，当所述患者通路装置（16，20）驻留在患者体内时所述不流动时间段具有第一持续时间，以及当所述患者通路装置（16，20）从患者脱出时所述不流动时间段具有第二持续时间；

至少一个传感器（136a，136b，36a，36b，44），构造成生成表示所述不流动时间段的信号；和

逻辑实现器（100），所述逻辑实现器构造成：接收表示所述不流动时间段的所述信号、以及当检测到所述第二持续时间时确定所述患者通路装置（16，20）已从患者脱出。

18.根据权利要求17所述的透析系统（10），其中所述第一持续时间小于所述第二持续时间。

19.一种透析系统（10），包括：

血液过滤器（26）；

血液泵（22a，22b），所述血液泵连接到所述血液过滤器（26）的血液部分，所述血液泵（22a，22b）包括隔膜（28），所述隔膜以周期的方式运动以泵送血液，该周期具有流动时间段和不流动时间段；

患者通路装置（16，20），所述患者通路装置与所述血液过滤器（26）的血液部分流体连通，当所述患者通路装置（16，20）驻留在患者体内时所述不流动时间段具有特征持续时间；

逻辑实现器（100），所述逻辑实现器构造成：接收表示所述不流动时间段的信号、以及当超出所述不流动时间段的所述特征持续时间时确定所述患者通路装置（16，20）已从患者脱出。

20.根据权利要求19所述的透析系统（10），所述逻辑实现器（100）构造成：当超出了所述特征持续时间一定量时确定所述患者通路装置（16，20）已脱出。

21.一种透析系统（10），包括：

血液过滤器（26）；

血液泵（22a，22b），所述血液泵连接到所述血液过滤器（26）的血液部分，所述血液泵（22a，22b）操作以便具有流动时间段和不流动时间段；

患者通路装置（16，20），所述患者通路装置与所述血液过滤器（26）的血液部分流体连通，当所述患者通路装置（16，20）驻留在患者体内时所述不流动时间段具有第一血液压力，以及当所述患者通路装置（16，20）从患者脱出时所述不流动时间段具有第二血液压力；

至少一个传感器（136a，136b，36a，36b，44），构造成生成表示在所述不流动时间段期间的血液压力的信号；和

逻辑实现器（100），所述逻辑实现器构造成：接收表示在所述不流动时间段期间的血液压力的信号、以及当检测到所述第二血液压力时确定所述患者通路装置（16，20）已从患者脱出。

22.根据权利要求21所述的透析系统（10），其中所述第一血液压力是患者特征血液压力。

23.根据前述权利要求21或22中任一项所述的透析系统（10），其中所述逻辑实现器（100）还构造成设定所述不流动时间段，以便增强所述第一血液压力与所述第二血液压力之间的差异。

24.根据权利要求23所述的透析系统（10），其中所述逻辑实现器（100）构造成一旦得到所述血液压力正从所述第一血液压力变化到所述第二血液压力的表示，就设定所述不流动时间段。

25.根据权利要求21所述的透析系统（10），其中所述第一和第二血液压力是第一和第二血液压力范围。

26.一种透析系统（10），包括：

血液过滤器（26）；

患者通路装置（16，20），所述患者通路装置与所述血液过滤器（26）的血液部分流体连通，当所述患者通路装置（16，20）驻留在患者体内时所述不流动时间段具有特征血液压力；

逻辑实现器（100），所述逻辑实现器构造成：接收表示在所述不流动时间段期间的血液压力的信号、以及当所述不流动时间段的特征血液压力降低时确定所述患者通路装置（16，20）已从患者脱出。

27.根据权利要求26所述的透析系统（10），其中所述逻辑实现器（100）构造成当所述特征血液压力降低一定量时确定所述患者通路装置（16，20）已脱出。

28.一种透析系统（10），包括：

血液过滤器（26）；

患者通路装置（16，20），所述患者通路装置与所述血液过滤器（26）的血液部分流体连通，当所述患者通路装置（16，20）驻留在患者体内时所述不流动时间段具有属性的第一特征，以及当所述患者通路装置（16，20）从患者脱出时所述不流动时间段具有所述属性的第二特征；

至少一个传感器（136a，136b，36a，36b，44），构造成生成表示所述属性的信号；和

逻辑实现器（100），所述逻辑实现器构造成：接收表示所述属性的信号、以及当检测到所述属性的所述第二特征时确定所述患者通路装置（16，20）已从患者脱出。

29.根据权利要求28所述的透析系统（10），其中所述血液泵是蠕动血液泵，所述蠕动泵的泵辊子停止以引发所述不流动时间段。

30.根据前述权利要求28或29中任一项所述的透析系统（10），其中所述血液泵（22a，22b）包括隔膜（28），所述隔膜（28）停止以引发所述不流动时间段。

31.一种能与血液过滤器（26）一起运行的用于透析机的通路断连系统（10），所述透析机包括：透析液泵（50b），所述透析液泵能够连接到所述血液过滤器（26）的透析液部分；和血液泵（22a，22b），所述血液泵能够连接到所述血液过滤器（26）的血液部分；以及患者通路装置（16，20），所述患者通路装置与所述血液过滤器（26）的血液部分流体连通，所述通路断连系统包括：

逻辑实现器（100），所述逻辑实现器被编程以：

（i）运行所述血液泵（22a，22b）以便具有流动时间段和不流动时间段，当所述患者通路装置（16，20）驻留在患者体内时所述不流动时间段具有属性的第一特征，以及当所述患者通路装置（16，20）从患者脱出时所述不流动时间段具有所述属性的第二特征；

（ii）接收由至少一个传感器（136a，136b，36a，36b，44）生成的表示所述属性的信号；并且

（iii）当检测到所述属性的第二特征时确定所述患者通路装置（16，20）已从患者脱出。

32.一种能与血液过滤器（26）一起运行的用于透析机的通路断连系统，所述透析机包括：透析液泵（50b），所述透析液泵能够连接到所述血液过滤器（26）的透析液部分；血液泵（22a，22b），所述血液泵能够连接到所述血液过滤器（26）的血液部分，所述血液泵（22a，22b）被操作以便具有流动时间段和不流动时间段；以及患者通路装置（16，20），所述患者通路装置与所述血液过滤器（26）的血液部分流体连通，所述通路断连系统包括：

逻辑实现器（100），所述逻辑实现器被编程以：

（i）接收由至少一个传感器（136a，136b，36a，36b，44）生成的表示在所述不流动时间段期间的属性的信号；

（ii）当所述患者通路装置（16，20）驻留在患者体内时存储所述属性的第一特征，而当所述患者通路装置（16，20）从患者脱出时存储所述属性的第二特征；以及

（ii）当检测到所述属性的第二特征时确定所述患者通路装置（16，20）已从患者脱出。