CN109414537B

CN109414537B - 基于电容的患者线阻塞检测

Info

Publication number: CN109414537B
Application number: CN201780040573.9A
Authority: CN
Inventors: W·S·克劳福德; R·M·奥林恩
Original assignee: Fresenius Medical Care Holdings Inc
Current assignee: Fresenius Medical Care Holdings Inc
Priority date: 2016-06-30
Filing date: 2017-06-13
Publication date: 2022-03-01
Anticipated expiration: 2037-06-13
Also published as: EP3426318A1; JP7143228B2; JP2019519331A; US11071809B2; US20230270922A1; US20210330871A1; EP3426318B1; AU2017288251A1; US11679184B2; CN109414537A; CA3021353A1; AU2017288251B2; US20180001009A1; WO2018005076A1

Abstract

透析机(例如腹膜透析(PD)机)可以包括在由可扩张材料制成的患者线的近端处安装的压力传感器，所述患者线通过导管将PD溶液提供至患者。在治疗过程中，堵塞可能发生在患者线和/或导管的不同位置处。当在存在堵塞的情况下将一增量体积的额外溶液提供至患者线时，会产生压力的变化。压力的变化取决于患者线的未堵塞部分的尺寸和可扩张性。如果压力变化，增量体积，与患者线的可扩张性有关的特性，以及患者线的一些尺寸已知，则可以推断堵塞的位置。堵塞的类型可以基于所确定的位置推断出来。

Description

基于电容的患者线阻塞检测

技术领域

本公开涉及检测患者线中的阻塞。

背景技术

透析是用于支持肾功能不足的患者的治疗。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，患者的血液通过透析机的透析器，同时还使透析溶液或透析液通过透析器。透析器中的半透膜将透析器内的血液与透析液分离，并允许在透析液和血流之间进行扩散和渗透交换。跨膜的这些交换导致从血液中去除废物，包括尿素和肌酸酐等溶质。这些交换还调节血液中其他物质(如钠和水)的水平。以这种方式，透析机充当用于清洁血液的人工肾。

在腹膜透析(“PD”)过程中，患者的腹膜腔被周期性输注透析液。患者腹膜的膜质衬里充当天然半透膜，允许在溶液和血流之间进行扩散和渗透交换。这些横跨患者腹膜的交换导致从血液中去除废物，包括尿素和肌酸酐等溶质，并调节血液中其他物质(如钠和水)的水平。

被称为PD循环器的自动化PD机被设计用于控制整个PD过程，以便可以通常在家中在夜间进行，而无需临床人员参加。该过程称为连续循环器辅助PD(CCPD)。许多PD循环器被设计成自动注入透析液，停留透析液和排出透析液至患者的腹膜腔或排出来自患者腹膜腔的透析液。治疗通常持续数小时，通常从初始排出周期开始，以从腹膜腔清空使用过的或用过的透析液。然后，进行前后相继的填充，停留和排出阶段的顺序。每个阶段称为一循环。

发明内容

在一个方面中，一种方法包括测量被连接到医疗装置的可扩张医疗管的第一部分中的流体的第一压力。堵塞存在于所述医疗管中、限定所述第一部分和所述医疗管的第二部分之间的边界的位置处。该方法还包括向所述医疗管的所述第一部分提供或从所述医疗管的所述第一部分抽出一定体积的流体。该方法还包括测量所述医疗管的所述第一部分中的流体的第二压力。该方法还包括基于所述第二压力和所述第一压力之差确定所述医疗管的所述第一部分的长度。

实施方式可以包括下述特征中的一个或多个。

在一些实施方式中，所述医疗装置包括透析机。

在一些实施方式中，所述透析机包括腹膜透析(PD)机。

在一些实施方式中，所述第一部分的长度表示所述堵塞相对于所述医疗管的被连接到所述医疗装置的近端的位置。

在一些实施方式中，所述第一压力和所述第二压力通过所述医疗管的被连接到所述医疗装置的近端处的压力传感器测量。

在一些实施方式中，所述流体至少部分地受所述堵塞阻挡。

在一些实施方式中，所述流体至少部分地受所述堵塞阻挡导致所述医疗管中的压力增加或减小。

在一些实施方式中，所述流体至少部分地受所述堵塞阻挡导致所述医疗管扩张。

在一些实施方式中，所述医疗管包括位于所述医疗管的远端处的导管。

在一些实施方式中，该方法包括至少部分地基于所确定的所述堵塞的位置来推断所述堵塞的类型。

在一些实施方式中，所述堵塞的类型包括下述中的一个或多个：所述医疗管的挤压，所述医疗管中的纽结，所述医疗管中的沉积物，以及阻塞位于医疗管的远端处的导管的孔的沉积物。

在一些实施方式中，所述沉积物包含网膜脂肪。

在一些实施方式中，该方法包括基于下述中的一个或多个来确定所述医疗管的所述第一部分的长度：所述医疗管的尺寸，所述医疗管的材料组成，以及被提供给所述医疗管的所述第一部分或从所述医疗管的所述第一部分抽出的流体的体积的体积流速。

在一些实施方式中，所述医疗管的所述第一部分的长度的确定基于所述医疗管的流体电容。

在一些实施方式中，该方法包括测量所述医疗管的所述第一部分中的流体的压力的时间历史。

在一些实施方式中，该方法包括在所述体积的流体正被提供或抽出时测量所述医疗管的所述第一部分中的流体的两个压力。该方法还包括基于这两个压力测量之差和在这两个压力测量之间经过的时间的量来确定所述医疗管的所述第一部分的长度。

在一些实施方式中，该方法包括在所述体积的流体的提供或抽出突然停止之前测量所述医疗管的所述第一部分中的流体的第三压力。该方法还包括在所述体积的流体的提供或抽出突然停止之后测量所述医疗管的所述第一部分中的流体随时间变化的多个压力。该方法还包括基于在第三压力测量和随时间变化的所述多个压力测量中的第四压力测量之间经过的时间来确定所述医疗管的所述第一部分的长度。

在另一方面中，一种方法包括以随时间变化的体积流速向被连接到医疗装置的可扩张医疗管提供流体或从所述可扩张医疗管抽出流体。所述医疗管包括通过流体电容元件分离开的患者线区域和导管区域。该方法还包括通过在所述患者线区域处的压力传感器测量流体的随时间变化的多个压力。该方法还包括基于所测量的随时间变化的压力来确定医疗管中的堵塞是存在于患者线区域中还是导管区域中。

实施方式可以包括下述特征中的一个或多个。

在一些实施方式中，所述医疗装置包括透析机。

在一些实施方式中，所述透析机包括PD机。

在一些实施方式中，所述随时间变化的体积流速包括突然停止的流体的分配或抽出步骤。

在一些实施方式中，所述随时间变化的体积流速包括流体的稳态引入，流体的斜变引入，流体的抛物线引入，和流体的循环引入中的一种或多种。

在一些实施方式中，所述流体至少部分地受所述堵塞阻挡。

在一些实施方式中，所述堵塞的类型包括下述中的一个或多个：所述医疗管的挤压，所述医疗管中的纽结，所述医疗管中的沉积物，以及堵塞位于医疗管的远端处的所述导管区域中的导管的孔的沉积物。

在一些实施方式中，该方法包括基于下述中的一个或多个来确定所述医疗管中的堵塞是存在于所述患者线区域中还是所述导管区域中：随时间变化的体积流速，通过稳态测量检测到的所述患者线区域的流体阻力，通过稳态测量检测到的所述导管区域的流体阻力，通过所测量的随时间变化的压力的瞬态分量的测量检测到的所述患者线区域的流体阻力，通过所测量的随时间变化的压力的瞬态分量的测量检测到的所述导管区域的流体阻力，以及所测量的随时间变化的压力的瞬态分量的特征频率。

在一些实施方式中，所述流体电容元件包括通过所述医疗管中的压力扩张的弹性体材料。

在一些实施方式中，所述流体电容元件是所述医疗管的弹性体段。

在一些实施方式中，所述流体电容元件具有比所述医疗管的扩张性大得多的扩张性。

在一些实施方式中，所述流体电容元件配置成相对于所述医疗管存储额外的流体体积，同时伴随着压力的增加。

在另一方面中，一种方法包括向被连接到医疗装置的可扩张医疗管的第一部分提供或从所述第一部分抽出一定体积的流体。堵塞存在于所述医疗管中、限定所述第一部分和所述医疗管的第二部分之间的边界的位置处。该方法还包括在所述体积的流体正被提供或抽出时测量所述医疗管的所述第一部分中的流体的两个压力。该方法还包括基于这两个压力测量之差和在这两个压力测量之间经过的时间的量来确定所述医疗管的所述第一部分的长度。

实施方式可以包括下述特征中的一个或多个。

在一些实施方式中，所述医疗装置包括透析机。

在一些实施方式中，所述透析机包括PD机。

在一些实施方式中，所述两个压力通过在所述医疗管的被连接到所述医疗装置的近端处的压力传感器测量。

在一些实施方式中，所述流体至少部分地受所述堵塞阻挡。

在一些实施方式中，该方法包括基于下述中的一个或多个来确定所述医疗管的所述第一部分的长度：所述医疗管的尺寸，所述医疗管的材料组成，以及被提供给所述医疗管的所述第一部分或从所述医疗管的所述第一部分抽出的流体的体积。

在一些实施方式中，所述两个压力测量之差和在这两个压力测量之间经过的时间的量包括压力波形的一部分的斜率，所述压力波形的所述一部分对应于所述体积的流体被提供或抽出期间的时间。

在另一方面中，一种方法包括向被连接到医疗装置的可扩张医疗管的第一部分提供或从所述第一部分抽出一定体积的流体。堵塞存在于所述医疗管中、限定所述第一部分和所述医疗管的第二部分之间的边界的位置处。该方法还包括在所述体积的流体的提供或抽出突然停止之前测量所述医疗管的所述第一部分中的流体的第一压力。该方法还包括在所述体积的流体的提供或抽出突然停止之后测量所述医疗管的所述第一部分中的流体随时间变化的多个压力。该方法还包括基于在第一压力测量和随时间变化的所述多个压力测量中的第二压力测量之间经过的时间来确定所述医疗管的所述第一部分的长度。

实施方式可以包括下述特征中的一个或多个。

在一些实施方式中，所述医疗装置包括透析机。

在一些实施方式中，所述透析机包括PD机。

在一些实施方式中，所述第一压力测量表示初始稳态压力。

在一些实施方式中，该方法包括识别所述多个压力测量中的最终稳态压力。

在一些实施方式中，所述第二压力测量是所述第一压力测量和所述最终稳态压力测量之差的大约36.8％。

在一些实施方式中，所述第二压力测量是所述第一压力测量和所述最终稳态压力测量之差的大约36.8％加上所述最终稳态压力测量。

在一些实施方式中，所述流体至少部分地受所述堵塞阻挡。

在一些实施方式中，所述沉积物包括网膜脂肪。

在另一方面中，一种医疗装置包括可扩张医疗管，其具有连接到医疗装置的端口的近端。堵塞存在于医疗管中、限定所述医疗管的第一部分和所述医疗管的第二部分之间的边界的位置处。本医疗装置还包括在所述医疗管的近端处的压力传感器。所述压力传感器被配置用于测量所述医疗管的第一部分中的流体的第一压力。本医疗装置还包括一个或多个泵，其被配置用于向所述医疗管的第一部分提供或从所述医疗管的第一部分抽出一定体积的流体。所述压力传感器被配置用于测量所述医疗管的第一部分中的流体的第二压力。本医疗装置还包括处理器，其被配置用于基于第二压力和第一压力之差来确定所述医疗管的第一部分的长度。

