CN115803068A - 泄漏电流管理系统、装置和方法 - Google Patents

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Abstract

用于减小患者和医疗装置之间的泄漏电流的方法和系统包括感测流体管线中的电流和感应出抵消电流或电压以减小泄漏电流。用于实施所述方法的系统包括一个或多个传感器/换能器和基于来自传感器的信号驱动所述换能器的控制器。

Description

泄漏电流管理系统、装置和方法
相关申请的交叉引用
本申请要求2020年7月17日提交的美国临时专利申请No.63/052，978和2021年6月1日提交的美国临时专利申请No.63/195，495的优先权和权益，其中的每一个都通过引用整体并入本文。
背景技术
在现代医学中，使用连接到患者的电动医疗装置或设备是非常普遍的。除了这些装置旨在为患者带来的益处外，它们还可能存在对患者造成电击的潜在危害。流经患者心脏的电流(称为泄漏电流)可能引起电击，例如产生心室除颤，如果患者与另一个电源接触，则医疗装置可能在接地的患者体内诱发该电流或使该电流汇入到地。期望设计医疗设备以减小泄漏电流。
发明内容
当交流电流(AC)在导电路径(其可以是填充有导电流体的流体管线)中流动时，流体管线可以电容性耦合到紧邻或靠近流体管线的导电表面。当流体管线是耦合到患者的医疗设备的一部分并且导电表面处于地电势时，当患者被以交流电通电时，流体管线的电容性耦合可能导致泄漏电流流过患者。
本公开的一些实施例描述一种泄漏电流抵消方法。通过向血液管线注入交流电流，从而在进入被测医疗设备(DUT)的血液管线中感应出电压降，可以减小来自患者的泄漏电流。所述感应出的电压降预期在幅值上与患者相对于DUT的电压相似。如果注入的交流电流等于或略小于泄漏电流，则泄漏电流将减小注入电流的量。通过调节注入的交流电流，可以将来自患者的泄漏电流减小到可接受的水平。
附图说明
以下将参考附图详细描述实施例，其中相同的附图标记表示相同的元件。附图不必按比例绘制。为了更清楚地示出其它基本特征，一些附图可能已经通过省略所选特征而被简化。在一些图中元件的这种省略不一定表示在任何示例性实施例中存在或不存在特定元件，除非在相应的书面描述中明确公开。
图1A示出了连接到根据所公开主题的实施例的医疗设备的患者的示例。
图1B示出了根据所公开主题的实施例的用于减小泄漏电流的系统。
图1C和1F示出了根据所公开主题的实施例的用于减小泄漏电流的系统。
图1D示出了根据所公开主题的实施例的屏蔽的排水管线。
图1E示出了根据所公开主题的实施例的非接触式电流传感器。
图2示出了根据所公开主题的实施例的泄漏电流减小系统的示例模型。
图3示出了根据所公开主题的实施例的示例性模拟中在输入传感器处感测的泄漏电流。
图4示出了根据所公开主题的实施例的示例性模拟中在输出传感器处感测的泄漏电流。
图5示出了根据所公开主题的实施例的示例性模拟中由电流源提供的电流。
图6-图8示出了根据所公开主题的实施例的磁场的图形描述。
图9-图11示出了根据所公开主题的实施例的基于铁氧体环形结构的磁场的图形描述。
图12示出了根据所公开主题的实施例的实心环的横截面图和磁场的图形描述。
图13和图14示出了根据所公开主题的实施例的具有气隙的分裂环的横截面图和磁场的图形描述。
图15示出了根据所公开主题的实施例的具有单个气隙的正方形环的横截面图和磁场的图形描述。
图16示出了根据所公开主题的实施例的具有两个气隙的正方形环的横截面图和磁场的图形描述。
图17-图20示出了基于一些实施例的正方形环的横截面图和磁场的图形描述。
图21示出了根据所公开主题的实施例的电流传感器机械设计。
图22示出了根据所公开主题的实施例的用于减小在导电流体中流动的电流的替代性开环系统。
图23示出了根据所公开主题的实施例的用于减小在导电流体中流动的电流的替代性闭环系统。
