CN109069721A - 波基患者管线阻塞检测 - Google Patents

Abstract

一种透析机(例如，腹膜透析(PD)机)可包括安装于患者管线(130)的近端的压力传感器(151A、151B)，该患者管线通过导管向患者提供PD溶液。在治疗过程中，闭塞(1008)可出现在患者管线和/或导管中的不同位置处。可在将溶液引入(例如，用于填充循环)到患者管线中或从患者管线中取回(例如，用于排放循环)的泵处产生弹性波。例如，当突然引入或取回该溶液时，弹性波沿患者管线向远侧行进，直到它们遇到闭塞，并且随后被(例如，朝向压力传感器)反射回来为止。

Description

波基患者管线阻塞检测

技术领域

本公开内容涉及检测患者管线中的阻塞(blockage)。

背景技术

透析是一种用于支持肾功能不全的患者的疗法。两种主要的透析方法是血液透析和腹膜透析。在血液透析(“HD”)过程中，患者的血液穿过透析机的透析器，同时也使透析溶液或透析液穿过该透析器。透析器中的半透膜将血液与透析器中的透析液分离开，并允许在透析液和血液流之间发生扩散和渗透交换。横跨该膜的这些交换导致了将包括诸如尿素和肌酐之类的溶质的废物从血液中移除。这些交换还调节血液中的诸如钠和水之类的其它物质的水平。以这种方式，透析机起到用于清洁血液的人工肾脏的作用。

在腹膜透析(“PD”)过程中，患者的腹膜腔被利用透析液周期性地进行灌注。患者腹膜的膜衬起到天然半透膜的作用，该天然半透膜允许在溶液和血液流之间发生扩散和渗透交换。横跨患者腹膜的这些交换导致将包括诸如尿素和肌酐之类的废物从血液中移除，并且调节血液中的诸如钠和水之类的其它物质的水平。

被称为PD循环器的自动PD机被设计成控制整个PD过程，使得它通常可在家整夜地进行，而无需临床护理人员。该过程被称为连续循环器辅助PD(CCPD)。许多PD循环器被设计成往返于患者腹膜腔自动地灌注透析液、驻留透析液以及从患者腹膜腔排放透析液。该疗法通常持续若干个小时，通常以初始排放循环开始，以将用过或失效的透析液从腹膜腔清空。该序列随后通过一个接一个进行的一连串的填充阶段、驻留阶段和排放阶段而继续进行。每个阶段被称为一个周期。

发明内容

在一个方面，一种方法包括在医疗管的连接到医疗装置的近端测量第一压力。该方法还包括在医疗管的近端测量第二压力。该方法还包括确定第一压力测量和第二压力测量之间的历经时间。该方法还包括基于该历经时间确定闭塞(occlusion)在医疗管中的位置。

诸多执行方案可包括以下特征中的一个或多个。

在一些执行方案中，该医疗装置包括透析机。

在一些执行方案中，该透析机包括腹膜透析(PD)机。

在一些执行方案中，该第一压力和该第二压力中的至少一个包括在医疗管的近端处的压力测量值的局部极值。

在一些执行方案中，该局部极值包括局部最大值和局部最小值中的至少一个。

在一些执行方案中，由安装在医疗管的近端处的压力传感器测量第一压力和第二压力。

在一些执行方案中，该历经时间表示弹性波的振荡的周期。

在一些执行方案中，该弹性波源于医疗管的近端。

在一些执行方案中，响应于医疗管中的压力的增加和降低中的至少一种产生该弹性波。

在一些执行方案中，至少部分地由该闭塞阻挡住流过医疗管的流体。

在一些执行方案中，至少部分地由该闭塞阻挡住的流体致使医疗管中的压力的增加或降低。

在一些执行方案中，压力的增加和降低中的至少一种响应于该医疗装置的泵的运动。

在一些执行方案中，至少部分地由从闭塞的位置反射回来的弹性波引起该弹性波的振荡。

在一些执行方案中，该医疗管在该医疗管的远端处包括导管。

在一些执行方案中，该方法还包括至少部分地基于该闭塞的确定位置推断该闭塞的类型。

在一些执行方案中，该闭塞的类型包括以下中的一种或多种：医疗管的箍缩(pinch)、医疗管中的扭结(kink)、医疗管中的沉积物以及阻挡住医疗管的远端处的导管的孔的沉积物。

在一些执行方案中，该沉积物包括网膜脂肪。

在一些执行方案中，该方法还包括基于弹性波的历经时间和波速确定闭塞在医疗管中的位置。

在一些执行方案中，该弹性波的波速基于该医疗管的尺寸、该医疗管的材料组分以及流过该医疗管的流体的密度中的一个或多个。

在一些执行方案中，凭经验确定该弹性波的波速。

在一些执行方案中，该方法还包括在确定闭塞的位置之前实施校准。该校准用于确定通过医疗管传播的弹性波的波速。

在一些执行方案中，该校准用于针对医疗装置中使用的特定医疗管和盒体构造确定通过该医疗管传播的弹性波的波速。

在另一方面，一种方法包括在医疗管的连接到医疗装置的近端测量多个压力。该方法还包括确定测量压力的局部极值之间的一个或多个历经时间。该方法还包括基于该一个或多个历经时间确定闭塞在医疗管中的位置。

诸多执行方案可包括以下特征中的一个或多个。

在一些执行方案中，该局部极值包括局部最大值和局部最小值中的至少一个。

在一些执行方案中，该方法还包括在确定测量压力的局部极值之前从测量压力中移除噪声分量。

在一些执行方案中，当该闭塞是部分闭塞时，压力测量值的幅度随时间的流逝而衰减。

在一些执行方案中，该方法还包括在确定局部极值之前，从测量压力中减去与压力测量值的由于该闭塞是部分闭塞所导致的衰减相近似的值。

在一些执行方案中，测量压力的局部极值中的至少一个对应于致使流体流过医疗管的泵运动的结束。

在一些执行方案中，该方法还包括确定在i)泵运动的结束和ii)出现在泵动作结束之后出现的局部极值之间的历经时间。该方法还包括基于该历经时间确定闭塞的位置。

在一些执行方案中，该历经时间表示响应于医疗管中的压力的增加和降低中的至少一种而产生的弹性波的振荡的第一半波周期。

在一些执行方案中，该方法还包括在测量压力上实施一种或多种信号处理技术。

在另一方面，一种方法包括在医疗管的连接到医疗装置的近端测量第一压力。该医疗管包括多个区。该方法还包括在医疗管的近端测量第二压力。该方法还包括确定第一压力测量和第二压力测量之间的历经时间。该方法还包括基于该历经时间确定该闭塞定位在这多个区域中的哪个中。

诸多执行方案可包括以下特征中的一个或多个。

在一些执行方案中，该医疗管包括五个区。

在一些执行方案中，该医疗管在该医疗管的远端处包括导管。多个区中的至少一个包括该导管。

在一些执行方案中，该医疗管包括将该导管连接到该医疗管的端口。多个区中的至少一个包括该端口。

在另一方面，一种医疗装置包括医疗管，该医疗管具有连接到医疗装置的出口的近端。该医疗装置还包括安装在医疗管的近端的压力传感器。该压力传感器被配置成用于在医疗管的近端测量第一压力和第二压力。该医疗装置还包括被配置成用于确定第一压力测量和第二压力测量之间的历经时间的处理器。该处理器还被配置成用于基于该历经时间确定闭塞在医疗管中的位置。

诸多执行方案可包括以下特征中的一个或多个。

在一些执行方案中，该医疗装置包括透析机。

在一些执行方案中，该医疗装置包括腹膜透析机。

诸多执行方案可包括以下优点中的一个或多个。

在一些执行方案中，本文中所描述的系统和技术可用于确定闭塞在医疗管中(例如，在患者管线中或在导管中)的位置。在一些示例中，可以基于确定位置推断闭塞的类型。透析机可确定用于确定特定类型的闭塞的适当响应，其包括发出指示闭塞存在的警报和/或调节透析机的一个或多个操作参数，以试图清除该闭塞和/或调节医疗管中的流量以避免出现过压状况。

在一些执行方案中，使用弹性波确定闭塞的位置允许本文中所述的方法对流体静力学效应是不灵敏的(例如，其对基于流体中的压力-流量关系的方法具有更大的影响)。

在一些执行方案中，该透析机被配置成使用内置到透析机中的压力传感器确定该闭塞的位置，而不需要单独的压力传感器。

本发明的其它方面、特征和优点将通过说明书和附图以及通过权利要求而变得明白。

附图说明

图1示出了腹膜透析(PD)系统的一个示例。

图2是图1的PD系统的PD循环器和PD盒体的透视图，其中，PD循环器的门处于打开位置中，以示出在使用过程中与PD盒体界面连接的PD循环器的内表面。

图3是图1的PD循环器的开放式盒体隔间的透视图。

图4是图2的PD盒体的分解透视图，该PD盒体包括可机械地连接到图1的PD循环器的柱塞头的圆顶形紧固构件。

图5是图4的完全组装好的PD盒体的截面透视图。

图6是从PD盒体的柔性膜和圆顶形紧固构件侧的图4的完全组装好的PD盒体的透视图。

图7是从PD盒体的刚性基座侧的图4的完全组装好的PD盒体的透视图。

图8是图1的PD系统的PD循环器的盒体隔间中的PD盒体的透视图。

图9A-9G是图1的PD系统的截面示意图，其中，PD盒体在不同的PD治疗阶段和安装阶段的过程中被布置在PD循环器的盒体隔间中。

图10示出了被连接到患者的图1的PD循环器的示意图。

图11示出了用于确定弹性波的传播速度的一种示例性实验系统。

图12A-G示出了由图11的系统的压力传感器测量到的随时间变化的压力的示意图。

图13示出了振荡周期对使用图11的实验系统测量到的多种夹持距离的示意图。

图14示出了一种包括PD机的透析系统的示意图。

图15示出了一种示例性部分内部闭塞的截面图。

图16A-B分别示出了一种示例性部分外部闭塞的剖视图和照片。

图17A示出了一种包括由图14的PD机的压力传感器进行的随时间变化的压力测量值的压力波形。

图17B示出了一种包括图17A的数据的经处理版本的压力波形。

图18示出了弹性波振荡的第一半波周期的示意图。

图19示出了弹性波振荡的第二半波周期的示意图。

图20示出了弹性波振荡的第三半波周期的示意图。

图21示出了一种包括在实施多个短行程试验的同时随时间变化的压力测量值的压力波形。

图22示出了一种计算机系统及相关部件。

多幅视图中的相同的附图标记表示相同的元件。

具体实施方式

透析机(例如，腹膜透析(PD)机)可包括安装于患者管线的近端的压力传感器，该患者管线通过导管向患者提供PD溶液。在治疗过程中，闭塞(例如，部分闭塞或完全闭塞)可出现在患者管线和/或导管中的不同位置。弹性波可在泵处产生，该泵将该溶液引入(例如，对于填充循环)到患者管线中或从该患者管线中取回(例如，对于排放循环)。例如，当突然引入或取回溶液时，弹性波沿患者管线而下向远端行进，直到它们遇到该闭塞，并且随后被(例如，朝向压力传感器)反射回来。利用弹性波理论的原理，可确定该闭塞相对于压力传感器的位置。例如，如果已知波的速度和通行时间，则可确定该波行进的距离。