实施方式可以包括下述特征中的一个或多个。

在一些实施方式中，所述医疗装置包括透析机。

在一些实施方式中，所述透析机包括PD机。

在一些实施方式中，所述第一部分的长度表示所述堵塞相对于所述医疗管的近端的位置。

在一些实施方式中，所述处理器被配置用于至少部分地基于所确定的所述堵塞的位置来推断所述堵塞的类型。

在一些实施方式中，所述处理器被配置用于基于下述中的一个或多个来确定所述医疗管的所述第一部分的长度：所述医疗管的尺寸，所述医疗管的材料组成，所述医疗管的流体电容，以及被提供给所述医疗管的所述第一部分或从所述医疗管的所述第一部分抽出的流体的体积。

在另一方面中，一种医疗装置包括被连接到医疗装置的端口的可扩张医疗管。述医疗管包括通过流体电容元件分离开的患者线区域和导管区域。本医疗装置还包括一个或多个泵，其被配置用于以随时间变化的体积流速向医疗管提供流体或从医疗管抽出流体。本医疗装置还包括位于所述患者线区域处的压力传感器。所述压力传感器被配置用于测量流体的随时间变化的多个压力。本医疗装置还包括处理器，其被配置用于基于所测量的随时间变化的压力来确定所述医疗管中的堵塞是存在于所述患者线区域中还是导管区域中。

实施方式可以包括下述特征中的一个或多个。

在一些实施方式中，所述医疗装置包括透析机。

在一些实施方式中，所述透析机包括PD机。

在一些实施方式中，所述随时间变化的体积流速包括被突然停止的流体的分配或抽出步骤。

在一些实施方式中，所述医疗管包括位于所述医疗管的远端处的所述导管区域中的导管。

在一些实施方式中，所述处理器被配置用于基于下述中的一个或多个来确定所述医疗管中的堵塞是存在于所述患者线区域中还是所述导管区域中：所述随时间变化的体积流速，通过稳态测量检测到的所述患者线区域的流体阻力，通过稳态测量检测到的所述导管区域的流体阻力，通过所测量的随时间变化的压力的瞬态分量的测量而检测到的所述患者线区域的流体阻力，通过所测量的随时间变化的压力的瞬态分量的测量而检测到的所述导管区域的流体阻力，以及所测量的随时间变化的压力的瞬态分量的特征频率。

在一些实施方式中，所述流体电容元件被配置成相对于所述医疗管存储额外的流体体积，同时伴随着压力的增加。

在另一方面中，一种医疗装置包括可扩张医疗管，其具有被连接到医疗装置的端口的近端。堵塞存在于医疗管中、限定所述医疗管的第一部分和所述医疗管的第二部分之间的边界的位置处。本医疗装置还包括一个或多个泵，其被配置用于向所述医疗管的第一部分提供流体或从所述医疗管的第一部分抽出流体。本医疗装置还包括位于所述医疗管的近端处的压力传感器。所述压力传感器被配置用于在所述体积的流体正被提供或抽出时测量所述医疗管的所述第一部分中的流体的两个压力。本医疗装置还包括处理器，其被配置用于基于所述两个压力测量之差和在这两个压力测量之间经过的时间的量来确定所述医疗管的所述第一部分的长度。

实施方式可以包括下述特征中的一个或多个。

在一些实施方式中，所述医疗装置包括透析机。

在一些实施方式中，所述透析机包括PD机。

在一些实施方式中，所述处理器被配置为至少部分地基于所确定的所述堵塞的位置来推断所述堵塞的类型。

在另一方面中，一种医疗装置包括可扩张医疗管，其具有被连接到医疗装置的端口的近端。堵塞存在于医疗管中、限定所述医疗管的第一部分和所述医疗管的第二部分之间的边界的位置处。本医疗装置还包括一个或多个泵，其被配置用于向所述医疗管的第一部分提供流体或从所述医疗管的第一部分抽出流体。本医疗装置还包括位于所述医疗管的近端处的压力传感器。所述压力传感器被配置用于在所述体积的流体的提供或抽出突然停止之前测量所述医疗管的所述第一部分中的流体的第一压力，和在所述体积的流体的提供或抽出突然停止之后测量所述医疗管的所述第一部分中的流体随时间变化的多个压力。本医疗装置还包括处理器，其被配置为基于在第一压力测量和随时间变化的所述多个压力测量中的第二压力测量之间经过的时间来确定所述医疗管的所述第一部分的长度。

实施方式包括下述特征中的一个或多个。

在一些实施方式中，所述医疗装置包括透析机。

在一些实施方式中，所述透析机包括PD机。

在一些实施方式中，所述处理器被配置用于识别所述多个压力测量值中的最终稳态压力。

在一些实施方式中，所述处理器被配置用于基于下述中的一个或多个来确定所述医疗管的所述第一部分的长度：所述医疗管的尺寸，所述医疗管的材料组成，所述医疗管的流体电容，以及被提供给所述医疗管的所述第一部分或从所述医疗管的所述第一部分抽出的流体的体积的体积流速。

实施方式可以包括下述优势中的一个或多个。

在一些实施方式中，本文描述的系统和技术可用于确定医疗管中堵塞的位置(例如，在患者线中或在导管中)。可以基于所确定的位置来推断堵塞的类型。透析机可以确定用于解决特定类型的堵塞的适当响应，包括发出指示堵塞的存在性的警报和/或调整透析机的一个或多个操作参数，以试图清除堵塞和/或调节医疗管中的流动以避免过压状况。

在一些实施方式中，透析机被配置为使用内置于透析机中的压力传感器来确定堵塞的位置，而不需要单独的压力传感器。

从说明书和附图以及权利要求中，本发明的其他方面，特征和优点将是显而易见的。

附图说明

图1显示了腹膜透析(PD)系统的示例。

图2是图1的PD系统的PD循环器和PD盒的透视图，其中PD循环器的门处于打开位置，以显示在使用过程中与PD盒接口的PD循环器内表面。

图3是图1的PD循环器的打开的盒室的透视图。

图4是图2的PD盒的分解透视图，其包括圆顶形紧固构件，所述紧固构件能够机械连接到图1的PD循环器的活塞头。

图5是图4的完全组装的PD盒的横截面图。

图6是从PD盒的柔性膜和圆顶形紧固构件一侧看的、图4的完全组装的 PD盒的透视图。

图7是从PD盒的刚性基部侧看的、图4的完全组装的PD盒的透视图。

图8是图1的PD系统的PD循环器的盒室中的PD盒的透视图。

图9A-9G是图1的PD系统在PD治疗和设置的不同阶段期间的示意性横截面视图，其中PD盒设置在PD循环器的盒室中。

图10显示了图1的PD循环器被连接到患者的示意图，其中堵塞存在于患者线中。

图11示出了与图10的流体系统类似的集总元件电路的表示，其中堵塞产生完全的流动阻塞。

图12示出了用于确定管道的加压区域的流体电容C_f的示例性实验系统。

图13示出了由图12的系统的压力传感器测量的随时间变化的压力的代表性曲线图。

图14示出了计算得到的流体电容C_f与各种夹紧距离的代表性曲线图。

图15示出了透析系统的示意图，该透析系统包括用于流量控制和压力测量的部件。

图16示出了压力波形，其包括由图15的压力传感器随时间进行的压力测量。

图17A-C显示了压力对时间曲线的示例，说明了如何确定特征时间常数。

图18显示了图1的PD循环器被连接到患者的示意图。

图19示出了与图18的流体系统类似的集总元件电路的图示。

图20示出了计算机系统和相关部件的示例。

各附图中的相同参考符号表示相同的元件。

具体实施方式

透析机(例如，腹膜透析(PD)机)可包括安装在由可扩张材料制成的患者线(例如，弹性体患者线)的近端处的压力传感器，该患者线通过导管向患者提供PD溶液。在治疗期间，堵塞可能发生在患者线和/或导管中的不同位置处。当在存在堵塞时向患者线提供增量体积ΔV_f的额外溶液时，会产生压力变化ΔP(例如，压力升高)。压力变化ΔP取决于患者线的未堵塞部分的尺寸和扩张性。如果压力变化ΔP，增量体积ΔV_f，与患者线的可扩张性相关的性质以及患者线的一些尺寸是已知的，则堵塞的位置(例如，患者线端口和堵塞之间的距离x)可以推断出来。因为某些类型的堵塞通常发生在患者线的特定部分中，所以可以基于所确定的位置来推断堵塞的类型。

在一些实施方式中，可以通过在向患者线提供额外体积的溶液时测量压力测量值随时间的变化来确定堵塞的位置。在一些实施方式中，可以通过在向患者线提供额外体积的溶液之后测量压力测量值衰减到预定阈值以下所需的时间量来确定堵塞的位置。

在一些实施方式中，患者线可包括位于患者线区域和患者线的导管区域之间的流体电容元件。流体电容元件可以具有比患者线本身的扩张性大得多的扩张性。因此，在透析机和流体电容元件之间发生的堵塞不会导致压力传感器受流体电容元件的影响，而在流体电容元件和导管末端之间发生堵塞确实会导致压力传感器遭受流体电容元件的影响。也就是说，可以策略性地定位流体电容元件，使得所生成的信息可以将堵塞局限到特别感兴趣的区域。例如，通过分析多个压力测量值随时间变化的特性，包括稳态测量值和所测得的压力随时间变化的瞬态(例如，波动)分量的测量值，可以确定堵塞是存在于患者线区域(例如，患者外部)中还是导管区域(例如，患者体内) 中。

图1示出了PD系统100，其包括安置在推车104上的PD机(通常也称为PD循环器)102。还参照图2，PD机102包括壳体106，门108和盒接口 110，当一次性PD盒112设置在形成于盒接口110和关闭的门108之间的盒室114内时，盒接口110接触盒112。加热器托盘116被定位于壳体106上面。加热器托盘116的尺寸和形状设置成容纳PD溶液袋(例如，5升透析液袋)， PD溶液例如透析液。PD机102还包括用户界面，例如触摸屏显示器118和可由用户(例如，护理人员或患者)操作的附加控制按钮120，以允许例如设置，启动和/或终止PD治疗。

透析液袋122从推车104侧面上的指状部悬挂，并且加热器袋124定位在加热器托盘116中。透析液袋122和加热器袋124分别通过透析液袋线126 和加热器袋线128连接到盒112。透析液袋线126可用于在使用期间将透析液从透析液袋122传递到盒112，并且加热器袋线128可用于在使用期间使透析液在盒112和加热器袋124之间来回传递。另外，患者线130和排出线132 连接到盒112。患者线130可以经由导管(例如，图10的导管1002)连接到患者的腹部，并且可以用于在使用期间在盒112和患者的腹膜腔之间来回传递透析液。导管1002可以经由诸如接头的端口(图10中的1004)连接到患者线130。排出线132可以连接到排出器或排出容器，并且可以用于在使用期间将透析液从盒112传递到排出器或排出容器。

PD机102还包括控制单元139(例如，处理器)。控制单元139可以从触摸屏显示器118，控制面板120和PD系统100的各种其他部件接收信号以及将信号发送到触摸屏显示器118，控制面板120和所述各种其他部件。控制单元139可以控制PD机102的操作参数。在一些手术方式中，控制单元139 是由Motorola，Inc.制造的MPC823PowerPC装置。

图3示出了PD机102的盒接口110和门108的更详细视图。如图所示，PD机102包括活塞133A，133B，其中活塞头134A，134B附接到活塞杆135A， 135B(图9A-G中所示的活塞杆135A)，活塞杆135A，135B可在形成于盒接口110中的活塞进入端口136A，136B内轴向移动。活塞133A，133B，活塞头134A，134B和活塞杆135A，135B在本文中有时称为泵。活塞杆135A，135B连接到步进电机，步进电机可被操作以使活塞133A，133B轴向向内和向外移动，使得活塞头134A，134B在活塞进入端口136A，136B内轴向向内和向外移动。步进电机驱动导螺杆，沿导螺杆向内和向外移动螺母。步进电机可以由驱动器模块(例如，图15的驱动器模块1538a，1538b)控制。螺母又连接到活塞133A，133B并且因此当步进电机旋转导螺杆时致使活塞133A， 133B向内和向外移动。步进电机控制器(例如，图14的微控制器1436)提供必要的电流以驱动步进电机的绕组以移动活塞133A，133B。电流的极性决定了活塞133A，133B是前进还是后退。在一些实施方式中，步进电机需要 200步才能完成一整转，这相当于0.048英寸的线性行程。