对于具有相同特性的患者管线，出射(outgoing)波和反射波将以共同的速度行进。如果管道的弹性特性和截面尺寸是已知的，则可以以分析的方式预测以及基于经验数据确定该速度。可基于在由压力传感器进行的压力测量的局部极值(例如，局部极大值或最小值)之间的历经时间确定波的通行时间。例如，可确定由于正被反射的波所导致的测量到的压力值的振荡，并且可以测量这种振荡的周期。该周期(例如，波的通行时间)可乘以波的速度以确定所行进的距离(例如，从压力传感器到闭塞并返回到压力传感器)，并且该距离可被除以2，以确定闭塞相对于压力传感器的位置的位置。由于某些类型的闭塞通常出现在患者管线的某些部分中，因此通常可基于所确定的位置推断闭塞类型。

使用弹性波确定闭塞的位置允许本文中所描述的方法对于流体静力效应使不灵敏的，这会对基于流体中的压力-流量关系的方法具有更大的影响。此外，本文中所述的方法在频域中起作用。因此，假如这些波具有足以进行精确检测的幅度，则结果对于可随情况而变的幅度-衰减效应是相对不灵敏的。

图1示出了一种PD系统100，其包括被安置在手推车104上的PD机(通常也称为PD循环器)102。同样参照图2，PD机102包括壳体106、门108及盒体界面装置110，当将盒体112放置在形成在盒体界面装置110和关闭住的门108之间的盒体隔间114内时，该盒体界面装置110与一次性的PD盒体112相接触。加热器托盘116被定位在壳体106的顶部上。加热器托盘116被确定尺寸和成形以容置PD溶液(例如透析液)袋(例如，5升的透析液袋)。PD机102还包括用户界面装置，例如触屏显示器118和可由用户(例如，护理员或患者)操作的附加控制按钮120，以便允许例如建立、启动和/或终止PD治疗。

透析液袋122从手推车104的侧部上的指形部悬挂下来，并且加热器袋124被定位在加热器托盘116中。透析液袋122和加热器袋124分别经由透析液袋管线126和加热器袋管线128连接到盒体112。透析液袋管线126可用于在使用过程中使透析液从透析液袋122传递到盒体112，并且加热器袋管线128可用于在使用过程中使透析液在盒体112和加热器袋124之间来回地传递。另外，患者管线130和排放管线132连接到盒体112。患者管线130可经由导管(例如，图10的管道1002)连接到患者的腹部，并且可用于在使用过程中使透析液在盒体112和患者的腹膜腔之间来回地传递。导管1002可经由诸如接头之类的端口(图10的1004)连接到患者管线130。排放管线132可连接到排放口或排放接收器，并且可用于在使用过程中使透析液从盒体112传递到该排放口或排放接收器。

PD机102还包括控制单元139(例如，处理器)。控制单元139可以从PD系统100的触屏显示器118、控制面板120和多种其它部件接收信号并向PD系统100的触屏显示器118、控制面板120和多种其它部件传输信号。控制单元139可以控制PD机102的操作参数。在一些执行方案中，控制单元139是由摩托罗拉公司制造的MPC823 PowerPC装置。

图3示出了PD机102的盒体界面装置110和门108的更为详细的视图。如所示，PD机102包括柱塞133A、133B，其中，柱塞头134A、134B附接到柱塞轴135A、135B(图9A-9B中所示的柱塞轴135A)，这些柱塞轴135A、135B可在形成在盒体界面装置110中的柱塞接入端口136A、136B内轴向地移动。柱塞133A、133B、柱塞头134A、134B及柱塞轴135A、135B在本文中有时被称为泵。柱塞轴135A、135B连接到可被操作以使柱塞133A、133B轴向地向内和向外移动的步进电机，使得柱塞头134A、134B在柱塞接入端口136A、136B内轴向地向内和向外移动。步进电机驱动丝杠，这些步进电机使螺母沿丝杠向内和向外移动。步进电机可由驱动模块(例如，图14的驱动模块1438a、1438b)控制。螺母进而被连接到柱塞133A、133B，并由此当步进电机旋转该丝杠时致使柱塞133A、133B向内和向外移动。(例如，与图14的微控制器1436通信的)步进电机控制器提供待被驱动通过步进电机的绕组的必需的电流，以移动柱塞133A、133B。电流的极性和排序确定了柱塞133A、133B是推进还是回缩。在一些执行方案中，步进电机需要200个步骤以进行全程旋转，并且这对应于0.048英寸的线性行程(例如，对于具有给定螺距的丝杠而言)。

PD系统100还包括测量丝杠的旋转运动的编码器(例如，光学编码器)。可以基于由编码器确定的丝杠的旋转运动来确定柱塞133A、133B的轴向位置。因此，编码器的测量值可用于精确地定位柱塞133A、133B的柱塞头134A、134B。

如下文所讨论的那样，当盒体112(如图2和图4-7中所示)被定位在PD机102的盒体隔间114内(其中，门108被关闭)时，PD机102的柱塞头134A、134B与盒体112的泵腔138A、138B对准，使得柱塞头134A、134B可被机械地连接到盒体112的覆盖泵腔138A、138B的圆顶形紧固构件161A、161B。由于该布置，导致在治疗过程中柱塞头134A、134B朝向盒体112的运动可减小泵腔138A、138B的体积并迫使透析液离开泵腔138A、138B，而柱塞头134A、134B远离盒体112的回缩可增大泵腔138A、138B的体积，并致使透析液被抽吸到泵腔138A、138B中。

如图3中所示，盒体界面装置110包括两个压力传感器151A、151B，当将盒体112定位在盒体隔间114内时，这两个压力传感器151A、151B与盒体112的(如图2、4、6和7所示的)压力感测腔163A、163B对准。盒体112的膜140的覆盖压力感测腔163A、163B的多个部分使用真空压力粘附于压力传感器151A、151B。具体地，压力传感器151A、151B周围的间隙使真空与盒体膜140的覆盖压力感测腔163A、163B的多个部分连通，以将盒体膜140的那些部分紧密地保持靠在压力传感器151A、151B上。压力感测腔163A、163B内的流体的压力致使盒体膜140的覆盖压力感测腔163A、163B的多个部分接触压力传感器151A、151B并向压力传感器151A、151B施加压力。

压力传感器151A、151B可以是能够测量感测腔163A、163B中的流体压力的任何传感器。在一些执行方案中，压力传感器是固态硅隔膜输液泵力/压力换能器。这种传感器的一个示例是由Sensym Foxboro ICT制造的Model 1865力/压力换能器。在一些执行方案中，改变该力/压力换能器以提供增大的电压输出。例如，可改变该力/压力传感器以产生0到5伏特的输出信号。

仍然参照图3，PD机102还包括被定位在盒体界面装置110中的可充气构件端口144内的多个可充气构件142。当将盒体112定位在PD机102的盒体隔间114内时，可充气构件142与盒体112的(图4-6中所示的)可按压的圆顶区域146对准。虽然图3中仅标记了几个可充气构件142，但应该理解的是，PD机102包括与盒体112的每个可按压的圆顶区域146相关联的可充气构件142。可充气构件142起到阀的作用，以便在使用过程中以期望的方式引导透析液通过盒体112。特别地，可充气构件142向外凸出超过盒体界面装置110的表面，并在充气时与盒体112的可按压的圆顶区域146相接触，且在放气时回缩到可充气构件端口144中并与盒体112脱离接触。通过为某些可充气构件142充气以按压盒体112上的它们关联的圆顶区域146，可以使盒体112内的某些流体流动路径闭塞。因此，透析液可通过致动柱塞头134A、134B被泵送通过盒体112，并且可通过选择性地为多个可充气构件142充气和放气而被沿盒体112内的期望流动路径引导。

仍然参照图3，定位销148从PD机102的盒体界面装置110延伸。当门108处于打开位置时，可通过将盒体112的顶部定位在定位销148的下方并朝向盒体界面装置110推动盒体112的底部，将盒体112装载到盒体界面装置110上。盒体112的尺寸被确定成以保持被牢固地定位在定位销148和从盒体界面装置110延伸的弹簧加载闩锁件150之间，以允许在盒体112的上方关闭该门108。定位销148有助于确保在使用过程中维持盒体112在盒体隔间114内的正确对准。

如图3中所示，当门108处于关闭位置时，PD机102的门108限定了与柱塞133A、133B大致对准的圆柱形凹部152A、152B。当将盒体112(图4-7中所示)定位在盒体隔间114内时，盒体112的中空突起154A、154B装配在凹部152A、152B内，中空突起154A、154B的内表面部分地限定泵腔138A、138B。门108进一步包括在使用过程中被充气以将盒体112压缩在门108和盒体界面装置110之间的衬垫。在衬垫被充气的情况下，门108的形成凹部152A、152B的多个部分支撑盒体112的突起154A、154B，并且门108的平坦表面支撑盒体112的其它区域。门108可抵消由可充气构件142施加的力，并由此允许可充气构件142致动盒体112上的该可按压的圆顶区域146。门108与盒体112的中空突起154A、154B之间的接合也可有助于将盒体112保持在盒体隔间114内的期望固定位置中，以便进一步确保柱塞133A、133B与盒体112的流体泵腔138A、138B对准。

控制单元(图1的139)连接到压力传感器151A、151B、连接到驱动柱塞133A、133B的步进电机(例如，步进电机的驱动器)并且连接到监测步进电机的丝杠的旋转的编码器，使得控制单元139可以从该系统的那些部件接收信号并向该系统的那些部件发射信号。控制单元139监测其所连接的部件，以确定PD系统100内是否存在任何复杂情况，例如闭塞的存在。

图4是盒体112的分解透视图，图5是完全组装好的盒体112的透视截面图，以及图6和图7是分别从膜侧和刚性基座侧的组装好的盒体112的透视图。参照图4-6，盒体112的柔性膜140附接到托盘状的刚性基座156的周边。刚性圆顶形紧固构件161A、161B被定位在基座156的凹进区域162A、162B内。圆顶形紧固构件161A、161B被确定尺寸和成形以接收图3的PD机102的柱塞头134A、134B。在一些执行方案中，圆顶形紧固构件161A、161B具有从凸缘164A、164B的外缘测量到的约1.5英寸到约2.5英寸(例如，约2.0英寸)的直径，并占据凹进区域162A、162B的面积的约三分之二到约四分之三。刚性圆顶形紧固构件161A、161B的环形凸缘164A、164B以液体密封的方式附接到膜140的内表面的多个部分，从而环绕形成在膜140中的大致呈圆形的孔隙166A、166B。例如，刚性圆顶形紧固构件161A、161B的环形凸缘164A、164B可被热粘合或粘附地结合到膜140。膜140的孔隙166A、166B暴露出刚性圆顶形紧固构件161A、161B，使得柱塞头134A、134B能够在使用过程中直接地接触且机械地连接到圆顶形紧固构件161A、161B。