PD系统100还包括测量导螺杆的旋转运动的编码器(例如，光学编码器)。活塞133A，133B的轴向位置可以基于由编码器确定的导螺杆的旋转运动来确定。因此，编码器的测量值可用于精确地定位活塞133A，133B的活塞头134A， 134B。

如下所讨论的，当盒112(如图2和4-7所示)被定位在PD机102的盒室114内同时门108关闭时，PD机102的活塞头134A，134B与盒112的泵腔138A，138B对准，使得活塞头134A，134B能够被机械地连接到覆盖泵腔 138A，138B的盒112的圆顶形紧固构件161A，161B。由于这种布置，在治疗期间活塞头134A，134B朝向盒112的运动可以减小泵腔138A，138B的容积并且迫使透析液从泵腔138A，138B中流出，活塞头134A，134B远离盒 112缩回可以增加泵腔138A，138B的容积并使透析液被吸入泵腔138A，138B 内。

如图3所示，盒接口110包括两个压力传感器151A，151B，当盒112被定位在盒室14内时这两个压力传感器与盒112的压力感测室163A，163B(如图2，4，6和7所示)对准。盒112的膜140的覆盖压力感测室163A，163B 的部分利用真空压力粘附到压力传感器151A，151B。具体地，压力传感器151A， 151B周围的间隙将真空传递到覆盖压力感测室163A，163B的盒膜140的那些部分，以将盒膜140的那些部分紧紧地保持靠在压力传感器151A，151B 上。压力感测室163A，163B内的流体压力导致覆盖压力感测室163A，163B 的盒膜140的那些部分接触并向压力传感器151A，151B施加压力。

压力传感器151A，151B可以是能够测量感测室163A，163B中的流体压力的任何传感器。在一些实施方式中，压力传感器是固态硅隔膜输注泵力/压力换能器。这种传感器的一个例子是由Sensym Foxboro ICT制造的1865型力 /压力传感器。在一些实施方式中，力/压力换能器被修改以提供增加的电压输出。例如，可以修改力/压力换能器以产生0至5伏的输出信号。

仍然参考图3，PD机102还包括定位在盒接口110中的可充气构件端口 144内的多个可充气构件142。当盒112定位在PD机102的盒室114内时，可充气构件142与盒112的可压下圆顶区域146对准(图4-6中所示)。虽然在图3中仅标出了几个可充气构件142，但应理解PD机102包括与盒112的每个可压下圆顶区域146相关联的可充气构件142。可充气构件142用作阀，以在使用期间以期望的方式引导透析液通过盒112。特别地，可充气构件142 在被充气时向外鼓出超过盒接口110的表面并与盒112的可压下圆顶区域146 接触，并且当被放气时缩回到可充气构件端口144中并与盒112脱离接触。通过充气某些可充气构件142以压下盒112上的相关联圆顶区域146，可以堵塞盒112内的某些流体流动路径。因此，透析液可以通过致动活塞头134A， 134B而被泵送通过盒112，并且可以通过选择性地充气和放气不同的可充气构件142而沿着盒112内的期望流动路径被引导。

仍然参考图3，定位销148从PD机102的盒接口110延伸。当门108处于打开位置时，通过将盒112的顶部定位在定位销148下方并将盒112的底部推向盒接口110，可以将盒112装载到盒接口110上。盒112的尺寸被设计成保持牢固地定位在定位销148和从盒接口110延伸的弹簧加载的闩锁150 之间，以允许门108在盒112上闭合。定位销148有助于确保在使用期间保持盒112在盒室114内的正确对准。

如图3所示，PD机102的门108限定了圆筒形凹槽152A，152B，其当门108处于关闭位置时与活塞133A，133B基本对准。当盒112(如图4-7所示)被定位于盒室114内时，盒112的中空突出部154A，154B(其内表面部分地限定泵腔138A，138B)装配在凹槽152A，152B内。门108还包括垫，该垫在使用期间被充气以将盒112压缩在门108和盒接口110之间。在垫被充气的情况下，门108的形成凹槽152A，152B的那些部分支撑盒112的突出部154A，154B，并且门108的平坦表面支撑盒112的其他区域。门108可以抵抗由可充气构件142施加的力，从而允许可充气构件142致动盒112上的可压下圆顶区域146。门108和盒112的中空突出部154A，154B之间的接合还可以帮助将盒112保持在盒室114内的期望的固定位置，以进一步确保活塞133A，133B与盒112的流体泵腔138A，138B对准。

控制单元(图1中的139)连接到压力传感器151A，151B，连接到驱动活塞133A，133B的步进电机(例如，步进电机的驱动器)，并连接到监控步进电机的导螺杆的旋转的编码器，使得控制单元139可以从系统的那些部件接收信号以及将信号传输到系统的那些部件。控制单元139监控与其连接的所述部件，以确定PD系统100内是否存在任何疑难情形，例如是否存在堵塞。

图4是盒112的分解透视图，图5是完全组装的盒112的剖视图，图6 和7是分别从膜侧和刚性基部侧看的组装盒112的透视图。参照图4-6，盒112 的柔性膜140附接到托盘状刚性基部156的周边。刚性圆顶形紧固构件161A， 161B定位在基部156的凹陷区域162A，162B内。圆顶形紧固构件161A，161B 的尺寸和形状设计成接收PD机102的活塞头134A，134B。在一些实施方式中，圆顶形紧固构件161A，161B具有从凸缘164A，164B的外边缘测量的约 1.5英寸至约2.5英寸(例如，约2.0英寸)的直径，并占据凹陷区域162A， 162B的面积的大约三分之二或大约四分之三。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的内表面的部分，这些部分围绕形成在膜140中的基本上圆形的孔166A，166B。刚性圆顶形紧固构件161A，161B的环形凸缘164A，164B可以例如热结合或粘接结合到膜140。膜140的孔166A，166B暴露刚性圆顶形紧固构件161A，161B，使得活塞头134A，134B在使用期间能够直接接触并机械连接到圆顶形紧固构件161A，161B。

如图5所示，圆顶形紧固构件161A，161B的环形凸缘164A，164B形成径向向内延伸的环形突出部168A，168B和从圆顶形紧固构件161A，161B的侧壁径向向外延伸的环形突出部176A，176B。当活塞头134A，134B机械连接到圆顶形紧固构件161A，161B时，径向向内的突出部168A，168B接合活塞头134A，134B的滑动闩锁145A，147A的后倾斜表面，以将圆顶形紧固构件161A，161B牢固地固定到活塞头134A，134B。因为膜140附接到圆顶形紧固构件161A，161B，所以圆顶形紧固构件161A，161B移入和移出基部156 的凹陷区域162A，162B(例如，由于活塞133A，133B的往复运动)使柔性膜140类似地移入和移出基部156的凹陷区域162A，162B。该运动允许流体被迫流出和被吸入流体泵腔138A，138B，流体泵腔138A，138B形成在基部 156的凹陷区域162A，162B与圆顶形紧固构件161A，161B和膜140的覆盖着那些凹陷区域162A，162B的部分之间。

参照图4和图6，当盒112被压缩在门108和PD机102的盒接口110之间时，凸出的脊部167从基部156的基本平坦的表面朝向柔性膜140的内表面延伸并与之接触，形成一系列流体通道158并形成所述多个可压下圆顶区域146，它们是流体通道158的加宽部分(例如，基本上圆形的加宽部分)，如图6所示。流体通道158将用作盒112的入口/出口端口的盒112的流体线连接器160流体连接到流体泵腔138A，138B。如上所述，在使用期间PD机 102的不同的可充气阀构件142作用在盒112上。在使用期间，透析液通过流体通道158和圆顶区域146流入和流出泵腔138A，138B。在每个可压下圆顶区域146处，膜140可被偏转以接触凸出的脊部167从其延伸的、基部156 的平坦表面。此接触可以基本上阻止(例如，防止)透析液沿着与圆顶区域 146相关联的通道158的那个区域流动。因此，可以通过选择性地充气PD机102的可充气构件142进行可压下圆顶区域146的选择性按压来控制透析液通过盒112的流动。

仍然参考图4和6，流体线连接器160被沿着盒112的底边缘定位。如上所述，盒112中的流体通道158从泵腔138A，138B通向各连接器160。连接器160沿着盒112的宽度不对称地定位。连接器160的这种不对称定位有助于确保盒112以盒112的膜140面向盒接口110的方式正确地定位在盒室114 中。连接器160构造成接收透析液袋线126，加热器袋线128，患者线130和排出线132的端部上的接头。接头的一端可被插入并结合到其相应的线上，另一端可被插入并结合到其相关的连接器160。在使用期间，通过允许透析液袋线126，加热器袋线128，患者线130和排出线132连接到盒，如图1和2 所示，连接器160允许透析液流入和流出盒112。当活塞133A，133B往复运动时，可充气构件142可被选择性地充气以允许流体从线126，128，130和 132中任一者流到泵腔138A，138B的端口185A，185B，187A和187B中的任一者，反之亦然。

基部156的刚性有助于将盒112保持在PD机102的盒室114内的适当位置，并防止基部156响应于由圆顶形紧固构件161A，161B施加到突出部154A， 154B的力以及响应于由可充气构件142施加到基部156的平坦表面的力而弯曲和变形。圆顶形紧固构件161A，161B也足够刚性，使得它们不会由于在流体泵送过程中在泵腔138A，138B中发生的通常压力而变形。因此，膜140 的环形部分149A，149B的变形或鼓出可以被假定为在泵送过程中除了活塞133A，133B的运动之外影响泵腔138A，138B的容积的唯一因素。

盒112的基部156和圆顶形紧固构件161A，161B可以由各种相对刚性的材料中的任何一种形成。在一些实施方式中，盒112的这些部件由一种或多种聚合物形成，例如聚丙烯，聚氯乙烯，聚碳酸酯，聚砜和其他医用级塑料材料。在一些实施方案中，这些部件可由一种或多种金属或合金形成，例如不锈钢。可替代地，这些部件可以由上述聚合物和金属的各种不同组合形成。盒112的这些部件可以使用各种不同技术中的任何一种形成，包括机械加工，模制和铸造技术。

如上所述，膜140附接到基部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的覆盖基部156的其余部分的那些部分通常不附接到基部156。相反，膜140的这些部分松垮地坐落在从基部156 的平坦表面延伸的凸出的脊部165A，165B和167上面。可以使用各种附接技术中的任何一种，例如粘接结合和热结合，将膜140附接到基部156的周边和圆顶形紧固构件161A，161B。膜140的厚度和材料选择成使得膜140具有足够的柔韧性，以响应于由可充气构件142施加到膜140的力而朝向基部156 弯曲。在一些实施方案中，膜140的厚度为约0.100微米至约0.150微米。然而，取决于用于形成膜140的材料的类型，各种其他厚度可能是足够的。

允许膜140响应于可充气构件142的运动发生偏转、但不会撕裂的各种不同材料中的任何材料都可用于形成膜140。在一些实施方案中，膜140包括三层层合体。在一些实施方案中，例如，层合体的内层和外层由复合物形成，所述复合物由60％

8004热塑性橡胶(即，氢化苯乙烯嵌段共聚物) 和40％乙烯组成，并且中间层由25％

H1062(SEBS：氢化苯乙烯热塑性弹性体)、40％

8003聚烯烃弹性体(乙烯辛烯共聚物)和35％

8004热塑性橡胶(即氢化苯乙烯嵌段共聚物)构成的复合物形成。该膜可以可替代地包括更多或更少的层和/或可以由不同的材料形成。

如图8所示，在治疗之前，PD机102的门108打开以暴露盒接口110，并且定位盒112使其圆顶形紧固构件161A，161B与PD机102的活塞133A， 133B对准，其压力感测室163A，163B与PD机102的压力传感器151A，151B 对准，其可压下圆顶区域146与PD机102的可充气构件142对准，并且其膜 140与盒接口110相邻。为了确保盒112正确地定位在盒接口110上，盒112 被定位在定位销148和从盒接口110延伸的弹簧加载的闩锁150之间。该盒的不对称定位的连接器160用作键接特征，降低了盒112以膜140和圆顶形紧固构件161A，161B面向错误的方向(例如，面向外朝向门108)安装的可能性。附加地或替代地，定位销148的尺寸可以设定为小于突出部154A，154B 的最大突伸量，使得如果膜140面朝外朝向门108的话那么盒112不能接触定位销148。在盒112的安装期间，活塞133A，133B通常缩回到活塞进入端口136A，136B中，以避免活塞133A，133B与圆顶形紧固构件161A，161B 之间的干涉，并且因此增加可以将盒112定位在盒室114内的容易度。

在根据需要将盒112定位在盒接口110上之后，关闭门108并且充气门 108内的可充气垫以将盒112压缩在可充气垫和盒接口110之间。盒112的这种压缩将盒112的突出部154A，154B保持在门108的凹槽152A，152B中，并将膜140紧紧地压靠在从刚性基座156的平坦表面延伸的凸出的脊部167 上，以形成封闭的流体通道158和圆顶区域146(如图6所示)。还简要地参考图1和2，然后将患者线130通过导管连接到患者的腹部，并且将排出线 132连接到排出器或排出容器。另外，加热器袋线128连接到加热器袋124，透析液袋线126连接到透析液袋122。此时，活塞133A，133B可被耦接到盒 112的圆顶形紧固构件161A，161B，以允许准备(prime)盒112和线126， 128，130，132。在准备了这些部件之后，就可以开始治疗了。

将在下面讨论的图9A-9G是在设置、准备和治疗的不同阶段期间本系统的横截面视图。这些图聚焦在设置、准备和治疗期间PD机102的活塞133A 和盒112的泵腔138A之间的相互作用上。另一个活塞133B和泵腔138B之间的相互作用是相同的，因此不再单独详细描述。

图9A示出了活塞133A完全缩回到盒接口110的活塞进入端口136A中。盒112定位在PD机102的盒室114中，并且PD机102的门108中的可充气垫被充气，使得盒112被紧紧地压靠在PD机102的盒接口110上，如以上解释的。

参照图9B，在盒112正确安装在PD机102的盒室114内并进行了适当的线连接的情况下，活塞133A被推进，以启动PD机102的活塞头134A至盒112的圆顶形紧固构件161A的机械连接过程。随着活塞133A被推进，滑动闩锁145A的前倾斜表面188A和滑动闩锁147A的前倾斜表面191A接触环形突出部168A的后表面，该后表面从圆顶形紧固构件161A径向向内延伸。环形突出部168A的后表面大致垂直于活塞133A的纵向轴线。

随着活塞133A继续前进，圆顶形紧固构件161A接触刚性基部156的形成凹陷区域162A的那部分的内表面，如图9B所示。刚性基部156防止圆顶形紧固构件161A进一步向前移动。由于前进的活塞133A，附接到圆顶形紧固构件161A的周边凸缘164A的膜140也伸展并移动到凹陷区域162A中。由于滑动闩锁145A，147A的前倾斜表面188A，191A的倾斜几何形状和由刚性基部156提供的对圆顶形紧固构件161A的向前运动的阻力，当活塞头134A 继续相对于圆顶形紧固构件161A前进时，滑动闩锁145A，147A被致使径向向内(即，朝向活塞133A的纵向轴线)移动。更具体地，由于滑动闩锁145A， 147A的前倾斜表面188A，191A抵靠着圆顶形紧固构件161A的环形突出部 168A的后表面的滑动运动，滑动闩锁145A，147A的向前运动被转换成向前和径向向内的组合运动。由于闩锁141A腿部155A，157A的外表面以及被定位成与腿部155A，157A的那些外表面相邻并且与之接触的滑动闩锁145A， 147A的表面的相配合的几何形状，滑动闩锁145A，147A中每一个的径向向内运动又引起活塞头134A的闩锁141A的向前运动。闩锁141A的这种向前运动由活塞头中的弹簧143A抵抗。

图9C示出了在连接过程中的一点处的活塞头134A，其中在该点处，滑动闩锁145A，147A已经被径向向内偏转足够的距离，以允许滑动闩锁145A， 147A经过从圆顶形紧固构件161A径向向内延伸的环形突出部168A。在该位置，滑动闩锁145A，147A的外周表面(其基本上平行于活塞133A的纵向轴线)接触圆顶形紧固构件161A的环形突出部168A的内表面并沿其滑动，所述内表面也基本上平行于活塞133A的纵向轴线。由于滑动闩锁145A，147A 的径向向内偏转的位置，弹簧143A被进一步压缩。

参照图9D，当滑动闩锁145A，147A经过环形突出部168A时，弹簧143A 被允许膨胀。弹簧143A的膨胀导致闩锁141A向后移动。结果，闩锁141A 的腿部155A，157A的外表面接触滑动闩锁145A，147A的相邻的、相应倾斜的表面，导致滑动闩锁145A，147A在圆顶形紧固构件161A的突出部168A 下面径向向外移动。当滑动闩锁145A，147A径向向外移动时，滑动闩锁145A， 147A的后倾斜表面190A，193A沿着圆顶形紧固构件161A的突出部168A的前表面行进，所述前表面朝向圆顶形紧固构件161A的后部略微倾斜。随着滑动闩锁145A，147A径向向外移动，滑动闩锁145A，147A楔入突出部168A 下方。

图9E示出了活塞头134A和圆顶形紧固构件161A之间的完成的机械连接，其中滑动闩锁145A，147A已经移动到圆顶形紧固构件161A内的最大向外移位位置。在此配置中，圆顶形紧固构件161A的突出部168A有效地夹在活塞头134A的后构件137A和滑动锁闩145A，147A之间，从而在活塞头134A 和圆顶形紧固构件161A之间形成牢固的接合。由于活塞头134A至圆顶形紧固构件161A的牢固接合，活塞头134A相对于圆顶形紧固构件161A的滑动量可以减少(例如，最小化)并且因此可以实现精确的泵送。

在将PD机102的活塞头134A机械耦接到盒112的圆顶形紧固构件161A 之后，执行准备技术以从盒112和各线126，128，130，132中移除空气。为了准备盒112和线126，128，130，132，通常操作活塞133A和可充气构件 142以将透析液从加热器袋124泵送到排出器并且从每个透析液袋122泵送到排出器。透析液还从加热器袋124传递(例如，通过重力)到患者线130，以迫使患者线中捕获的所有空气离开位于患者线130远端的疏水过滤器。

在准备完成之后，将患者线130连接到患者，并且操作PD机102以排出从先前治疗遗留在患者腹膜腔中的任何用过的透析液。为了从患者的腹膜腔排出用过的透析液，PD机102的可充气构件142构造成在患者线130和泵腔 138A的端口187A(图4中示出)之间形成开放的流体流动路径，活塞133A 缩回以通过患者线130将用过的透析液从患者的腹膜腔吸入泵腔138A，如图 9F所示。因为活塞头134A机械地耦接到圆顶形紧固构件161A并且圆顶形紧固构件161A附接到盒112的膜140，所以活塞133A的缩回导致圆顶形紧固构件161A和膜140被附接到圆顶形紧固构件161A的那部分向后移动。结果，泵腔138A的容积增加，并且用过的透析液被从患者的腹膜腔吸入泵腔138A 内。用过的透析液从患者线130行进通过压力感测室163A，然后经由端口 187A进入泵腔138A。在该过程期间压力传感器151A能够监测压力感测室 163A中的压力，该压力近似等于泵腔138A中的压力。

参照图9G，在将透析液从患者的腹膜腔吸入泵腔138A之后，可充气构件142被配置成在泵腔138A的端口185A(图4中示出)和排出线132之间建立打开的流体流动路径，通过推进活塞133A并减小泵腔138A的容积而将透析液从泵腔138A排出到排出器。活塞133A通常前进直到圆顶形紧固构件 161A接触或几乎接触基部156的凹陷区域的内表面，使得基本上所有透析液都经由端口185A被迫离开流体泵腔138A。

在治疗的患者排出阶段期间，活塞133A，133B通常交替地操作，使得活塞133A缩回以将用过的透析液溶液从患者吸入泵腔138A，同时活塞133B前进以将用过的透析液溶液从泵腔138B泵送到排出器，反之亦然。

为了开始患者填充阶段，可充气构件142构造成在泵腔138A和加热器袋线128之间建立畅通的流体流动路径，然后缩回活塞133A，如图9F所示，以将来自加热器袋124的温热的透析液吸入到泵腔138A。温热的透析液从加热器袋124通过加热器袋线128行进并经由端口185A进入泵腔。

然后，通过配置可充气构件142以在泵腔138A和患者线130之间产生畅通的流体流动路径并推进活塞133A，温热的透析液被经由患者线130输送到患者的腹膜腔，如图9G所示。温热的透析液通过端口187A离开泵腔138A，并在到达患者的腹膜腔之前穿过压力感测室163A到达患者线130。在该过程期间压力传感器151A能够监测压力感测室163A中的压力，该压力近似等于泵腔138A中的压力。

在治疗的患者填充阶段期间，活塞133A，133B通常交替地操作，使得活塞133A缩回以将温热的透析液从加热器袋124吸入泵腔138A内，同时活塞 133B被推进以将温热的透析液从泵腔138B泵送到患者，反之亦然。当所需体积的透析液泵送至患者时，机器102从患者填充阶段过渡到停留阶段，在此期间允许透析液长时间地位于患者的腹膜腔内。

在停留时段期间，毒素穿过患者的腹膜进入患者血液的透析液中。当透析液停留在患者体内时，PD机102准备新鲜的透析液以在随后的循环中输送给患者。具体地，PD机102将来自四个装满的透析液袋122中的一个的新鲜透析液泵送到加热器袋124中用于加热。为此，PD机102的泵被启动以使活塞133A，133B往复运动，并且PD机102的某些可充气构件142被充气以使透析液从所选的透析液袋122通过相关的线126吸入盒112的流体泵腔138A，138B中。然后透析液通过加热器袋线128从流体泵腔138A，138B泵送到加热器袋124。

当透析液在患者体内已经停留了所需的一段时间后，用过的透析液以上述方式从患者泵送到排出器。接着将加热的透析液从加热器袋124泵送到患者，在患者那里它停留所需的一段时间。用来自三个剩余的透析液袋122中的两个的透析液重复这些步骤。通常来自最后一个透析液袋122的透析液被输送至患者并留在患者体内直至随后的PD治疗。

在完成PD治疗之后，活塞133A，133B缩回以使活塞头134A，134B与盒的圆顶形紧固构件161A，161B断开。然后打开PD机102的门108，并将盒112从盒室114中取出并丢弃。

图10示出了连接到患者的PD机102的示意图。患者线130的近端在端口(例如，入口/出口)处连接到PD机102，并且患者线130的远端经由导管 1002连接到患者的腹部。导管1002经由端口1004连接到患者线。患者线130 可以是由可扩张和/或柔性材料制成的管，其至少部分地通过PD机102中的操作压力扩张。例如，患者线130可以由弹性体材料制成，例如聚合物，其响应于PD机102中的正操作压力而产生膨胀。患者线130，端口1004和导管1002在本文中有时称为患者线-导管管道，或简称为管道。压力传感器中的一个151A位于患者线130的近端(例如，在患者线130最靠近PD机102的那一端处)。压力传感器151A被配置为测量患者线130中的压力。在一些实施方式中，压力传感器151A包括换能器，该换能器产生与被施加的压力有关的信号。此信号表示所测得的压力的大小和符号。