如图5中所示，圆顶形紧固构件161A、161B的环形凸缘164A、164B形成径向地向内延伸的环形突起168A、168B和从圆顶形紧固构件161A、161B的侧壁径向地向外延伸的环形突起176A、176B。当柱塞头134A、134B(图3中所示)机械地连接到圆顶形紧固构件161A、161B时，径向向内的突起168A、168B接合柱塞头134A、134B的滑动闩锁件145A、147A的后倾斜表面，以将圆顶形紧固构件161A、161B牢固地固定到柱塞头134A、134B。由于膜140被附接到圆顶形紧固构件161A、161B，因此圆顶形紧固构件161A、161B进出基座156的凹进区域162A、162B的运动(例如，由于图3的柱塞133A、133B的往复运动所导致)致使柔性膜140同样被移动进出基座156的凹进区域162A、162B。该运动允许流体被迫离开流体泵腔138A、138B以及被抽吸到流体泵腔138A、138B中，这些流体泵腔138A、138B形成在基座156的凹进区域162A、162B与圆顶形紧固构件161A、161B和膜140的覆盖这些凹进区域162A、162B的多个部分之间。

参照图4和图6，当盒体112被压缩在PD机102的门108和盒体界面装置110之间以形成一系列流体通路158以及形成多个可按压的圆顶形区域146时，凸起的脊部167从基座156的大致平坦的表面朝向柔性膜140的内表面延伸并与柔性膜140的内表面相接触，其中，可按压的圆顶形区域146为流体通路158的加宽部分(例如，大致呈圆形的加宽部分)，如图6中所示。流体通路158将起到盒体112的入口/出口端口的作用的盒体112的流体管线连接器160流体地连接到流体泵腔138A、138B。如上所述，PD机102的多种可充气阀构件142在使用过程中作用在盒体112上。在使用过程中，透析液通过流体通路158和圆顶形区域146往返于泵腔138A、138B流动。在每个可按压的圆顶形区域146处，膜140可被偏转以接触基座156的平坦表面，凸起的脊部167从该平坦表面延伸。这种接触可基本上抑制住(例如，防止)透析液沿通路158的与圆顶形区域146相关联的区域流动。因此，通过选择性地使PD机102的可充气构件142充气，可通过选择性地按压可按压的圆顶形区域146来控制透析液通过盒体112的流动。

仍然参照图4和图6，沿盒体112的底部边缘定位流体管线连接器160。如上所述，盒体112中的流体路径158从泵腔138A、138B通向多种连接器160。连接器160被沿盒体112的宽度不对称地定位。连接器160的不对称定位有助于确保盒体112将被正确地定位在盒体隔间114中，其中，盒体112的膜140面对盒体界面装置110。连接器160被配置成接收透析液袋管线126、加热器袋管线128、患者管线130和排放管线132的端部上的接头。在一些示例中，连接器160被粘合到与盒体112成为一体的管道。接头的一端可被插入并粘合到其相应的管线，并且另一端可被插入并粘合到其相关联的连接器160。如图1和图2中所示，通过允许透析液袋管线126、加热器袋管线128、患者管线130和排放管线132连接到盒体，连接器160允许透析液在使用过程中流入和流出盒体112。当使柱塞133A、133B往复运动时，可选择性地对可充气构件142充气，以允许流体从管线126、128、130和132中的任一个流到泵腔138A、138B的端口185A、185B、187A和187B中的任一个，反之亦然。

基座156的刚性有助于将盒体112保持在PD机102的盒体隔间114内的适当位置中，并防止基座156响应于由圆顶形紧固构件161A、161B施加到突起154A、154B的力以及响应于由可充气构件142施加到基座156的平坦表面的力而挠曲和变形。圆顶形紧固构件161A、161B也是足够刚性的，使得它们并不在流体泵送过程中由于泵腔138A、138B中出现的常用压力而变形。因此，膜140的环形部分149A、149B的变形或凸出被假定为除了柱塞133A、133B的运动以外的在泵送过程中影响泵腔138A、138B的体积的唯一因素。

盒体112的基座156和圆顶形紧固构件161A、161B可由多种相对刚性的材料中的任一种形成。在一些执行方案中，盒体112的这些部件由一种或多种聚合物形成，这些聚合物例如为聚丙烯、聚氯乙烯、聚碳酸酯、聚砜和其它医疗级塑性材料。在一些执行方案中，这些部件可由一种或多种金属或合金形成，例如不锈钢。这些部件可作为选择由上述聚合物和金属的多种不同的组合形成。可使用多种不同技术中的任一种来形成盒体112的这些部件，这些技术包括机加工技术、模制技术和铸造技术。

如上所述，膜140附接到基座156的周边并且附接到圆顶形紧固构件161A、161B的环形凸缘164A、164B。膜140的覆盖基座156的其余部分的多个部分通常并不附接到基座156。相反，膜140的这些部分松散地位于从基座156的平坦表面延伸的凸起的脊部165A、165B和167的顶上。多种附接技术中的任一种(例如粘附粘合和热粘合)可用于将膜140附接到基座156的周边以及附接到圆顶形紧固构件161A、161B。选择膜140的厚度和材料，使得响应于由可充气构件142施加到膜140的力，膜140具有朝向基座156挠曲的足够的柔性。在一些执行方案中，膜140的厚度为约100微米到约150微米。然而，根据用于形成膜140的材料的类型，多种其它的厚度可能是足够的。

如图8中所示，在治疗之前，打开PD机102的门108以暴露出盒体界面装置110，并且将盒体112定位成，使其圆顶形紧固构件161A、161B与PD机102的柱塞133A、133B对准，其压力感测腔163A、163B与PD机102的压力传感器151A、151B对准，其可按压的圆顶形区域146与PD机102的可充气构件142对准，并且其膜140与盒体界面装置110相邻。为了确保将盒体112正确地定位在盒体界面装置110上，盒体112被定位在定位销148与从盒体界面装置110延伸的弹簧加载闩锁件150之间。盒体的不对称定位的连接器160起到键控(keying)特征的作用，该键控特征降低了将盒体112安装成膜140和圆顶形紧固构件161A、161B面对错误方向(例如，朝向门108面向外)的可能性。另外或作为选择，定位销148的尺寸可被确定为小于突起154A、154B的最大突起，使得如果膜140朝向门108面向外，则盒体112不能接触定位销148。在盒体112的安装过程中，柱塞133A、133B通常被回缩到柱塞接入端口136A、136B中，以避免柱塞133A、133B与圆顶形紧固构件161A、161B之间的干扰，并由此提高了可将盒体112定位在盒体隔间114内的容易度。

在根据需要将盒体112定位在盒体界面装置110上以后，将门108关闭并且对门108内的可充气衬垫充气，以将盒体112压缩在可充气衬垫与盒体界面装置110之间。盒体112的该压缩将盒体112的突起154A、154B保持在门108的凹部152A、152B中，并且将膜140紧密地压靠在从刚性基座156的平坦表面延伸的凸起的脊部167上，以形成封闭的流体通路158和圆顶形区域146(图6中所示)。同样简要地参照图1和图2，患者管线130然后被经由导管连接到患者的腹部，并且排放管线132连接到排放口或排放接收器。另外，加热器袋管线128连接到加热器袋124，并且透析液袋管线126连接到透析液袋122。在这一点，柱塞133A、133B可被联接到盒体112的圆顶形紧固构件161A、161B，以允许盒体112和管线126、128、130、132的起动。一旦已经起动了这些部件，就可以开始该治疗了。

下文将讨论的图9A-9G是在不同的安装阶段、起动阶段和治疗阶段中系统的截面图。这些图聚焦于在安装、起动和治疗过程中的PD机102的柱塞133A与盒体112的泵腔138A之间的相互作用。另一柱塞133B和泵腔138B之间的相互作用是相同的，并且由此将不单独进项详细描述。

图9A示出了被完全回缩到盒体界面装置110的柱塞接入端口136A中的柱塞133A。盒体112被定位在PD机102的盒体隔间114中，并且对PD机102的门108中的可充气衬垫充气，使得盒体112被紧密地压靠在PD机102的盒体界面装置110上，如上所说明的那样。

参照图9B，其中，盒体112被正确地安装在PD机102的盒体隔间114内并进行了适当的管线连接，推进柱塞133A以启动将PD机102的柱塞头134A机械地连接到盒体112的圆顶形紧固构件161A的过程。当推进柱塞133A时，滑动闩锁件145A的前倾斜表面188A和滑动闩锁件147A的前倾斜表面191A接触环形突起168A的后表面，该环形突起168A从圆顶形紧固构件161A径向地向内延伸。环形突起168A的后表面大致垂直于柱塞133A的纵向轴线。

当柱塞133A继续推进时，圆顶形紧固构件161A接触刚性基座156的形成凹进区域162A的该部分的内表面，如图9B中所示。刚性基座156防止圆顶形紧固构件161A的进一步前向运动。由于推进中的柱塞133A，导致附接到圆顶形紧固构件161A的周边凸缘164A的膜140也伸展并移动到凹进区域162A中。由于滑动闩锁件145A、147A的前倾斜表面188A、191A的倾斜几何形状以及由刚性基座156向圆顶形紧固构件161A的前向运动提供的阻力，导致在柱塞头134A相对于圆顶形紧固构件161A继续前进时，致使滑动闩锁件145A、147A径向地向内(即，朝向柱塞133A的纵向轴线)移动。更具体地，由于滑动闩锁件145A、147A的前倾斜表面188A、191A抵抗圆顶形紧固构件161A的环形突起168A的后表面的滑动运动，导致滑动闩锁件145A、147A的前向运动转换成组合的前向和径向向内的运动。由于闩锁锁定件141A的腿部155A、157A的外表面及滑动闩锁件145A、147A的被定位成邻近于腿部155A、157A的那些外表面并与之相接触的表面的配合的几何形状，导致每个滑动闩锁件145A、147A的径向向内运动进而导致柱塞头134A的闩锁锁定件141A的前向移动。通过柱塞头中的弹簧143A抵抗闩锁锁定件141A的该前向运动。

图9C示出了在连接过程的过程中的一点处的柱塞头134A，在该点处，滑动闩锁件145A、147A已经被径向地向内偏转足够大的距离，以允许滑动闩锁件145A、147A移动超过从圆顶形紧固构件161A径向地向内延伸的环形突起168A。在该位置处，滑动闩锁件145A、147A的基本平行于柱塞133A的纵向轴线的外周表面接触圆顶形紧固构件161的环形突起168A的内表面并沿其滑动，该内表面同样基本平行于柱塞133A的纵向轴线。由于滑动闩锁件145A、147A的径向向内偏转位置，导致弹簧143A被进一步压缩。

参照图9D，当滑动闩锁件145A、147A移动超过环形突起168A时，允许弹簧143A伸展开。弹簧143A的伸展开致使闩锁锁定件141A向后移动。因此，闩锁锁定件141A的腿部155A、157A的外表面接触滑动闩锁件145A、147A的相应倾斜的邻近表面，从而致使滑动闩锁件145A、147A在圆顶形紧固构件161A的突起168A的下面径向地向外移动。当滑动闩锁件145A、147A径向地向外移动时，滑动闩锁件145A、147A的后倾斜表面190A、193A沿圆顶形紧固构件161A的突起168A的前表面行进，该前表面朝向圆顶形紧固构件161A的后部略微倾斜。当滑动闩锁件145A、147A径向地向外移动时，滑动闩锁件145A、147A在突起168A的下面楔入。

图9E示出了柱塞头134A和圆顶形紧固构件161A之间的完整的机械连接，其中，滑动闩锁件145A、147A已经移动到圆顶形紧固构件161A内的最大向外位移位置。在该构造中，圆顶形紧固构件161A的突起168A被有效地箍缩在柱塞头134A的后部构件137A与滑动闩锁件145A、147A之间，从而导致柱塞头134A和圆顶形紧固构件161A之间的可靠接合。由于柱塞头134A到圆顶形紧固构件161A的可靠接合，导致可以减小(例如，最小化)柱塞头134A相对于圆顶形紧固构件161A的滑移量，并由此可以实现精确的泵送。

在将PD机102的柱塞头134A机械地联接到盒体112的圆顶形紧固构件161A之后，实施起动技术以从盒体112以及从连接到盒体112的多种管线126、128、130、132移除空气。为了起动盒体112和管线126、128、130、132，通常操作柱塞133A和可充气构件142以将透析液从加热器袋124泵送到排放口，以及将透析液从每个透析液袋122泵送到排放口。透析液还从加热器袋124(例如，通过重力)传递到患者管线130，以便迫使被捕获在患者管线中的任何空气从被定位于患者管线130的远端处的疏水滤膜过滤器排出。

在起动完成之后，将患者管线130连接到患者并且操作PD机102以排放掉来自前次治疗的残留在患者的腹腔中的任何失效透析液。为了从患者的腹腔排放掉失效的透析液，PD机102的可充气构件142被配置成在患者管线130和泵腔138A的端口187A(图4中所示)之间形成开放的流体流动路径，并且使柱塞133A回缩以便经由患者管线130将失效的透析液从患者的腹腔抽吸到泵腔138A中，如图9F中所示。由于柱塞头134A被机械地连接到圆顶形紧固构件161A并且圆顶形紧固构件161A被附接到盒体112的膜140，因此柱塞133A的回缩致使圆顶形紧固构件161A及膜140的被附接到该圆顶形紧固构件161A的部分向后移动。因此，增大了泵腔138A的体积，并且将失效的透析液从患者的腹腔抽吸到泵腔138A中。失效的透析液从患者管线130行进通过压力感测腔163A，并且随后经由端口187A进入泵腔138A。压力传感器151A能够监测压力感测腔163A中的压力，该压力在该过程中大致等于泵腔138A中的压力。

参照图9G，在将透析液从患者的腹腔抽吸到泵腔138A中之后，可充气构件142被配置成在泵腔138A的端口185A(图4中所示)与排放管线132之间形成开放的流体流动路径，并且通过推进柱塞133A并减小泵腔138A的体积而迫使透析液离开泵腔138A到排放口。通常向前推进柱塞133A，直到圆顶形紧固构件161A接触或几乎接触基座156的凹进区域的内表面，使得迫使基本上所有的透析液经由端口185A离开流体泵腔138A。

在治疗的患者排放阶段过程中，通常交替地操作柱塞133A、133B，使得柱塞133A被回缩以将失效的透析液溶液从患者抽吸到泵腔138A中，同时推进柱塞133B以将失效的透析液溶液从泵腔138B泵送到排放口，反之亦然。

为了开始患者填充阶段，可充气构件142被配置成在泵腔138A和加热器袋管线128之间形成流体流动路径，并且随后使柱塞133A回缩，如图9F中所示，以便将温热的透析液从加热器袋124抽吸到泵腔138A。该温热的透析液从加热器袋124通过加热器袋管线128并经由端口185A行进到泵腔中。

随后，通过配置可充气构件142以在泵腔138A与患者管线130之间形成清晰的流体流动路径并且推进柱塞133A，温热的透析液被经由患者管线130输送到患者的腹腔，如图9G中所示。在达到患者的腹腔之前，温热的透析液经由端口187A离开泵腔138A，并通过压力感测腔163A行进到患者管线130。压力传感器151A能够在该过程中监测压力感测腔163A中的压力，该压力大致等于泵腔138A中的压力。

在治疗的患者填充阶段过程中，通常交替地操作柱塞133A、133B，使得柱塞133A被回缩以将温热的透析液从加热器袋124抽吸到泵腔138A中，同时推进柱塞133B以将温热的透析液从泵腔138B泵送到患者，反之亦然。当已将所需体积的透析液泵送到患者时，机器102从患者填充阶段过渡到驻留阶段，在该驻留阶段过程中，允许透析液留在患者的腹腔内持续很长一段时间。

在驻留时期的过程中，毒素横跨患者的腹膜从患者的血液进入到透析液中。当透析液驻留在患者体内时，PD机102制备新鲜透析液用于在随后的循环中向患者输送。特别地，PD机102将新鲜透析液从四个完全透析液袋122中的一个泵送到加热器袋124中用于加热。为此，致动PD机102的泵以致使柱塞133A、133B往复运动，并且对PD机102的某些可充气构件142充气以致使透析液被从选定的透析液袋经由其相关联的管线126抽吸到盒体112的流体泵腔138A、138B中。随后将透析液经由加热器袋管线128从流体泵腔138A、138B泵送到加热器袋124。

在透析液已经在患者体内驻留了所需的时间段之后，将失效的透析液以上述方式从患者体内泵送到排放口。随后将经加热的透析液从加热器袋124泵送到患者，在患者处，该经加热的透析液驻留持续期望的时间段。利用来自三个剩余透析液袋122中的两个的透析液重复这些步骤。来自最后一个透析液袋122的透析液通常被输送到患者并停留在患者体内，直到随后的PD治疗为止。

在完成PD治疗之后，以使柱塞头134A、134B与盒体的圆顶形紧固构件161A、161B断开连接的方式使柱塞133A、133B回缩。随后打开PD机102的门108，并且将盒体112从盒体隔间114移除并丢弃。

图10示出了连接到患者的PD机102的示意图。患者管线130经由导管1002连接到患者的腹部，并且导管被经由端口1004连接到患者管线。患者管线130可以是由柔性材料(例如，聚合物)制成的管，该管被通过PD机102中的操作压力至少部分地扩张。例如，患者管线130可以是一种响应于PD机102中的正操作压力而产生膨胀的弹性聚合物管。患者管线130、端口1004和导管1002有时在本文中被称为患者管线-导管管道，或者简称为管道。至少一个压力传感器151A、151B位于患者管线130的近端(例如，患者管线130的最接近PD机102的端部)。至少一个压力传感器151A、151B被选择性地配置成测量患者管线130中的压力。在一些执行方案中，压力传感器151A、151B包括产生作为所施加压力的函数的信号的换能器。该信号表示所测量的压力的幅度和符号。

在PD治疗周期的过程中，闭塞可出现在管道中的不同位置处。例如，患者管线130可变得扭结或箍缩，导管1002中的孔可变得被闭塞住(例如，利用网膜脂肪)，或者患者管线130可在某些位置形成内部阻塞(例如，由于网膜脂肪的沉积)。PD机102被配置成响应于检测到闭塞来调节其操作。例如，控制单元139可被配置成调节PD机102的一个或多个操作参数，以试图清除该闭塞和/或调制患者管线中的流量，从而避免过压状况。在一些执行方案中，控制单元139可被配置成提供指示已经检测到闭塞的警报。例如，可将视觉、触觉和/或听觉警报引导到患者(例如，用于唤醒患者)。

为了确定适当的响应，PD机102被配置成确定存在的闭塞的类型。在一些执行方案中，可以基于管道中的闭塞的位置推断闭塞的类型。例如，如果在导管1002中检测到闭塞，则PD机102可推断出导管1002中的孔可能被闭塞住。同样，如果沿患者管线130的某处检测到该闭塞，则PD机102可以推断出患者管线130是扭结的或箍缩的。PD机102被配置成确定闭塞相对于压力传感器151A、151B的位置的位置。可通过PD机102考虑闭塞的具体位置以确定适当的响应。在图10中所示的示例中，在患者管线130中、在与压力传感器151A相距x的位置处(例如，在患者管线入口处或附近)，存在闭塞1008，这可表示患者管线130中的扭结或箍缩。

泵机构的运动(例如，快速运动)在局部压力中产生脉冲(例如，步进输入和/或准瞬时脉冲)。PD溶液(例如，透析液)的流动的开始或停止可呈现波阵面。作为响应，患者管线130可产生畸形。例如，患者管线130的弹性材料可响应于步进输入而局部地扩张(在正压的情况下)或局部地收缩(在负压的情况下)。横截面积的局部(例如，正或负)扩张作为弹性波沿患者管线130本身的壁(例如，与PD溶液中的行进相对)轴向地行进。该波带有可通过压力传感器151A、151B检测到的局部压力变化，该波在其行进时足够快地采样以分解该脉冲。

当弹性波在该弹性波的色散关系中遇到不连续性时，该波的至少一部分被朝向波源反射回来。管道中的闭塞或管线中的扭结或箍缩是这种不连续性的示例。因此，当弹性波遇到闭塞1008时，至少一部分被朝向压力传感器151A、151B反射回来。弹性波行进的速度(例如，传播速度)在两个方向中是相同的，并且是材料特性和包括该管道的材料的几何形状(例如，截面几何形状)的函数。压力传感器151A、151B用于确定波的运动的正时。例如，可以作为正时差来检测单一脉冲，并且可以测量振荡波的周期。

如果已知弹性波的传播速度c_o，并且已知弹性波从压力传感器151A行进到闭塞1008并返回到压力传感器151A所需的时间T，可以确定弹性波(例如，从压力传感器151A行进到闭塞1008，并返回到压力传感器151A)行进的距离。所行进的距离可除以2，以便确定管道中的闭塞1008相对于压力传感器151A的位置的位置。也就是说，可以根据公式1确定沿该管道从压力传感器151A的位置到闭塞1008的位置的距离x：

其中，T是弹性波的通行时间，c_o是弹性波的传播速度，并且x是用于第一波反射的沿该管道从压力传感器151A的位置到闭塞1008的位置的距离。波反射继续；反射波再次由管的近端反射，该反射朝向闭塞向后行进，并且进而被反射回。在每个步骤处，均损失了能量，从而导致具有衰减幅度的振荡。

可以根据公式2确定弹性波在承载不可压缩流体的可扩张管中的传播速度c_o：

其中，A是管的内腔的截面积，ρ是流体的密度，并且P是局部跨壁压力。术语的值来自于管的应力-应变关系。因此，该术语是管材的弹性模量以及管的截面尺寸的函数。因此，公式2证实了传播速度c_o是管的材料特性、管的尺寸及行进通过该管的流体的密度的函数。