在PD治疗循环期间，堵塞可能发生在管道中的不同位置。例如，患者线 130可能被扭结或挤压，导管1002中的孔可能被堵塞(例如，被网膜脂肪)，或者患者线130可能在某一位置发生内部阻塞(例如，由于网膜脂肪的沉积)。 PD机102被配置为响应于检测到堵塞而调整其操作。例如，控制单元139可以被配置为调整PD机102的一个或多个操作参数以试图清除阻塞和/或调节患者线中的流动以避免过压状况。在一些实施方案中，控制单元139可经配置用于提供指示已经检测到堵塞的警报。例如，视觉，触觉和/或听觉警报可被引导给患者(例如，唤醒患者)。

为了确定适当的响应，PD机102被配置为确定存在的堵塞的类型。在一些实施方式中，可以基于堵塞在管道中的位置来推断堵塞的类型。例如，如果在导管1002中检测到堵塞，则PD机102可以推断导管1002中的孔可能被堵塞。类似地，如果在沿着患者线130的某处检测到堵塞，则PD机102可以推断出患者线130被扭结或挤压。PD机102被配置为确定堵塞相对于压力传感器151A的位置的位置。PD机102可以考虑堵塞的特殊部位以确定适当的响应。在图10所示的示例中，在患者线130中在距患者线端口和/或压力传感器151A的距离x处存在堵塞1008，这可能表示患者线130中的扭结或挤压。

在治疗期间，溶液通过患者线130进行交换(例如，转移，递送等)。当向患者线130提供的或从患者线130抽出的PD溶液(例如，透析液)遇到堵塞时，患者线130可能产生畸形。例如，在溶液被朝向患者泵送的情况下 (例如，溶液正在注射)，患者线130的弹性材料可以响应于溶液遇到堵塞而膨胀，从而导致患者线130内的体积和压力增加。在溶液被泵出患者的情况下(例如，溶液正在抽出)，患者线130的弹性材料可收缩，从而导致患者线130内的体积和压力降低。可以测量管道的未堵塞部分(例如，在患者线端口和堵塞1008之间的管道的那一部分，有时称为第一部分)的扩张性，并且堵塞1008的位置可以是从该测量值推断出来。堵塞1008可以限定管道的第一部分和管道的第二部分(例如，管道的其余部分)之间的边界。可以推断堵塞1008的位置，因为扩张性本身由导管1008的未堵塞部分的长度(例如，患者线端口与堵塞1008之间的距离x)产生。

患者线端口和堵塞1008之间的管道的那一部分有时被称为管道的未堵塞部分或管道的加压部分。管道的加压部分的长度-患者线端口与堵塞1008之间的距离x-可以通过将管道近似为薄壁圆筒形压力容器来确定。根据这样的近似，管道壁中的法向应力根据方程1和2给出：

其中σ_θ是方位(例如“环向”)应力，σ_z是纵向应力，P_g是管道受到的透壁压力(例如，当管道外部暴露在大气压力下时，管道内的流体的表压)，D 是管道的内径，w是管道的壁厚。在一些实施方式中(例如，在管道具有相对厚的壁的实施方式中)，除了方程1和2中所示的双轴应力之外，确定管道中的应力状态可能还需要其他考虑。

当最初用溶液填充的患者线130管的封闭容积具有在存在堵塞1008时增加的溶液增量体积ΔV_f时，产生压力变化ΔP(例如，压力升高)。压力变化ΔP的大小取决于患者线130的未堵塞部分的尺寸和可扩张性。如果压力变化ΔP，增量体积ΔV_f，与患者线130的可扩张性相关的特性以及患者线130的一些尺寸是已知的，则堵塞1008的位置(例如，患者线端口和堵塞1008之间的距离x)可以推断出来。根据方程3给出了作为压力变化ΔP的函数的增加的溶液增量体积ΔV_f：

其中V_f,i是患者线130的未堵塞部分的初始容积，

并且E_y是患者线130的材料的杨氏模量(例如，弹性体的杨氏模量)。方程3可以假设弹性体的泊松比是0.5，这可以是橡胶材料的常用值。方程3源自方程1和2给出的应力张量，并且可以假设管材料是各向同性的，具有线性弹性性质。

方程3表明，对于被注入溶液的给定增量体积ΔV_f，所产生的压力上升ΔP 取决于加压区域的初始容积V_f,i。对于a<<1(例如，小应变近似)的情况，ΔP 与

成正比。这种情况希望得以保持。在保守情况下(例如，对于Ey≈0.01 吉帕斯卡的软橡胶)，600毫巴的相对高ΔP和代表性的管尺寸D＝4mm和 w＝1mm可以产生a＝0.024。因此，在预期条件下，方程3可以用方程4近似：

并且可以重新排列方程4以生成方程5：

其中，患者线130的加压区域的流体电容C_f由方程6给出：

在方程6中，如图10中那样，x表示患者线端口和堵塞1008之间的距离 (例如，管的长度)。堵塞1008可以是完全或几乎完全的堵塞。对于给定的均匀管样品，方程6的其他因子是相对恒定的。方程6示出了流体电容C_f的测量可以转换为对患者线端口和堵塞1008之间的距离x的测量。可以使用PD 机102的现有部件(例如，压力传感器151A)根据方程5来测量流体电容C_f，然后可以根据方程6确定距离x。以这种方式，这里描述的方法和技术可以容易地在现有系统中实现。在一些实施方式中，可以凭经验估算流体电容C_f与患者线端口和堵塞1008之间的距离x之间的关系(例如，而不是通过直接使用方程6)。

为了帮助说明测量患者线130的加压区域的流体电容C_f的方法，图11示出了集总元件电路的表示，该电路可以类似于图10中所示的流体系统用于完全流动阻塞的情况。对于部分流动阻塞的情况，集总元件电路可以看起来类似于图19中所示的表示，其中第二电阻器代表R_blockage+R_downstream(例如，而不是R_catheter)。可以通过向电容器添加已知电荷并测量所引起的患者线端口处的电势的变化(例如，位置“1”)来执行所示电路中的电容测量。如上所述，添加已知电荷的等效流体测量是将已知增量体积的溶液ΔV_f注入患者线130 并测量压力变化ΔP。

实际上，患者线130的所示电阻和电容分布在患者线130的整个长度上 (例如，而不是集中到离散的元件中)。除了其他效应(例如，患者线130 的弹性波和应变率敏感的弹性性质)之外，该事实可能在注入增量体积的溶液ΔV_f之后引起患者线130中的压力的瞬态行为。在一些示例中，在这种瞬变消退之后测量压力变化ΔP可以导致更精确的流体电容C_f的测量。

实验1

图12示出了示例性实验系统1200，其中可以确定管道的加压区域的流体电容C_f。系统1200包括注射泵1210，注射泵1210构造成将已知增量体积ΔV_f的流体注射到管道中，该导管包括管1230(例如，其模仿患者线)和经由端口1204连接到管1230的导管1202。在该示例中，管1230具有大约10英尺的长度，并且注射泵1210由可编程步进电机驱动。导管1202浸没在流体的贮存器1212中(例如，代替患者)。堵塞1208存在于管1230中，距离位于管1230近端处的压力传感器1206的距离为x。在该示例中，通过用止血钳在不同的距离x处夹紧管1230而产生堵塞。管1230的夹紧表示全堵塞。

通过注射泵1210注入相对较小的已知体积的蒸馏水(例如ΔV_f约0.33立方厘米)。压力传感器1206配置成随时间测量管1230的近端处的管1230中的压力。在注射之前，期间和之后进行压力测量。在一些实施方案中，压力测量以数百赫兹或数千赫兹(例如，1-2kHz)的数量级的频率进行。

图13示出了当堵塞1208位于x＝339cm时由压力传感器1206随时间(以秒为单位)获得的压力测量值P(以毫巴为单位)的代表性曲线图。压力变化ΔP测量为瞬态行为消退后的压力净变化。在该示例中，压力变化ΔP约为75 毫巴。在被注入的流体的增量体积ΔV_f和压力变化ΔP已知了以后，根据方程 5确定出流体电容C_f。在该示例中，流体电容C_f被确定为大约4.4cc/bar。

然后对于堵塞1208的每个测试距离x重复该实验。图14显示了计算出的流体电容Cf(单位为cc/bar)与各夹紧距离x(单位是厘米)的代表性图表。图14中所示的数据表示流体电容Cf的“校准曲线”与特定系统中的堵塞的距离 x。数据显示流体电容C_f与距离x线性相关。该信息可用于细化堵塞位置的确定。也就是说，利用根据方程5确定的流体电容C_f，方程6可以指示在特定距离x处存在相应的堵塞。但是在这个例子中，我们知道到堵塞的实际距离x。因此，可以记录计算的距离x和实际距离x之间的误差并考虑将来确定时使用 (例如，用于堵塞的实际距离x未知的实验)。

虽然实验1主要从“填充方向”实施方式的角度进行了描述，其中增量体积ΔV_f的溶液在该填充方向上提供给(例如，分配到)管道，从而导致压力增加，相同的原理和方程适用于“排出方向”实施方式，即溶液在该排出方向上从管道抽出，从而导致管道中的压力降低。

实验2

实验1用于证实方程1-6的有效性并用于确定图12的实验系统1200对全堵塞进行测试的校准曲线。实验2研究了在实际透析机(例如，图1-10的PD 机102)中使用内置压力传感器151A来测试部分堵塞的类似技术。执行下述的高级测试以获得与实际PD治疗更相关的结果。

该实验主要关注排出方向上的流动。选择关注排出方向上的流动是出于以下原因：i)大多数有问题的堵塞通常发生在排出方向上；ii)由于盒的膜可能被从泵中拉掉，所以预计在排出方向上存在问题的可能性更大；iii)在填充方向上的初始测试表明，应该可以获得相同的压力与流量模式分布-但是需要根据经验来确定不同的校准曲线。

图15示出了透析系统1500的示意图，其中可以确定管道的加压区域的流体电容C_f。透析系统1500包括用于本文所述的验证实验中进行流量控制和压力测量的附加部件。例如，透析系统1500包括通常不包括在对患者进行常规使用的透析系统中的附加部件。

透析系统1500包括PD机102，容置在PD机102中的PD盒112，患者线1530，以及位于患者线1530近端的压力传感器151A。患者线1530可以基本上类似于上面关于图1和10描述的患者线130。在一些实施方式中，患者线1530可以是具有双患者连接器的10英尺患者线。在该示例中，PD机102 由计算装置1534和微控制器1536控制，微控制器1536例如是由Arduino LLC 制造的Mega 2650微控制器。在一些实施方式中，PD机102可以由PD机102 的控制单元(例如，处理器)控制，例如图1中所示的控制单元139。微控制器1536可操作地耦合到驱动器模块1538a，1538b。驱动器模块1538a，1538b 可以是由Pololu Corporation制造的DRV8825步进电机驱动器模块。

微控制器1536在由计算装置1534执行的代码的方向上被配置用于控制驱动器模块1538a，1538b以使驱动器模块1538a，1538b操作PD机102的泵 (例如，图2的活塞133A，133B)，以便施加指定的(specified)流动模式。微控制器1536和驱动器模块1538a，1538b向泵提供脉冲流以完成以下类型的运动：i)返回到由机载限位开关限定的“原位”位置；ii)从完全步进到各种增量的微步进以用户定义的步进模式向前移动指定的步数；iii)以用户定义的步进模式向后移动指定的步数。为了堵塞检测的目的，确定一些流动模式比其他流动模式更理想。这种期望的流动模式以下面描述的顺序编程。

检测部分堵塞的能力(例如，与检测全堵塞相比)提出了在检测全堵塞时不会出现的挑战。通常，对堵塞的约束限制越小，对确定其位置的方法的灵敏性和特异性的挑战就越大。用于量化PD机102中的部分堵塞的相关标准来自引流并发症和填充并发症情形。当存在足以将流量压低到阈值以下持续特定的时间段的流量限制时，会发生引流并发症和填充并发症。在稳态流量限制的模型情况下，将产生引流并发症的限制阈值是需要大约-200毫巴的压力(在压力传感器151A处测量)以驱动大约每分钟30毫升的流量的阈值。