如上所述，当弹性波在承载介质中达到不连续性时，弹性波可被反射(或，例如，被散播)。对于本示例中所涉及的一维波，这种不连续性可以通过管的特性阻抗Z_o的变化表示。考虑到粘性阻尼效应，可根据公式3确定这种管中的压力波的谐波扰动的特性阻抗Z_o(例如，以频率ω)：

其中，A_o是在零P下的内腔面积，i表示虚数并且λ由公式4给出：

其中，μ是流体的动态粘度。如果行进波达到管道中的位于距离x处的边界，则由公式5限定终端阻抗Z_T：

其中，P(x，t)和Q(x，t)分别是局部瞬时跨壁压力和体积流量，如果Z_T≠Z_o，则将反射该波的一小部分。波的被反射的一小部分可由公式6给出的反射系数Γ具体体现：

简言之，对于本文中所述的系统和技术，公式1-6建立了：i)在可用的流体面积或者管的有效膨胀性的局部偏差致使通过该管传播的弹性波的至少部分反射；以及ii)对于具有相同特性和截面的管，出射和反射的弹性波将以共同的速度传输未受影响的管长。因此，如果测量弹性波从压力传感器151A到受影响位置(例如，闭塞1008的位置)并且返回到压力传感器151A的通行时间T，并且如果已知波速c_o，则可以根据公式1确定沿管道从压力传感器151A的位置到闭塞1008的位置的距离x。

由于出射和反射的弹性波将在给定系统中以共同速度传输管长(例如，由于传播速度c_o是管的材料性质、管的尺寸以及行进通过管的流体的密度的函数)，因此可初始地针对给定系统(例如，透析系统100)确定传播速度c_o。一旦已知传播速度c_o，就可以测量弹性波的通行时间T。随后可以确定沿管道从压力传感器151A的位置到闭塞1008的位置(例如，闭塞的位置)的距离x。

在一些执行方案(例如，管道包括串联连接的分段的执行方案，这些分段例如为串联连接的患者管线和导管)中，管道的多种分段可具有不同的弹性特性和/或截面尺寸。此外，可通过具有其它弹性特性值和尺寸值的接头连接这些节段。虽然在承载弹性波的物理管道中的这种复杂性可导致通行时间T对与闭塞相距的距离x的特征关系的复杂性，但该关系仍然可以是可重复的且是无变化的，从而保持本文中所述方法的有效性。

实验1

图11示出了其中可确定弹性波的传播速度c_o的示例性实验系统1100。系统1100包括注射器泵1110，该注射器泵1110被配置成产生流到如下管道中的流体，该管道包括管道1130(例如，其模拟患者管线)以及经由端口1104连接到管1130的导管1102。在该示例中，注射器泵1110可由可编程的步进电机驱动。导管1102被浸没在流体贮存器1112(例如，代替患者)中。在与在被定位在管1130的近端的压力传感器306相距不同距离x的位置处，在管1130中存在闭塞1108。在该示例中，通过将在不同的距离x处以止血钳夹持该管道1130而产生闭塞。管1130的夹持表示完全闭塞。

小体积(例如，约0.32立方厘米)的水被通过注射器泵1110以固定流速(例如，每秒6.4立方厘米的相对高的流速)进行注射。例如，固定流速可以在局部压力下产生脉冲(例如，步进输入和/或准瞬时脉冲)。在分配行程结束时，水流被突然停止。由于沿管1130的壁作为弹性波轴向地行进的水的突然注射，导致管1130在截面积中出现局部扩张。弹性波带有局部压力变化。当弹性波沿管1130向远侧行进时，它到达闭塞1108，并且至少一部分朝向泵1110向近侧反射回。

压力传感器1106被配置成随着时间在管1130的近端测量管道1130中的压力。压力测量值可被用于检测弹性波的反射，特别地，这种反射到达管1130的近端的时间。在一些执行方案中，压力测量值以数赫兹、数十赫兹(例如，1-99Hz(赫兹))、数百赫兹或数千赫兹(例如，1kHz(千赫兹)-2kHz)的频率出现。在闭塞1108的不同距离x处反复进行该实验。

图12A-G示出了由压力传感器1106测量到的压力P(以毫巴(mbar)为单位)对时间(以s(秒)为单位)的示意图。闭塞1108(例如，管1130的夹持)分别出现在距离x为80cm、100cm、140cm、180cm、220cm、260cm和295cm的位置处。

参照图12C，其示出了当管1130在距离x为140cm的位置处被夹持住时测量到的压力P，测量压力初始略高于环境，并且在泵送行程过程中大致均匀地升高。在大致均匀地升高之后，出现振荡。振荡周期T(例如，弹性波从压力传感器1106到闭塞1108的位置并返回到压力传感器1106的通行时间T)为约78ms(毫秒)。通过使用公式1，弹性波的传播速度c_o被确定为每秒约36米。

在假定振荡归因于反射弹性波的连续到达的情况下，参照图12C计算传播速度c_o。由于传播速度c_o在闭塞1108的多个位置上是相同的(例如，在相同管的情况下)，在不同的距离处进行附加试验以证实公式1的有效性，并且确认振荡可归因于反射弹性波的连续到达。虽然图12A-G示出了位于距离为80cm到295cm的位置处的压力对夹持时间的示意图，可使用其它夹持位置来测量压力。在一些执行方案中，可以进行附加的信号处理，以将闭塞检测的限制扩展到闭塞的任何位置。

图13示出了振荡周期T(以ms为单位)对夹持位置的不同距离x(以cm为单位)的示意图。测量周期T基于图12A-G中所示的数据。图13中所示的数据表明，测量周期T(例如，弹性波从压力传感器1106到闭塞1108的位置并返回到压力传感器1106的通行时间T)与相应的夹持距离x相称。也就是说，这些数据验证了弹性波的传播速度c_o对于测量到的所有距离x均是大致相同的(例如，约36±2m/s)，从而证实公式1的有效性并确认振荡可归因于反射波的连续到达。由于已知传播速度c_o，因此可以测量弹性波的通行时间T，以确定可能出现的其它闭塞1108的未知距离x。

在一些示例中，可进行振荡周期T对夹持距离x的凭经验确定以表征或“校准”周期T和距离x之间的关系，同时考虑管道的非均匀分段。例如，图13的周期T与距离x曲线的斜率可在管道组件中的某些结点处变化，这在一些示例中可具有增强检测方法的灵敏度的效果。在一些示例中，在治疗之前，可以进行凭经验确定，其中，有意地在已知距离x处施加闭塞，从而提供对当前导管组件的特定校准。

实验2

虽然实验1证实了公式1在针对完全闭塞进行试验的图11的实验系统1100中的有效性，但实验2研究了在实际透析机(例如，图1-10中的PD机102)中使用内置式压力传感器151A实施以探测局部闭塞的相似技术。实施下文中描述的高级试验以获得与实际PD治疗更为相关的结果。

该实验主要聚焦在排放方向中的流动。出于以下原因作出聚焦于排放方向中的流动的选择：i)大多数的问题阻塞通常出现在排放方向中；ii)由于可能的盒体膜从泵中的脱离，导致预测在排放方向中的更为可能的难度；以及iii)在填充方向中的初始试验表明，应该可获得压力对流量的相同图案—尽管具有可能需要凭经验确定的不同校准曲线的可能性。

图14示出了其中可确定弹性波的传播速度c_o的透析系统1400的示意图。透析系统1400包括PD机102、容纳在PD机102中的PD盒体112、患者管线1430以及位于患者管线1430的近端的压力传感器151A。患者管线1430可与上文结合图1和图10所述的患者管线130基本相似。在一些执行方案中，患者管线1430可以是具有双患者连接器的10英尺的患者管线。在该示例中，PD机102由计算装置1434和微控制器1436控制，该微控制器1436例如为由AtmelCorporation制造的ATmega 2650微控制器。在一些执行方案中，PD机102可由PD机102的控制单元(例如，处理器)控制，该控制单元例如为图1中所示的控制单元139。微控制器1436可操作地联接到驱动模块1438a、1438b。驱动模块1438a、1438b可以是由Pololu Corporation制造的DRV8825步进电机驱动模块。透析系统1400包括可实施以下功能的多种实验部件：i)在已知位置处将受控水平的闭塞引入到患者管线1430；ii)能够对泵头进行外部可编程控制以根据本文所述的方法执行流动致动；以及iii)从机载压力传感器(例如，压力传感器151A)以及在一些示例中出于验证目的从单独的直列式压力传感器实施数据采集。

微控制器1436被配置成在由计算装置1434发出的命令的方向，控制驱动模块1438a、1438b，以致使驱动模块1438a、1438b操作PD机102的泵(例如，柱塞头134A、134B)，以便应用指定的流动图案。微控制器1436和驱动模块1438a、1438b向步进电机提供脉冲流，该步进电机驱动这些泵以完成以下类型的运动：i)返回到由机载限位开关限定的“起始”位置；ii)通过指定数量的步骤，在用户限定的步进模式中以指定的步进速率从完全步进向前移动到不同增量的微步进(例如，以获得特定流速)；iii)通过指定数量的步骤，在用户限定的步进模式中以指定的步进速率向后移动。一些流动模式(例如，由步进速率、步骤数、步进模式等的组合所表征)被确定为与出于闭塞检测的目的的其它情况相比是更为理想的。以下文中描述的序列对这种理想的流动模式进行编程。

这些泵被配置成致使流体被泵送通过患者管线-导管管道，该患者管线-导管管道包括患者管线1430、导管1402及将患者管线1430连接到导管1402的端口1404。导管1402可以是Flex Neck Classic导管。导管1402、端口1404及患者管线1430的一部分被浸没在水盆1412中(例如，代替患者)。水被保持于室温(例如，20-25℃)。水的自由表面被关于重力方向与PD循环器102的压力传感器151A的高度保持在相同高度(例如，±1cm)。在与压力传感器151A相距不同距离x的位置处，在患者管线1430中设置闭塞1408。在该示例中，使用多种方法并且在不同距离x处形成闭塞1408，如以下更为详细描述的那样。闭塞1408表示完全闭塞和局部闭塞。

该实验包括以下常规步骤：

i.通过在填充或排放方向中提供突然停止的水流的短脉冲，在患者管线1430的近端(例如，在压力传感器151A的位置)产生压力状况的瞬动变化，从而在患者管线1430中产生弹性波；

ii.检测和测量弹性波从压力传感器151A行进到闭塞1408的位置并返回到压力传感器151A的通行时间T；以及

iii.凭经验确定通行时间T与到闭塞的距离x之间的校准曲线，从而确定弹性波的传播速度c_o的有效值。

在大量的盒体上利用不同的类型、程度和位置的流动限制(例如，闭塞)进行该实验，以研究该检测方法的潜在灵敏度(例如，真阳性率)和特异度(例如，真阴性率)，如以下更为详细描述的那样。

通过PD机102的第一泵(例如，由第一驱动模块1438a控制的泵)使小体积(例如，约0.33立方厘米)的水在排放方向中以固定速率(例如，每秒4.4立方厘米)移动通过患者管线1430。在行程结束时，该第一泵被突然停止。由于注射的水，导致患者管线1430产生局部变形。这种变形导致在患者管线1430中产生弹性波。被内置到PD机102中并被定位在患者管线1430的近端的压力传感器151A用于以与以上关于图11所述的方式基本相似的方式检测反射的弹性波。

在该实验中使用的局部闭塞1408由它们的相对流动限制所表征。通过由公式7给出的局部闭塞1408的流体阻力R_f值来定量地进行该表征。

其中

ΔP＝闭塞的上游到下游的压力差 (8)

以及

Q＝体积流速 (9)

初始使用PD机102的压力传感器151A及被定位在压力传感器151A的下游的基准压力换能器1440测量压力。获取单独的压力测量值以确保被内置到PD机102中的压力传感器151A能够获得检测弹性波所需的灵敏度。例如，压力传感器151A被配置成通过盒体112的膜检测患者管线1430中的压力，并且多种流体元件被定位在压力传感器151A和患者管线1430的近端之间。据认为，这些元件可具有削弱和/或扭曲弹性波的可能性。因此，由基准压力换能器1440进行的测量用于验证由压力传感器151A进行的测量的保真度。观察到高度的保真度，并且移除该基准压力换能器1440以避免出现可能的人为现象。

仅利用来自PD机102的压力传感器151A的测量值，通过首先获得一种没有闭塞1408的基准压力测量值推断出由于所施加的闭塞1408所导致的ΔP。随后根据公式10从带有闭塞1408的压力测量值减去基准压力测量值：

ΔP＝P_有闭塞–P_无闭塞 (10)

由于与Q并不线性相关的粘性压力损失的其它源及紊流的可能性，导致对于给定流动限制的流体阻力R_f通常为Q的函数。为了使流动阻力的效应与电容或惯性效应隔离开，在稳定状态下测量ΔP。由于这些原因，在固定流量值(例如，固定流量值Q＝30ml/min(毫升/分))下进行与流体阻力R_f相关的测量。选择这种流量值，因为它表示以下更为详细描述的用于排放复杂度条件的临界值，并且表示在整个治疗过程中出现的平均流速的幅度的数量级。

当检测完全闭塞时，检测局部闭塞(例如，与检测完全闭塞相比)的能力具有并不显现的挑战。通常，闭塞限制越少，用于确定其位置的方法的灵敏度和特异度的挑战就越大。用于在PD机102中量化局部闭塞的相关标准来自排放复杂度条件和填充复杂度条件。当存在足以将流动抑制成低于阈值持续特定时间段时，出现排放复杂度条件和填充复杂度条件。在稳态流动限制的模型情况下，将会产生排放复杂度的限制的阈值是一种将会需要约200mbar的压力(如在压力传感器151A处测量到的)以驱动每分钟约30毫升的流动的阈值。因此，在以固定流速为Q＝30ml/min(毫升/分)的长期流动的作用下进行与流体阻力R_f相关的测量。需要-200mbar以产生30ml/min的稳态流速的闭塞在本文中被称为“排放-临界闭塞”。

将公式7应用于“排放-临界闭塞”所限定的条件，可以根据公式11确定系统1400的总流体阻力：

在公式11中，上标“总”指的是压力传感器151A示出了出现在盒体112、患者管线1430和导管1402中及盒体112、患者管线1430和导管1402所固有的所有流体阻力的作用。因此，总流体阻力的某些分量是由于流动路径(例如，导管)中正常出现的成分，R_f ^基准。由于这种正常出现的成分与由闭塞608所产生的附加阻力串联地布置，并且由于串联阻力的加成性，闭塞-特定阻力的排放-临界值R_f ^{排放-临界,闭塞}可以根据公式12加以确定：

患者管线1430、带有两个患者连接器的端口1404及导管1402的R_f ^基准被测量为约0.095mbar/(ml/min)。因此，局部闭塞本身的流体阻力的排放-临界值为约6.7mbar/(ml/min)。在实验2的过程中，利用处于约1-10mbar/(ml/min)的范围中的闭塞-特定阻力来检测局部闭塞1408，由此表示在为闭塞-特定阻力的排放-临界值R_f ^{排放-临界,闭塞}的约0.15-1.5倍的范围中的值。

局部闭塞1408被设计成模拟两种基本类型的真实闭塞：i)内部闭塞(例如，其中，梗阻本身嵌置(lodge)在患者管线1430的内腔内；以及ii)外部闭塞，其中，从外部箍缩该患者管线1430。在设计将局部闭塞1408施加于患者管线1430和/或导管1402的物理方式时，目标是确定该检测方法是否能够提供对闭塞1408的距离x的测量值，该闭塞1408对于距离x是灵敏的且是特有的但对闭塞1408的流体阻力R_f的限制类型或值(例如，对于处于约1-10mbar/(ml/min)的关注范围内的流体阻力R_f值)是不灵敏的。

在不同的位置x上在相对大量的情况下施加具有可重复的流体阻力Rf值的两种类型(例如，内部和外部)局部闭塞608，以检测可反复性。

图15示出了一种被安装在患者线路1430中的示例性局部内部闭塞1502的截面图。该局部内部闭塞1502被制造以用作内部闭塞的模型。例如，该局部内部闭塞1502意在表示一种具有已知流体特性的良好控制的孔口的局部阻塞的患者线路。图14的局部闭塞1408可表示该局部内部闭塞1502。在该示例中，内部闭塞1502是一种由不锈钢制成的圆柱形插件，尽管可使用其它形状和/或材料。内部闭塞1502被配置成被定位于选定距离x，使得内部闭塞1502由患者线路1430充分抓握住，以便在整个试验过程中保持在适当位置中。内部闭塞1502包括用于允许试验流体(例如，水)流过该内部闭塞1502的圆形孔口1504。孔口1504具有导致内部闭塞1502具有处于1-10mbar/(ml/min)的范围中的流体阻力R_f值。根据表1，孔口1504的直径可导致用于闭塞1502的特定流体阻力R_f值：

如表1中所示的闭塞1502的流体阻力R_f值取决于系统1400中使用的特定工作流体(例如，在该示例中为水)。因此，如果使用了不同的流体，例如透析液，流体阻力R_f值将不同。直径或孔口1504可被配置成具有基于所使用的工作流体导致合适的流体阻力R_f值的直径。在该示例中，如上所述，使用排放-临界值R_f作为基准，选择孔口1504的直径以获得与用于透析液流的关注已知条件的期望流体相似性。因此，本文所给出的结果很大程度上足以验证该方法的对于作为工作流体的透析液的条件的适用性。然而，如果透析液代替如在这些试验中所使用的水，则将会期待至少两个特征在一定程度上改变。例如，根据公式2，弹性波的传播速度c_o的精确值受到流体的密度的影响。此外，获得流体阻力的特定值所需的闭塞是直径是流体粘度的函数。

图16A和图16B分别示出了被施加到患者管线1430的示例性局部外部闭塞的截面图和照片。将该局部外部闭塞制作为外部“箍缩”式闭塞的模型。例如，局部外部闭塞意指当箍缩或扭结该患者管线1430时出现的这类闭塞，其中，在试验过程中精确地控制所施加的限制的值。图14的局部闭塞1408可表示局部外部闭塞1502。在该示例中，外部闭塞呈一种被配置成施加箍缩类型的局部闭塞的夹持机构1602的形式。夹持机构1602包括被配置成向患者管线1430的致使患者管线1430变形的基本相反的表面施加均匀应力的多个杆1604。在该示例中，杆1604由不锈钢制成并且具有3.2毫米的直径，尽管可以使用其它尺寸和/或材料。被施加到患者管线1430的应力可被称为赫兹线-接触应力。夹持机构1602还包括被配置成在收紧夹持机构1602时致使杆1604挤压在一起的多个垫圈(例如，蝶形垫圈)。例如，操作者可以在“长行程”(例如，具有约30ml/min的流量值)的过程中收紧夹持机构1602，以通过压力传感器151A获得目标压力读数，从而主动地设定特定试验所需的外部闭塞的流体阻力R_f值。

再次参照图14，在关于特定盒体112进行任何试验序列之前，以约±3毫米的精度测量患者管线1430上的位置。随后将患者管线1430和导管1402以水进行灌注，以便基本上消除管道中的气泡的存在。随后，将局部闭塞1408放置成，使得闭塞1408被居中放置于期望的距离x处。针对内部和外部类型并具有多种流体阻力R_f值的局部闭塞1408重复该试验。

对于内部类型的局部闭塞1408(例如，诸如图15的局部内部闭塞1502)，闭塞1408被首先定位在患者管线1430的远端附近(例如，在约x＝295cm的距离)。闭塞1408随后被重新定位到不同距离x处用于后续试验。也利用被定位在导管1402中的闭塞1408进行类似的试验。在每次重新定位闭塞1408之后，灌注该患者管线1430以使气泡的出现最小化。对于外部类型的局部闭塞1408(例如，诸如呈图16A和图16B的夹持机构1602的形式的局部外部闭塞)，闭塞1408被定位于不同距离x处用于试验。在每次重新定位闭塞1408之后，灌注该患者管线1430以使气泡的出现最小化。

在闭塞1408处于适当位置的情况下，进行了用于测量闭塞1408的流体阻力R_f的“长行程”试验以及用于确定阻塞的位置(例如，距离x)的“短行程”试验(例如，以固定流速为每秒6.4立方厘米突然注射约0.32立方厘米的流体)。

长行程试验包括泵的以对应于Q＝30ml/min的流速的恒定速度的单一长期运动。如上所述，泵由微控制器1436和驱动模块1438a、1438b操作。在试验过程中监测压力传感器151A。由压力传感器151A测量到的压力通常从行程的中点到端点接近稳态值。出于计算流体阻力R_f的目的，记录该稳态值。

短行程试验包括泵的一个或多个单一快速运动，这些快速运动被设计成在患者管线1430上施加压力脉冲，从而致使在患者管线1430中产生弹性波，如上所述。通过使体积为约0.33立方厘米的水移动通过患者管线1430进行该短行程试验，尽管可使用其它体积以优化透析系统1400的信噪比或操作限制。对于所分配体积的特定值，在适当的约束下使泵的速度最大化，以便使与弹性波的传递相关的压力波形的幅度最大化。这些约束包括避免错过的电机节距(step)(例如，通过要求功率超出其性能的电机瞬时失速)、避免压力超出压力传感器151A的范围以及避免损坏透析系统1400的部件。

关于避免存在错过的电机节距，利用脉冲延迟为2.00毫秒、2.50毫秒和3.00毫秒的泵步进电机的完整步进进行初步试验。对于2.00毫秒和2.50毫秒的脉冲延迟偶尔错过了节距，但对于3.00毫秒的脉冲延迟则并未错过。因此，采用了具有针对25个节距的总脉冲延迟为3.00毫秒的泵电机的完整步进，这导致0.33立方厘米的分配体积。并未观察到在任何脉冲延迟下运行时出现处于压力传感器151A的范围之外的压力以及对于透析系统1400的部件的损坏。