各泵被配置成使流体被泵送通过包括下述的患者线-导管管道：患者线 1530，导管1502和将患者线1530连接到导管1502的端口1504。导管1502 可以是Flex Neck Classic导管。导管1502，端口1504和患者线1530的一部分浸没在水盆1512中(例如，代替患者)。将水保持在室温(例如，20-25℃)。水的自由表面被相对于重力方向保持在与PD循环器102的压力传感器151A 相同的高度(例如，±2厘米)。在患者线1530中在距压力传感器151A的不同距离x处提供堵塞1508，堵塞1508限定管道的第一部分(例如，加压部分) 与管道的第二部分(例如，管道的其余部分)之间的边界。堵塞1508表示部分堵塞。

距离堵塞1508的距离x可以从管道的加压区域(例如，位于PD循环器 102和堵塞1508之间的患者线1530的那一区段)的流体电容C_f的测量值推断。对于具有均匀机械性能和横截面尺寸的管(例如，在实践中很大程度上是真实的)的患者线1530，流体电容C_f与包括“电容器”的管的长度成比例地相关。所谓的电容器可以通过以固定的流速、以与通过部分堵塞的流体“泄漏”的特征时间相比较短的时间间隔添加或抽出流体来“充电”。然后可以通过其定义测量流体电容C_f，作为扩张的容积与压力的斜率。换句话说，可以在抽出或分配冲程期间进行两次或更多次压力测量，可以确定压力对时间曲线的斜率，并且可以确定至堵塞1508的距离x。

方程6给出了理论基础，通过该理论基础，预期流体电容C_f与到堵塞的距离x成比例，其中比例常数仅仅是管道特性和横截面尺寸的函数。可以重新排列方程5以呈现流体电容C_f的差分定义，如方程7所示：

在通过以固定速率

进行流体注入和移除的动作对电容器进行“充电”的过程中，流体电容C_f可以根据方程8确定：

与实验1中的情况一样，一旦计算了患者线130的加压区域的流体电容 C_f，就可以根据方程6确定到堵塞的距离x。

实验2包括以下一般步骤，这些步骤是针对各不同距离处的堵塞进行的：

i.使用泵以固定且已知的体积流速添加(对于填充方向测试)或抽出(对于排出方向测试)短突发(例如，“短行程”)流动；

ii.检测和测量在压力传感器151A处压力随时间的变化率；与压力的特征衰减时间相比，产生斜率估计的数据的时间间隔可以比较短；

iii.用方程6-8计算有效流体电容C_f；和

iv.凭经验确定流体电容C_f和至堵塞的距离x之间的校准曲线。

为了研究本检测方法的潜在灵敏性和特异性，以流动限制(例如，堵塞) 的不同类型、程度和位置，在不同的距离x处并且对大量盒进行实验。灵敏性和特异性是本检测方法的性能的统计学测量。灵敏性，也称为真阳性，测量正确识别的阳性比例。在本文中，灵敏性可以对应于本系统正确识别堵塞的能力(例如，对于特定范围内的距离x来说)。特异性，也称为真阴性，测量正确识别的阴性比例。在本文中，特异性可以对应于本检测方法的准确性(例如，所确定的距离x的误差范围)。

通过PD机102的第一泵(例如，由驱动器模块中的第一个1538a控制的泵)使小体积(例如，大约0.33立方厘米)的水以固定速率(例如，每秒4.4 立方厘米)在排出方向上移动通过患者线1530。在该行程期间，内置在PD 机102中并位于患者线1530的近端的压力传感器151A用于测量两个或更多个压力值并检测压力随时间的斜率，以用于方程8。

首先使用PD机102的压力传感器151A和被定位于压力传感器151A下游的参考压力换能器1540测量所述压力。进行单独的压力测量以确保内置在 PD机102中的压力传感器151A能够实现必要的压力测量。例如，压力传感器151A被配置为通过盒112的膜检测患者线1530中的压力，并且各种流体元件被定位在压力传感器151A和患者线1530的近端之间。认为这些元件可能具有减小和/或扭曲压力测量精度的可能性。因此，由参考压力换能器1540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。观察到高程度的保真度，并且移除参考压力换能器1540以避免可能的伪影(artifact)。

图16示出了压力波形1602，其包括在短行程测试期间由压力传感器151A 进行的随时间的压力测量。以1kHz的频率对压力测量值进行采样。在该示例中，排出阈值的堵塞1508沿着患者线1530定位在距离x＝220厘米处。看到，在没有泵运动的情况下相对稳定的测量压力在持续时间大约75毫秒的泵行程期间迅速下降，该持续时间开始于大约t＝1秒。在泵运动突然停止之后，患者线1530中的压力缓慢地返回到其稳态值(例如，由于部分堵塞的泄漏)。可以评估在此短行程期间压力与时间曲线的斜率，以根据方程8确定流体电容C_f。一旦已知了流体电容C_f，则可以通过在随后的短行程测试期间评估压力对时间曲线的斜率来确定堵塞(例如，在管道的未知位置处)的位置x。

图16中所示的数据对应于在下述情况下进行的短行程测试：被分配的水体积为0.33立方厘米、固定速率为4.4毫升/秒、堵塞1508沿着患者线1530 定位在距离x＝220厘米处。还针对在各种不同距离x处的堵塞1508的、各种其他盒112/堵塞1508配置获得了数据。对于每个测试，评估在短行程的主要向下事件期间压力对时间曲线的斜率以确定流体电容C_f，并且流体电容C_f与堵塞1508的各不同距离x相关。相关数据可用于创建校准曲线，用于改进对堵塞1508位置的未来确定。以这种方式，可以考虑根据方程6计算的距离x 与在测试期间堵塞1508的实际距离x之间的误差，以校准未来的距离x计算。

实验3

确定管道的加压区域的流体电容C_f的另一种方法是测量在长稳态行程中、以已知的体积流速将流体提供到该管道或从该管道抽出之后压力测量结果衰减到预定阈值以下所需的时间量。与实验2类似，其研究了通过测量在短分配或抽出冲程期间压力的变化来确定管道的加压区域的流体电容C_f的技术，实验3也在真实的透析机(例如，图1-10的PD机102)中实施，利用内置压力传感器151A来测试部分阻塞。此测试设置基本上类似于上面关于实验2所描述的并且如图15所示的测试设置。

到堵塞1508的距离x可以从管道的加压区域(例如，在PD循环器102 和堵塞1508之间的患者线1530的区段，有时称为第一部分)的流体电容C_f的测量推断。堵塞1508可以限定管道的该第一部分和管道的第二部分(例如，管道的其余部分)之间的边界。对于具有均匀机械性能和横截面尺寸的管(例如，在实践中很大程度上是真实的)的患者线1530，流体电容C_f与包括“电容器”的管的长度成比例相关。如上所述，所谓的电容器可以通过添加或抽出流体来“充电”。然后可以通过停止泵流以及因而将流体被动地传送到患者或从患者(例如，患者的腹膜腔)传送流体来放电电容器。流体电容C_f可以从放电期间发生的压力衰减的特征时间推断出来。

通常，特征时间是系统的反应时间尺度的数量级的估计。在RC电路及其与欧姆定律的流体类比的背景下，特征时间是电容器从初始值到最终(例如，渐近的)值放电1-1/e(例如，大约63.2％)所需的时间。因此，在关注于本文所探讨的RC电路的流体类比时，特征时间是患者线1530内的压力从初始压力值变化到初始压力值与最终压力值之差的36.8％所需的时间。特征时间可以表示为时间常数τ。一旦特征时间常数τ已知了，即可以确定流体电容C_f- 并且还可以确定至堵塞的距离x。

方程6给出了理论基础，通过该理论基础，预期流体电容C_f与到堵塞的距离x成比例，其中比例常数仅是管特性和横截面尺寸的函数。流体电容C_f和特征时间常数τ之间的关系用方程9表示：

τ＝R_fC_f (9)

其中R_f是代表部分堵塞本身的流体阻力。流体阻力R_f可以由对欧姆定律的流体类比估算得到，如方程10所示：

R_f＝ΔP/Q (10)

其中Q是施加的体积流速，ΔP是响应于所施加的体积流速Q的压力变化 (例如，跨过堵塞的压降)。

实验3包括以下一般步骤，这些步骤是针对各种不同距离处的堵塞进行的：

i.使用泵以固定的且已知的体积流速Q添加(用于填充方向测试)或抽出(用于排出方向测试)流量，测量在该初始流动事件期间实现的稳态压力；

ii.利用方程10确定流体阻力R_f；

iii.突然停止流动以允许管道内的压力被动衰减，测量压力衰减期间的压力与时间的关系；

iv.使用压力测量结果确定特征时间常数τ；

v.利用方程9计算流体电容C_f；和

vi.利用方程6凭经验确定流体电容C_f和至堵塞的距离x之间的校准曲线。

为了研究检测方法的潜在灵敏性和特异性，在不同的距离x处并且针对大量盒中进行实验，同时流动限制(例如，堵塞)的类型、程度和位置不同。

在本示例中，将讨论填充方向测试。一定体积的流体被以已知的体积流速Q以长的稳态行程(例如，有时称为“长行程”)提供给患者线1530。在泵冲程期间，在患者线1530内达到初始稳态压力P₁，如通过压力传感器151A 测量的。初始稳态压力P₁表示由固定的体积流速Q和堵塞1508的特征引起的压力。初始稳态压力P₁用于使用方程10计算流体阻力R_f，其中ΔP是患者线1530中的初始压力(例如，在泵冲程开始之前)与在泵冲程期间实现的初始稳态压力P₁之差。在一些实施方式中，在长行程停止之前或者在长行程停止时测量初始稳态压力P₁。

在泵冲程结束时，突然停止流动以允许患者线1530内的压力被动衰减。压力传感器151A在压力衰减期间进行压力测量，直到实现最终稳态压力P_f (例如，直到衰减完成且压力不再变化)。在一些实施方式中，一旦确定已经达到初始稳态压力P₁，就可以突然停止泵冲程。一旦初始稳态压力P₁和最终稳态压力P_f已知了，则可以确定特征时间常数τ。特征时间常数τ是在初始稳态压力P₁的发生与在压力衰减期间进行的多次压力测量之一的发生之间经过的时间。

图17A-C示出了压力对时间曲线的示例，其示出了如何能够确定用于患者线1530的加压区域(例如，充当电容器)的特征时间常数。图17A中所示的曲线图示出了在分配(例如，“填充”)行程期间和之后进行的压力测量。例如，当向患者线1530提供流体时，电容器的“充电”发生，其对应于图中的t＝0 至t＝t₁。压力达到初始稳态值P₁。在t＝t₁时流动突然停止并且压力开始降低(例如，电容器开始放电)。压力最终达到最终稳态值P_f。在该示例中，最终稳态值为零或接近零。知道了初始稳态值P₁和最终稳态值P_f，可以确定表示初始稳态值P₁和最终稳态值P_f之差的36.8％的压力P₂。该压力P₂的值为1/e* (P₁-P_f)。然后可以通过识别患者线1530内的压力等于P₂的时间并确定在t₁和 t₂之间经过的时间来确定特征时间常数τ。

在一些实施方式中，最终稳态压力P_f可以不为零。图17B示出了接近非零最终稳态值P_f的压力测量值的曲线图。例如，患者可能处于与压力传感器 151A的高度不同的高度，因此在患者线1530中零流量的情况下存在非零流体静压力。在这种情况下，表示初始稳态值P₁和最终稳态值P_f之差的36.8％的压力P₂具有1/e*(P₁-P_f)+P_f的值。然后可以通过识别患者线1530内的压力等于P₂的时间并确定在t₁和t₂之间经过的时间来确定特征时间常数τ。

在一些实施方式中，在确定特征时间常数τ之前，可以从压力测量值中减去时间平均的预冲程零流量值作为初始步骤。以这种方式，可以将起始压力 (例如，在t＝0处)和最终稳态压力P_f中的一个或两个调节为0毫巴的值，从而简化特征时间常数τ的确定。

当从患者线1530抽出流体时，可以使用类似的方法来确定特征时间常数τ。图17C中所示的曲线示出了在抽出(例如“排出”)行程期间和之后进行的压力测量。例如，当从患者线1530抽出流体时，发生电容器的“充电”，这对应于曲线图中的t＝0到t＝t₁。压力达到初始稳态值P₁。在t＝t₁时，流动停止并且压力开始增加(例如，电容器开始放电)。压力最终达到最终稳态值P_f。在本示例中，最终稳态值为零或接近零。知道初始稳态值P₁和最终稳态值P_f，可以确定表示初始稳态值P₁和最终稳态值P_f之差的36.8％的压力P₂。该压力 P₂的值为1/e*(P₁-P_f)。然后可以通过识别患者线1530内的压力等于P₂的时间并确定在t₁和t₂之间经过的时间来确定特征时间常数τ。在最终稳态压力 P_f不为零的实施方式中，特征时间常数τ可以以与上面参照图17B描述的方式类似的方式确定。

一旦确定了特征时间常数τ，即根据方程9计算流体电容C_f。然后根据方程6确定到堵塞1508的距离x。

可以针对至堵塞1508的各不同距离x、各种其他的盒112/堵塞1508配置执行类似的测试。对于每个测试，计算的流体电容C_f可以与堵塞1508的各不同距离x相关联。相关的数据可用于创建校准曲线，用于改进未来对堵塞1508 位置的确定。以这种方式，可以考虑根据方程6计算的距离x与在测试期间堵塞1508的实际距离x之间的误差以校准未来的距离x的计算。

实验4

在一些实施方式中，不是确定到堵塞的精确距离x或除了确定到堵塞的精确距离x之外，可以确定堵塞的相对位置和/或大概位置。例如，可以分析管道内的多个压力测量值的特征以确定堵塞是否存在于管道的特别感兴趣的区域中，例如在患者线区域(例如，患者体外)或导管区域(例如，在患者体内)。管道可以包括流体电容元件，其被策略性地定位在患者线区域和导管区域之间，使得所生成的信息可以将堵塞局限到一个区域或另一个区域。基于所确定的堵塞的区域，可以确定堵塞的类型(例如，患者线中的挤压，导管的堵塞等)。此确定可以使用PD机(图1的102)的现有部件(例如，压力传感器151A)进行，并且不需要检测过程中的后向流动。

图18示出了连接到患者的PD机102的示意图。患者线1830的近端在端口(例如，入口/出口)处连接到PD机102，并且患者线1830的远端经由导管1802连接到患者的腹部。导管1002经由端口1804连接到患者线。流体电容元件1810定位在患者线1830的与端口1804相邻的远端处。在一些示例中，流体电容元件1810可以定位在别处。患者线1830可以是由可扩张和/或柔性材料制成的管，其至少部分地通过PD机102中的操作压力而扩张。例如，患者线1830可以由弹性体材料制成，例如响应于PD机102中的正操作压力而产生膨胀的聚合物。压力传感器151A被配置为测量患者线1830中的压力。患者线1830，流体电容元件1810，端口1804和导管1802在本文中有时称为患者线-导管管道，或简称为管道。该管道可以基本上类似于在上面参照图10 所描述的，除在本示例中管道还包括流体电容元件1810之外。

与患者线1830类似，流体电容元件1810也可以由可扩张和/或柔性材料制成，其至少部分地由PD机102中的操作压力扩张。例如，流体电容元件 1810可以由弹性体材料制成，例如响应于PD机102中的正操作压力而产生膨胀的聚合物。在一些实施方式中，流体电容元件1810可以是患者线1830 的一部分(例如，集成到患者线1830中的弹性体段)。流体电容元件1810 可以具有比患者线1830自身的扩张性大得多的扩张性。例如，流体电容元件 1810可以具有存储附加流体体积的能力，同时伴随着由恢复力产生的局部液体压力的增加。因此，在PD机102的患者线端口与流体电容元件1810之间发生的堵塞不会使压力传感器151A受流体电容元件1810的影响，在流体电容元件1810和导管1802的末端之间发生的堵塞确实会使压力传感器151A受到流体电容元件1810的影响。

在PD治疗周期期间，堵塞可能发生在管道中的不同位置。例如，患者线 1830可能被扭结或挤压，导管1802中的孔可能被堵塞(例如，用网膜脂肪)，或者患者线1830可能在某一位置(例如，由于网膜脂肪的沉积)发生内部阻塞。PD机102被配置为响应于检测到堵塞而调整其操作，如上面参考图10 所述的。PD机102的适当响应可以取决于堵塞的类型，并且堵塞的类型可以根据堵塞是发生在管道的患者线区域中(例如，在患者线端口和流体电容元件1810之间)还是导管区域(例如，在流体电容元件1810和导管1802的末端之间)中来确定。

为了帮助说明分析通过将流体电容元件1810添加到管道所实现的效果的方法，图19示出了类比图18中所示的流体系统的集总元件电路的表示，其中P表示管道不同部分处的压力，Q表示管道不同部分处的体积流速，R表示流体阻力(例如，包括患者线流体阻力分量R_line和导管流体阻力分量R_catheter，统称为R_f)，V_f是指流体体积，C_f是指流体电容。可以通过绘制与模拟电路的数学相似性来执行流体力学分析。可以执行集总元件分析，其中在管道的分布区域上发生的流体力学效应通过离散的分析元件(例如，电阻器或电容器)来表示。

用于流体力学集总元件分析的电路类比在表1中示出了，并且与表1中的方程一致的物理和数学类比如表2所示：

表1

表2

电学量	类比的流体量
		电势降低或变化,ΔV	压力降低或变化,ΔP
电荷,q	流体体积,V<sub>f</sub>
		电流,I	体积流速,Q
电阻,R	流体阻力,R<sub>f</sub>
		电容,C	流体电容,C<sub>f</sub>
感应系数,L	流体电感,L<sub>f</sub>

可以进行各种假设以简化表1的方程的数学分析，但是这种假设并不是在所有情况下都需要。例如，可以假设电容效应是线性的(例如，压力与存储的流体体积成比例地增加)。流体阻力R_f可适用于在圆形横截面的刚性管 (例如，恒定半径r，长度l)中完全形成层流的情况；对于其他内部流动情形，可以适用流体阻力R_f的其他表达式。在一般情况下(例如，包括湍流或分离流)，流体阻力R_f自身是体积流速Q的函数。动态粘度是μ。与流体电容C_f一样，可以通过由流体阻力R_f的恒定值产生的线性来简化该分析，但此线性是不需要的。

流体电容C_f是所储存的流体体积ΔV_f的变化除以下述量：恢复力的变化ΔF除以后者作用的面积A。流体电容C_f引入材料特性和尺寸的表达形式可取决于流体电容元件1810的设计及其恢复力的机制(例如，弹性的，气动的，弹簧等)。流体电感L_f适用于恒定半径为r且长度为l的圆形管段中的流体密度ρ的流体。

图19的电路被示出为没有电感器，用于电感效应可以忽略的情况，但是如果合适的话可以将电感效应结合到数学模型中。控制电路行为的常微分方程可以根据存储在流体电容元件1810中的流体的时变体积V_f,2(t)来编写，如方程11所示：

实验4的目的是区分管道的患者线区域R_line的流体阻力的增加与管道的导管区域的流体阻力R_catheter的增加，通过测量患者线区域(例如，患者线端口附近)中的压力P₁随时间的变化。患者线区域中的压力随时间的变化P₁(t) 受流体阻力R_f增加的影响，这取决于此增加的位置。将流体电容元件1810放置在患者线区域和导管区域之间使得可以进行这种区分，如下面的分析所示。

将指定的流动波形Q₁(t)提供给患者线1830。在本示例中，流动波形Q₁(t) 是已知的并且是周期性的，使得它可以由方程12中示出的全傅立叶变换表示：

假设流体阻力R_f和流体电容C_f的值恒定，则可以通过叠加求解方程11。在一些示例中，如果流体阻力R_f和流体电容C_f的值不是恒定的但是分别是流量和体积的可重复的函数，则可以使用不同的方法来确定压力P与流动波形 Q₁(t)的预期特征，比如数值或实验分析。叠加的结果提供了在循环器处测量的压力P₁(t)的预测，如方程13中所示：

在方程13中，电路的特征频率ω_o由方程14给出：

方程13表示在循环器处的压力P₁(t)(例如，由压力传感器151A测量的管道的患者线区域中的压力)作为时间平均分量和瞬态(例如，波动)分量的总和。时间平均分量是管道的总流体阻力R_f的函数：

因此，患者线区域的流体阻力R_line或导管区域的流体阻力R_catheter的等效增加将同等地影响

因此，压力P₁(t)的时间平均值不能用于识别流动阻力的突然增加的位置。

另一方面，压力P₁(t)的瞬态分量的检查揭示了患者线区域的流体阻力R_line与导管区域的流体阻力R_catheter的影响的分离。导管区域的流体阻力R_catheter的变化会影响特征频率ω_o，而患者线区域的流体阻力R_line的变化则不会。相反，患者线区域的流体阻力R_line的变化通过项R_lineA_n和R_lineB_n单独影响压力P₁(t) 的瞬态分量。因此，如果测量压力P₁(t)的瞬态分量并且使其与预期特征进行比较，则可以确定流动阻力增加的位置。

因为A_n和B_n的值取决于Q₁(t)的形状，而后者是通过设计泵头操作协议来施加，有利的是确定哪个波形Q₁(t)将最具体且灵敏地揭示阻力增加的位置。拉普拉斯变换分析和实验数据提供了建议以供遵循。

具有常系数和周期强制函数(包括脉冲特征之一)的常微分方程(例如，方程11)是通过拉普拉斯变换方法求解的良好候选者。根据方程15-25可以如下进行求解，并且其结果补充了通过在前一部分中的傅立叶分析获得的结果：

其中

和

分别是Q₁(t)和V_f,2(t)的拉普拉斯变换。因此，

其中，V_f,2(t)通过执行方程18的拉普拉斯逆变换得到。

其中，

其拉普拉斯逆变换是

(参考方程14)。

继续根据变换的线性属性和卷积规则转化方程20，

方程22为方程24提供输入，方程24是根据电路方程得出的所测得的压力P₁(t)的方程：

与上述傅立叶结果类似，但采用不同的数学形式，方程24显示了电容元件如何产生患者线区域的流体阻力R_line的变化与导管区域的流体阻力R_catheter的变化的影响的分离。

根据流动波形Q₁(t)的形式，可以分析或数值地估算方程22中的积分。在一些实施方案中，可对流程进行编程以简化预期的压力波形并隔离响应时间的测量。因为在该示例中流动波形Q₁(t)通过编程的泵头运动所施加，所以可以适当地研究最有利的可实现的流动波形Q₁(t)(例如，导致最大灵敏性和特异性的流动波形Q₁(t))。在一些示例中，流动波形Q₁(t)的简化情况可以是准方波，其频率远小于特征频率ω_o的标称值。也就是说，如果流动波形Q1(t) 需要单一分配步骤，则流动突然停止，后面可以跟随一时间段，其中方程24 通过方程25进行近似：

方程 25示出了如何使用所测量的压力P₁的时间响应来测量特征频率ω_o。一旦特征频率ω_o已知了，方程24可用于推断导管区域的流体阻力R_catheter的变化(例如，或缺失)。如果导管区域的流体阻力R_catheter的变化等于患者线区域的流体阻力R_line和通过稳态测量检测到的导管区域的流体阻力R_catheter的组合增加，那么堵塞可能位于管道的导管区域中(例如，导管1802的堵塞)。相反，如果在导管区域的流体阻力R_catheter没有变化的情况下发生患者线区域的流体阻力R_line和导管区域的流体阻力R_catheter的组合增加，那么堵塞可能位于管道的患者线区域中(例如，患者线1830的夹紧)。