图17A示出了一种包括在短行程试验过程中由压力传感器151A进行的随时间的压力测量值的压力波形1702。在1kHz的频率下对压力测量值进行采样。在该示例中，闭塞1408被沿患者管线1430定位于距离x＝220cm处。泵行程具有约75ms的持续时间。在没有泵运动的情况下稳定的测量压力被发现在具有约75ms的持续时间的泵行程过程中迅速地下降，该持续时间在t约＝1秒时开始。在突然停止泵运动之后，振荡由于上述弹性效应而出现。可以评估振荡的周期T(例如，其对应于弹性波从压力传感器151A到闭塞1408的位置并返回到压力传感器151A的通行时间T)，以根据公式1确定弹性波的传播速度c_o。一旦已知弹性波的传播速度c_o，就可以通过评估振荡的周期T来确定闭塞的位置x(例如，在管道的未知位置处)。

与振荡叠加的是高频噪声以及从压力的峰值偏移(例如，在t约＝1.075s)朝向零的逐渐衰减。由于闭塞1408为局部闭塞，导致出现该衰减。由于出于确定振荡的周期T的目的，高频噪声和衰减并不相关，因此可以使用一种或多种信号处理技术从波形1702中移除它们。例如，可以使波形1702平滑，以便使用移动平均值减小高频噪声的影响，该移动平均值被作为给定数据点的任一侧上跨越15毫秒的测量压力的平均值(例如，有时称为15毫秒半宽度移动平均值)。此外，可以从波形1702中减去与其上叠加有振荡的整体衰减相近似的背景曲线。例如，使用50毫秒半宽度移动平均值可以获得待从波形1702中减去的背景曲线。在施加移动平均值之前，数据被截取到在t约＝1.075秒以泵运动停止开始的时域。

图17B示出了一种包括在被平滑之后以及在减去背景曲线之后的图17A的数据的压力波形1704。波形904与图17A的波形1702相比具有相对更为对称的图案，从而能够更为精确地评估振荡周期T。

对于被沿患者管线1430定位于距离x＝220cm处的闭塞1408，图17A和图17B中所示的数据对应于所分配的水体积为0.33立方厘米、以每秒4.4毫米的固定速率进行的短行程试验。还针对多种其它盒体112/闭塞1408构造获得在闭塞1408的多种不同距离x处的数据。例如，针对内部和外部局部闭塞使用15种不同的盒体-闭塞组合，并且在闭塞1408的5-8个不同的距离x处对每个组合进行测试。对于每个试验，使用至少三种不同的方法来评估所产生的振荡的周期T：i)第一半波周期；ii)其它半波和全波周期；以及iii)快速傅立叶变换。所确定的是，第一半波周期方法获得了用于确定闭塞1408的距离x的最大灵敏度和特异度。

灵敏度和特异度是检测方法的性能的统计量度。也被称为真阳性率的灵敏度测量同样被正确地识别的阳性的比例。由此而论，灵敏度可对应于系统正确地识别闭塞的能力(例如，对于处于特定范围内的距离x)。也称为真阴性率的特异度测量同样被正确地识别的阴性的比例。由此而论，特异度可对应于该检测方法的精确度(例如，所确定距离x的误差幅度)。

第一半波周期是从泵运动的端部到压力测量值的第一局部极值的时间测量值，在图17B中用T₁表示。对于排放方向的流动，第一局部极值是局部极大值。与后半波(例如，T₂和T₃)相比，灵敏度和特异度受益于第一半波的某些特征。例如，开始是相对精确的，这是因为它由泵运动的停止(例如，在短行程试验过程中)所限定，可以高精度地测量其正时。此外，由于与第一半波周期相关联的信号最大化和噪声最小化，导致可以利用相对高的信噪比测量第一半波的完成。例如，第一半波呈现出具有其最大幅度的弹性波，其通过使多种噪声源对测量的影响最小化而使测量限定其端点的极值的精度最大化。在第一半波之后，由于粘弹性效应以及部分波反射的效应(例如，如上参照公式6所述)，在随后的振荡中出现了幅度的急剧衰减。此外，由于部分发射波的建设性干扰和破坏性干扰，导致后续波反射可产生附加噪声源。这种噪声的影响在第一半波周期中并未表现出来。

后半波周期(例如，第二半波周期T₂和第三半波周期T₃)看似具有基本相等的持续时间(例如，如天然共振波所可能预期的那样)，而第一半波周期T₁似乎相对较短(例如，这是由于第一半波周期T₁是以脉冲的方式开始的弹性波时的初始周期)。因此，并不明显的是，半波周期T₁将与闭塞1408的距离x良好地相关。然而，在所进行的分析中，使用第一半波产生了最佳的灵敏度和特异度。

顾名思义，由于第一半波周期T₁仅表示振荡周期T的一半，因此第一半波周期T₁对应于弹性波从压力传感器151A到闭塞1408的位置的通行时间(例如，并非完整往返的通行时间T)。因此，当使用第一半波周期T₁以确定到闭塞1408的距离x时，可将公式1简化为公式13：

x＝T₁*c_o (13)

其中，T₁是第一半波周期，c_o是弹性波的传播速度，并且x是沿管道从压力传感器151A的位置到闭塞1408的位置的距离。

图18示出了15个不同盒体-闭塞组合的振荡的第一半波周期(以秒为单位)对闭塞1408的不同距离x(以cm为单位)的示意图。内部和外部类型的闭塞1408都位于对应于沿患者管线1430的多个位置(例如，x＝60、100、140、150、180、200、220、250cm)的不同距离x处、对应于端口1404的患者连接器之间的多个位置的距离x(例如，x＝304-307cm)处以及对应于沿导管1402的多个位置的距离(例如，x＝310-365cm)处。闭塞1408具有不同的流体阻力R_f值(例如，R_f＝5.9-6.4、8.7-9.1、5.5-5.9、3.1-3.2、0.8-1.0、6.4-10.2、7.0-9.6、5.2-7.0、1.4-2.2、8.0-8.5、6.3-6.9、1.3-1.8、8.2-9.6、6.6-7.8以及1.5-2.1mbar/(ml/min))。

在所试验的距离x中，第一半波周期的评估导致针对大于或等于约100cm的距离x的灵敏度(例如，正确地识别闭塞的能力)。在一些示例中，对于小于100cm的距离x，压力测量值的局部极大值可能是不可检测的。通过增大压力脉冲的强度和/或通过实施压力波形的附加或替代信号处理(例如，图17A的1702和图17B的1704)，可以将灵敏度的范围延伸到较低的距离值x。

所记住的是，本实验的目的是确定该检测方法是否能够提供闭塞1408的距离x的测量值，该测量值对距离x是灵敏且是特定的但对闭塞1408的限制类型或流体阻力R_f的值是不灵敏的，对应于每个距离x的第一半波周期将会理想地是相同的。然而，图18的数据中所见的竖向散开意味着约为±40cm的特异度(例如，精确度)。在一些执行方案中，可以采用该检测方法以确定闭塞1408位于五个分段/区域中的哪一个中。例如，该检测方法可用于确定闭塞1408是否定位在患者管线1430的第一区中(例如，x约＝0-100cm)、在患者管线1430的第二区中(例如，x约＝100-200cm)、在患者管线1430的第三区中(例如，x约＝200-295cm)、在端口1404的患者连接器之间(例如，x约＝304-307cm)或在导管1402中(例如，x约＝310-365cm)。

虽然上述检测方法主要聚焦在使用第一半波周期来评估振荡的周期T，但是可以采用其它方法。例如，可以评估第二半波周期或第三半波周期(例如，分别如图17B中所示的T₂和T₃)。作为选择，基于频率的信号分析(例如，快速傅立叶变换)可用于确定到闭塞的距离x。

图19示出了针对15个不同盒体-闭塞组合的振荡的第二半波周期(以秒为单位)对闭塞1408的不同距离x(以cm为单位)的示意图，并且图20示出了针对15个不同盒体-闭塞组合的振荡的第三半波周期(以秒为单位)对闭塞1408的不同距离x(以cm为单位)的示意图。这两幅示意图都示出了与图18的数据中存在的竖向散开相比更大的竖向散开的程度，并由此出于以上关于图17B所讨论的原因表示降低的特异度。

在一些执行方案中，压力波形的快速傅立叶变换(FFT)可用于评估振荡的周期T。例如，压力波形(例如，图17A的1702和图17B的1704)可被变换成频域，并且可以评估该变换，以确定振荡的周期T。然而，在波幅基本完全衰减之前发生的有限数量的波周期可导致频率空间中的不精确性(例如，由于时域中的相对较短的窗口)，从而导致削弱的灵敏度和/或特异度。

在一些执行方案中，通过采用附加信号处理改进了特异度(例如，减少了数据的竖向散开)，以便提高了波周期测量值的精确度。在一些执行方案中，通过实施预试验校准程序改进了特异度，以便对波周期对距离x中的任何盒体特定的变化或医疗管/患者管线特定的变化做出解释。

在一些执行方案中，通过实施多个短行程试验以及平均这些结果来改进该检测方法的特异度。例如，参照图21，可以在第一阶段2102中初始地进行长行程试验(例如，在排放方向中)，在该第一阶段2102中，泵以对应于Q＝30ml/min的流速的恒定速度移动。在该第一阶段2102过程中，取回该泵并将流体从患者管线1430吸入到泵缸中。可初始地实施长行程试验以调节局部外部闭塞的构造(例如，如图16中所示)，以便在进行一系列短行程试验之前获得所需的流体阻力。可从压力测量值中减去该初始平均压力值。稳态压力用于确定总流动路径的流体阻力R_f。如果流体阻力R_f超过阈值(例如，预先确定的阈值)，则进行多个短行程试验以确定闭塞的位置。在第二阶段2104的过程中，泵可以返回到开始短行程试验的位置；然而，在一些执行方案中，泵并未返回到位置(例如，以便在检测过程中避免流动的反向)。第二阶段2104以暂停开始，以便允许瞬变完成，其后是在填充方向中的长泵行程(例如，流体被从泵缸泵送到患者管线1430中)。在第三阶段2106过程中，然后进行多个短行程试验。所产生的压力测量值以及用于确定闭塞的位置x而实施的任何分析可以被平均以减少不确定性，从而改进该检测方法的特异度。

虽然已经很大程度上将该检测方法描述为在试验环境中实施，但是当患者管线附接到接受透析治疗的患者(例如，如图10中所示)时，可以采用类似的技术来检测管道中的闭塞。例如，通过测量患者管线130本身中产生的弹性波振荡的周期T，可采用该检测方法用于确定管道中的闭塞1008的距离x。特别地，可在治疗之前根据公式1通过将试验闭塞定位于已知距离x并且测量振荡的周期T—即，可在使用之前“校准”每个特定盒体-患者管线-端口-导管组合来确定特定系统构造中产生的弹性波的传播速度c_o。一旦已知该系统的传播速度c_o，就可以在实际透析治疗过程中测量振荡的周期T，并且公式1可用于确定闭塞1008的距离x。作为选择，可以使用周期T与闭塞1008的距离x之间的凭试验确定的相关性。如上所述，可以基于闭塞1008的确定位置推断闭塞1008的类型。

虽然已经很大程度上将透析系统描述为腹膜透析(PD)系统，但其它医疗系统可采用本文中所述的技术。其它医疗治疗系统的示例包括血液透析系统、血液滤过系统、血液透析滤过系统、血液成分单采系统及体外循环系统。

图22是示例性计算机系统2200的框图。例如，控制单元(图1的139)、计算装置(图14的1434)和/或微控制器(图14的1436)可以是这里描述的系统2200的示例。系统2200包括处理器2210、存储器2220、存储装置2230和输入/输出装置2240。每个部件2210、2220、2230和2240可以例如使用系统总线2250互连。处理器2210能够处理用于在系统2200内执行的指令。处理器2210可以是单线程处理器、多线程处理器或量子计算机。处理器2210能够处理存储在存储器2220中或在存储装置2230上的指令。处理器2210可以执行诸如致使透析系统实施透析功能之类的操作。

存储器2220存储系统2200内的信息。在一些执行方案中，存储器2220是计算机可读介质。存储器2220例如可以是易失性存储器单元或非易失性存储器单元。在一些执行方案中，存储器2220存储用于致使透析系统的泵如本文所述运行的信息(例如，可执行代码)。

存储装置2230能够为系统2200提供大容量存储器。在一些执行方案中，存储装置2230是非暂时性计算机可读介质。存储装置2230可包括例如硬盘装置、光盘装置、固态驱动器、闪存驱动器、磁带或一些其它大容量存储装置。存储装置2230作为选择可以是云存储装置，例如，包括分布在网络上并使用网络接入的多个物理存储装置的逻辑存储装置。

输入/输出装置2240为系统2200提供输入/输出操作。在一些执行方案中，该输入/输出装置2240包括一个或多个网络接口装置(例如，以太网卡)、串行通信装置(例如，RS-232端口)和/或无线接口装置(例如，802.11卡、3G无线调制解调器或4G无线调制解调器)。在一些执行方案中，输入/输出装置2240可包括短距离无线传输和接收部件，例如Wi-Fi、蓝牙和/或近场通信(NFC)部件等。在一些执行方案中，输入/输出装置包括被配置成接收输入数据并将输出数据发送到其它输入/输出装置的驱动装置，例如键盘、打印机和显示装置(例如触屏显示器118)。在一些执行方案中，使用移动计算装置、移动通信装置和其它装置。

在一些执行方案中，系统2200是微控制器(例如，图14的微控制器1436)。微控制器是在单一电子器件包中包含计算机系统的多个元件的装置。例如，该单一电子器件包可包含处理器2210、存储器2220、存储装置2230和输入/输出装置2240。

虽然图22中已经描述了一种示例性处理系统，但在其它类型的数字电子电路中或者在包括本专利说明书中公开的结构及其结构等效方案的计算机软件、固件或硬件中或在它们中的一个或多个的组合中，可以实施上述主题和功能操作的执行方案。可将本专利说明书中所述的主题的执行方案实施为一个或多个计算机程序产品，即，在有形程序载体(例如计算机可读介质)上编码的计算机程序指令的一个或多个模块，这些计算机程序指令用于由处理系统执行或控制处理系统的操作。该计算机可读介质可以是机器可读存储装置、机器可读存储基板、存储装置、影响机器可读传播信号的物质组分、或它们中的一个或多个的组合。

术语“计算机系统”可以涵盖用于处理数据的所有设备、装置和机器，例如包括可编程处理器、计算机或者多个处理器或计算机。除了硬件以外，处理系统可包括针对所讨论的计算机程序创建执行环境的代码(例如，构成处理器固件的代码)、协议栈、数据库管理系统、操作系统或者它们中的一个或多个的组合。

计算机程序(也称为程序、软件、软件应用、脚本、可执行的逻辑或代码)能够呈包括编译或解释语言或者声明或过程语言的任意形式的编程语言编写，并且它能够以任意形式配置，这些形式包括独立程序或者模块、部件、子程序或用于在计算环境中使用的其它单元。计算机程序不必对应于文件系统中的文件。程序可以被存储在保存其它程序或数据(例如，被存储在标记语言文本中的一个或多个脚本)的文件的一部分中，在专用于所讨论的程序的单一文件中，或在多个协调文件(例如，存储一个或多个模块、子程序或部分代码的文件)中。计算机程序能够被展开以便在一个计算机上或者在位于一个站点或遍及多个站点分布并通过通信网络互连的多个计算机上实施。

适用于存储计算机程序指令和数据的计算机可读介质包括所有形式的非易失性或易失性存储器、介质和存储装置，例如包括：半导体存储装置(例如，EPROM、EEPROM)和闪存装置；磁盘，例如内部硬盘或可移动盘或磁带；磁光盘；以及CD-ROM和DVD-ROM盘。处理器和存储器可以由专用逻辑电路补充或被结合到专用逻辑电路中。该系统的部件能够通过数字数据通信(例如，通信网络)的任意形式或介质互连。通信网络的示例包括局域网(“LAN”)以及诸如因特网之类的广域网(“WAN”)。

已经描述了本发明的多个执行方案。然而，将会理解的是，在不脱离本发明的主旨和范围的情况下可以作出多种变型。因此，其它执行方案也在所附权利要求书的范围内。

Claims (38)

1.一种方法，包括：

在连接到医疗装置的医疗管的近端测量第一压力；

在所述医疗管的所述近端测量第二压力；

确定第一压力测量与第二压力测量之间的历经时间；以及

基于所述历经时间确定所述医疗管中的闭塞的位置。

2.根据权利要求1所述的方法，其中，所述医疗装置包括透析机。

3.根据权利要求2所述的方法，其中，所述透析机包括腹膜透析(PD)机。

4.根据前述权利要求中的任一项所述的方法，其中，所述第一压力和所述第二压力中的至少一个包括所述医疗管的所述近端处的压力测量值的局部极值。

5.根据权利要求4所述的方法，其中，所述局部极值包括局部最大值和局部最小值中的至少一个。

6.根据前述权利要求中的任一项所述的方法，其中，由安装于所述医疗管的所述近端处的压力传感器测量所述第一压力和所述第二压力。

7.根据前述权利要求中的任一项所述的方法，其中，所述历经时间表示弹性波的振荡周期。

8.根据权利要求7所述的方法，其中，所述弹性波源于所述医疗管的所述近端。

9.根据权利要求7或8所述的方法，其中，响应于所述医疗管中的压力的增加和降低中的至少一种产生所述弹性波。

10.根据前述权利要求中的任一项所述的方法，其中，由所述闭塞至少部分地阻挡住流过所述医疗管的流体。

11.根据权利要求10所述的方法，其中，由所述闭塞至少部分地阻挡住的所述流体导致所述医疗管中的压力的增加或降低。

12.根据权利要求9-11中的任一项所述的方法，其中，压力的增加和降低中的至少一种响应于所述医疗装置的泵的运动。

13.根据权利要求7-12中的任一项所述的方法，其中，至少部分地由从所述闭塞的位置反射回的弹性波引起弹性波的振荡。

14.根据前述权利要求中的任一项所述的方法，其中，所述医疗管在所述医疗管的远端处包括导管。

15.根据前述权利要求中的任一项所述的方法，其中，所述方法包括至少部分地基于所述闭塞的确定位置推断所述闭塞的类型。

16.根据权利要求15所述的方法，其中，所述闭塞的类型包括以下中的一种或多种：所述医疗管的箍缩、所述医疗管中的扭结、所述医疗管中的沉积物以及阻挡住所述医疗管的远端处的导管的孔的沉积物。

17.根据权利要求16所述的方法，其中，所述沉积物包括网膜脂肪。

18.根据权利要求7-17中的任一项所述的方法，其中，所述方法包括基于所述弹性波的所述历经时间和波速确定所述闭塞在所述医疗管中的位置。

19.根据权利要求18所述的方法，其中，所述弹性波的波速基于所述医疗管的尺寸、所述医疗管的材料组分以及流过所述医疗管的流体的密度中的一种或多种。

20.根据权利要求7-19中的任一项所述的方法，其中，凭经验确定所述弹性波的波速。

21.根据前述权利要求中的任一项所述的方法，其中，所述方法包括在确定所述闭塞的位置之前实施校准，所述校准用于确定通过所述医疗管传播的弹性波的波速。

22.根据权利要求21所述的方法，其中，所述校准用于针对在所述医疗装置中使用的特定医疗管和盒体构造确定通过所述医疗管传播的弹性波的波速。

23.一种方法，包括：

在医疗管的连接到医疗装置的近端测量多个压力；

确定测量压力的局部极值之间的一个或多个历经时间；以及

基于所述一个或多个历经时间确定所述医疗管中的闭塞的位置。

24.根据权利要求23所述的方法，其中，所述局部极值包括局部最大值和局部最小值中的至少一个。

25.根据权利要求23或24所述的方法，其中，所述方法包括在确定所述测量压力的局部极值之前从所述测量压力中移除噪声分量。

26.根据权利要求23-25中的任一项所述的方法，其中，当所述闭塞是局部闭塞时，压力测量值的幅度随时间的流逝而衰减。

27.根据权利要求26所述的方法，其中，所述方法包括在确定所述局部极值之前，从所述测量压力中减去与所述压力测量值的由于所述闭塞是局部闭塞所导致的衰减相近似的值。

28.根据权利要求23-27中的任一项所述的方法，其中，所述测量压力的局部极值中的至少一个对应于致使流体流过所述医疗管的泵运动的结束。

29.根据权利要求28所述的方法，其中，所述方法包括：

确定在i)所述泵运动的结束与ii)出现在所述泵运动的结束之后发生的局部极值之间的历经时间；以及

基于所述历经时间确定所述闭塞的位置。

30.根据权利要求29所述的方法，其中，所述历经时间表示响应于所述医疗管中的压力的增加和降低中的至少一种而产生的弹性波的振荡的第一半波周期。

31.根据权利要求23-30中的任一项所述的方法，其中，所述方法包括在所述测量压力上实施一种或多种信号处理技术。

32.一种方法，包括：

在医疗管的连接到医疗装置的近端测量第一压力，所述医疗管包括多个区；

在所述医疗管的所述近端测量第二压力；

确定第一压力测量和第二压力测量之间的历经时间；以及

基于所述历经时间确定所述闭塞定位在所述多个区中的哪个中。

33.根据权利要求32所述的方法，其中，所述医疗管包括五个区。

34.根据权利要求32或33所述的方法，其中，所述医疗管在所述医疗管的远端处包括导管，并且所述多个区中的至少一个包括所述导管。

35.根据权利要求34所述的方法，其中，所述医疗管包括将所述导管连接到所述医疗管的端口，并且所述多个区中的至少一个包括所述端口。

36.一种医疗装置，包括：

医疗管，所述医疗管具有连接到所述医疗装置的出口的近端；

安装于所述医疗管的所述近端的压力传感器，所述压力传感器被配置成用于在所述医疗管的所述近端测量第一压力和第二压力；以及

处理器，所述处理器被配置成用于

确定第一压力测量和第二压力测量之间的历经时间，以及

基于所述历经时间确定闭塞在所述医疗管中的位置。

37.根据权利要求36所述的医疗装置，其中，所述医疗装置包括透析机。

38.根据权利要求37所述的医疗装置，其中，所述透析机包括腹膜透析机。