在一些实施方式中，体积流速Q可以以其他方式施加；也就是说，流动波形Q₁(t)可以呈现其他形式。例如，在一些实施方式中，流动波形Q₁(t)可以包括流体的稳态引入，流体的斜变引入，流体的抛物线引入和/或流体的循环引入。

尽管这里描述的检测方法有时被描述为在测试环境中实施，但是当患者线被附接到接受透析治疗的患者时(例如，如图10和18所示)，可以采用类似的技术来检测管道中的堵塞。例如，可以使用本文所述的检测方法来确定：i)堵塞的距离x，和/或ii)堵塞是位于患者线区域中还是管道的导管区域中。然后可以基于所确定的距离和/或位置来推断堵塞的类型。

虽然透析系统主要被描述为腹膜透析(PD)系统，但是其他医疗系统可以采用本文所述的技术。其他医疗系统的例子包括血液透析系统，血液过滤系统，血液透析滤过系统，血液分离系统和体外循环系统。

虽然上面已经描述了用于确定各种参数的多个方程，但是在一些实施方式中，这些方程用于说明本文描述的系统和技术以及相关测量和/或计算的理论基础。在一些实施方式中，方程的一个或多个元素可以与上面示出的那些不同。在一些实施方式中，一个或多个值可以通过经验评估来确定。例如，如上面关于方程6所述，实际上，流体电容C_f与患者线端口和堵塞之间的距离x之间的关系可以通过经验手段评估出来。

图20是示例计算机系统2000的框图。例如，控制单元(图1的139)，计算装置(图15的1534)，和/或微控制器(图15的1536)可以是这里描述的系统2000的示例。系统2000包括处理器2010，存储器2020，存储装置2030 和输入/输出设备2040。这些部件2010，2020，2030和2040中的每一个可以例如使用系统总线2050互连。处理器2010能够处理用于在系统2000内执行的指令。处理器2010可以是单线程处理器，多线程处理器或量子计算机。处理器2010能够处理存储在存储器2020中或存储在存储装置2030上的指令。处理器2010可以执行诸如使透析系统执行透析功能的操作。

存储器2020在系统2000内存储信息。在一些实施方式中，存储器2020 是计算机可读介质。存储器2020例如可以是易失性存储器单元或非易失性存储器单元。在一些实施方式中，存储器2020存储用于使透析系统的泵如本文所述地操作的信息。

存储装置2030能够为系统2000提供大容量存储。在一些实施方式中，存储装置2030是非暂时性计算机可读介质。存储装置2030可以包括例如硬盘装置，光盘装置，固态硬盘驱动器，闪存驱动器，磁带或一些其他大容量存储装置。可替代地，存储装置2030可以是云存储装置，例如，包括分布在网络上并使用网络访问的多个物理存储装置的逻辑存储装置。

输入/输出装置2040为系统2000提供输入/输出操作。在一些实施方式中，输入/输出装置2040包括网络接口装置(例如，以太网卡)，串行通信装置(例如，RS-232 10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)中的一个或多个。在一些实施方式中，输入/输出装置2040可以包括短距离无线发射和接收部件，诸如Wi-Fi，蓝牙和/或近场通信(NFC)部件等。在一些实施方式中，输入/输出装置包括被配置为接收输入数据并将输出数据发送到其他输入/输出装置(例如，键盘，打印机和显示装置(诸如触摸屏显示器118))的驱动器装置。在一些实施方式中，移动计算装置，移动通信装置和其他装置被使用。

在一些实施方式中，系统2000是微控制器(例如，图15的微控制器1536)。微控制器是在单一电子设备包中包含计算机系统的多个元件的装置。例如，单一电子设备包可以包含处理器2010，存储器2020，存储装置2030和输入/ 输出设备2040。

尽管在图20中描述了示例处理系统，但是本主题的实施方式以及上述的功能操作可以在其他类型的数字电子电路中实现，或者在计算机软件，固件或硬件中实现，包括在本说明书描述的结构以及他们的结构等同物，或它们中的一个或多个的组合。本说明书中描述的主题的实施方式可以实现为一个或多个计算机程序产品，即，在有形程序载体上编码的计算机程序指令的一个或多个模块，例如计算机可读介质，用于通过处理系统执行，或者用于控制处理系统的操作。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，存储器装置，影响机器可读传播信号的物质的组成，或者它们中的一种或多种的组合。

术语“计算机系统”可以包含用于处理数据的所有设备，装置和机器，包括例如可编程处理器，计算机或多个处理器或计算机。除了硬件之外，处理系统可以包括为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，软件应用程序，脚本，可执行逻辑或代码)可以用任何形式的编程语言编写，包括编译或解释语言，或声明或过程语言，并且它可以部署成任何形式，包括作为独立程序或作为模块，部件，子例程或适合在计算环境中使用的其他单元。计算机程序不一定对应于文件系统中的文件。程序可以存储在保存其他程序或数据(例如，存储在标记语言文档中的一个或多个脚本)的文件的一部分中，存储在专用于所讨论的程序的单一文件中，或存储在多个协调文件(例如，存储一个或多个模块，子程序或代码部分的文件)中。可以部署计算机程序以在一个计算机上执行，或在位于一个站点上或分布在多个站点上并通过通信网络互连的多个计算机上执行。

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，介质和存储器装置，举例来说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；和CD-ROM和DVD-ROM盘。处理器和存储器可以通过专用逻辑电路补充或合并入专用逻辑电路中。所述系统的部件可以通过任何形式或介质的数字数据通信互连，例如通信网络。通信网络的示例包括局域网(“LAN”)和广域网(“WAN”)，例如因特网。

已经描述了本发明的许多实施方式。然而，应该理解，在不脱离本发明的精神和范围的情况下，可以进行各种修改。因此，其他实施方式在以下权利要求的范围内。

Claims

1.一种医疗装置，包括：

可扩张医疗管，其具有连接到医疗装置的端口的近端，其中堵塞存在于医疗管中、限定所述医疗管的第一部分和所述医疗管的第二部分之间的边界的位置处；

在所述医疗管的近端处的压力传感器，所述压力传感器被配置用于测量所述医疗管的第一部分中的流体的第一压力并且用于测量所述医疗管的第一部分中的流体的第二压力；

一个或多个泵，其被配置用于向所述医疗管的第一部分提供或从所述医疗管的第一部分抽出一定体积的流体；和

处理器，其被配置用于基于第二压力和第一压力之差、在第二压力测量和第一压力测量之间经过的时间的量、所述医疗管的流体电容、以及被提供给所述医疗管的所述第一部分或从所述医疗管的所述第一部分抽出的流体的体积来确定所述医疗管的第一部分的长度，其中第二压力和第一压力之差和在第二压力测量和第一压力测量之间经过的时间的量包括压力波形的一部分的斜率，所述压力波形的所述一部分对应于所述体积的流体被提供或抽出期间的时间。

2.根据权利要求1所述的医疗装置，其中所述医疗装置包括透析机。

3.根据权利要求2所述的医疗装置，其中所述透析机包括腹膜透析机。

4.根据权利要求1-3中任一项所述的医疗装置，其中所述第一部分的长度表示所述堵塞相对于所述医疗管的近端的位置。

5.根据权利要求1-3中任一项所述的医疗装置，其中所述医疗管包括位于所述医疗管的远端处的导管。

6.根据权利要求1-3中任一项所述的医疗装置，其中所述处理器被配置用于至少部分地基于所确定的所述堵塞的位置来推断所述堵塞的类型。

7.根据权利要求1-3中任一项所述的医疗装置，其中所述处理器被配置用于基于下述中的一个或多个来确定所述医疗管的所述第一部分的长度：所述医疗管的尺寸，以及所述医疗管的材料组成。

8.根据权利要求1-3中任一项所述的医疗装置，还包括通过所述医疗管中的压力扩张的弹性体材料。

9.根据权利要求8所述的医疗装置，其中所述流体电容元件是所述医疗管的弹性体段。

10.根据权利要求8所述的医疗装置，其中所述流体电容元件具有比所述医疗管的扩张性大得多的扩张性。

11.根据权利要求8所述的医疗装置，其中所述流体电容元件被配置成相对于所述医疗管存储额外的流体体积，同时伴随着压力的增加。

12.一种医疗装置，包括：

可扩张医疗管，其具有被连接到医疗装置的端口的近端，其中堵塞存在于医疗管中、限定所述医疗管的第一部分和所述医疗管的第二部分之间的边界的位置处；

一个或多个泵，其被配置用于向所述医疗管的第一部分提供或从所述医疗管的第一部分抽出一定体积的流体；

位于所述医疗管的近端处的压力传感器，所述压力传感器被配置用于在所述体积的流体正被提供或抽出时测量所述医疗管的所述第一部分中的流体的两个压力；以及

处理器，其被配置用于基于所述两个压力测量之差、在这两个压力测量之间经过的时间的量、所述医疗管的流体电容、以及被提供给所述医疗管的所述第一部分或从所述医疗管的所述第一部分抽出的流体的体积来确定所述医疗管的所述第一部分的长度，其中所述两个压力测量之差和在这两个压力测量之间经过的时间的量包括压力波形的一部分的斜率，所述压力波形的所述一部分对应于所述体积的流体被提供或抽出期间的时间。

13.根据权利要求12所述的医疗装置，其中所述医疗装置包括透析机。

14.根据权利要求13所述的医疗装置，其中所述透析机包括腹膜透析机。

15.根据权利要求12-14中任一项所述的医疗装置，其中所述第一部分的长度表示所述堵塞相对于所述医疗管的近端的位置。

16.根据权利要求12-14中任一项所述的医疗装置，其中所述医疗管包括位于所述医疗管的远端处的导管。

17.根据权利要求12-14中任一项所述的医疗装置，其中所述处理器被配置为至少部分地基于所确定的所述堵塞的位置来推断所述堵塞的类型。

18.根据权利要求12-14中任一项所述的医疗装置，其中所述处理器被配置用于基于下述中的一个或多个来确定所述医疗管的所述第一部分的长度：所述医疗管的尺寸，以及所述医疗管的材料组成。

19.一种医疗装置，包括：

位于所述医疗管的近端处的压力传感器，所述压力传感器被配置用于

在所述体积的流体的提供或抽出突然停止之前，测量所述医疗管的所述第一部分中的流体的第一压力；和

在所述体积的流体的提供或抽出突然停止之后，测量所述医疗管的所述第一部分中的流体随时间变化的多个压力；以及

处理器，其被配置为基于在第一压力测量和随时间变化的所述多个压力测量中的第二压力测量之间经过的时间、第一压力和第二压力之差、所述医疗管的流体电容、以及被提供给所述医疗管的所述第一部分或从所述医疗管的所述第一部分抽出的流体的体积来确定所述医疗管的所述第一部分的长度，其中第一压力和第二压力之差和在第一压力测量和第二压力测量之间经过的时间的量包括压力波形的一部分的斜率，所述压力波形的所述一部分对应于所述体积的流体被提供或抽出期间的时间。

20.根据权利要求19所述的医疗装置，其中所述医疗装置包括透析机。

21.根据权利要求20所述的医疗装置，其中所述透析机包括腹膜透析机。

22.根据权利要求19所述的医疗装置，其中所述处理器被配置用于识别所述多个压力测量中的最终稳态压力。

23.根据权利要求22所述的医疗装置，其中所述第二压力测量是所述第一压力测量和所述最终稳态压力之差的大约36.8％加上所述最终稳态压力。

24.根据权利要求19-23中任一项所述的医疗装置，其中所述第一部分的长度表示所述堵塞相对于所述医疗管的近端的位置。

25.根据权利要求19-23中任一项所述的医疗装置，其中所述医疗管包括位于所述医疗管的远端处的导管。

26.根据权利要求19-23中任一项所述的医疗装置，其中所述处理器被配置为至少部分地基于所确定的所述堵塞的位置来推断所述堵塞的类型。

27.根据权利要求19-23中任一项所述的医疗装置，其中所述处理器被配置用于基于下述中的一个或多个来确定所述医疗管的所述第一部分的长度：所述医疗管的尺寸，以及所述医疗管的材料组成。