图24-图26示出了根据所公开主题的实施例的接触式电极的示例。
图27-图30示出了与两个管段一起使用的接触式电极的示例。
图31示出了根据所公开主题的实施例的与电极一起使用的电极夹的示例。
图32示出了与根据所公开主题的实施例的电极一起使用的电极夹的示例的横截面图。
图33示出了根据所公开主题的实施例的接触式电极的示例。
图34示出了根据所公开主题的实施例的具有多个接触区域的电极夹的示例。
图35示出了由根据所公开主题的实施例的电极形成的双层电容器的示例。
图36示出了根据所公开主题的实施例的跟踪电路的示例。
图37示出了根据所公开主题的实施例的差分放大器设计的示例。
图38示出了根据所公开主题的实施例的差分放大器设计的另一示例。
具体实施方式
参考图1A，患者102正在或将要接受医疗设备122的医疗。在一个示例性实施例中，医疗设备122是血液治疗装置，使得患者102通过一个或多个中空流体管线14连接到血液治疗装置，所述中空流体管线14可以在患者102和血液治疗装置之间输送血液和/或其它流体。尽管仅示出了单条管线，但是应当理解，该图示表示一条或多条这样的管线。在各种实施例中，医疗设备122可以是血液透析治疗装置、血液过滤治疗装置和在患者与医疗设备122之间输送血液和/或其它流体的任何其它装置。在一些实施例中，医疗设备122是腹膜透析治疗装置，其被配置成将透析液泵送到患者的腹膜腔中并且以特定时间和/或间隔从患者的腹膜腔收回用过的透析液。
可以理解，当流体管线14填充有诸如血液或透析液的导电流体时，流体管线14在患者102和医疗设备122之间产生导电连接。如图1A所示，该导电连接产生了泄漏电流18和/或19能够在患者102和地124之间流动的可能性。泄漏电流18可从患者102流过医疗设备122并经由医疗设备122与地124之间的接地连接(例如作为电力连接的一部分的接地连接)流到地124。替代性地或附加性地，泄漏电流19可以从患者流到医疗设备122，并且通过医疗设备122的另一流体连接(例如排水管线125)流到地124。在一些实施例中，医疗设备122产生废物(例如，用过的透析液流体)，该废物被丢弃到排放系统126中。排放系统126本身可以处于地电势。例如，一些排水管道由铜制成，铜是高导电性的并且最终与大地物理接触。因此，当导电流体流过排水管线125时，有可能通过排放系统126形成到地124的导电连接。在一些实施例中，排水管线125是由绝缘材料(例如，PVC、橡胶、塑料等)形成的中空管，并且使用医疗设备122的医疗设施的地板127由金属或其它导电材料制成。在这种情况下，排水管线125中的导电流体可以电容性耦合到处于地电势的地板127，从而为泄漏电流19创建又一个导电路径。
参考图1B，其示出了用以减小泄漏电流18和/或19的各种实施例的示意性表示。医疗装置122通过导电路径(例如，通过填充有导电流体的流体管线14)电耦合到患者102。为了测试的目的，患者102可以被认为连接到AC电源104，AC电源104将患者通电到特定电压。该电压可以与线电压一样高(例如，在美国为120VAC；在其它国家为240VAC)。在测试环境中，当电耦合的患者被通电时，观察到从患者流到被测医疗装置(“DUT”)的泄漏电流。在测试环境中，导电路径是在管中流动的导电流体(例如，血液管线)。在测试期间，患者被以交流电通电，因此大部分泄漏电流在DUT本身中电容性耦合到大地，或者通过DUT的排水管线电容性耦合到导电地板。开发了许多技术来减轻此观察，包含本公开的实施例。
为了减小或抵消泄漏电流，如图所示，系统100可以安装在血液管线14和/或排水管线125上。此外，如图1D所示，屏蔽的排水管线101可以替代形成排水管线125的常规管使用，或者作为形成排水管线125的常规管的补充。
参考图1D，排水管线125被导电屏蔽结构129包围。导电屏蔽结构129可以是包围排水管线125的由导电材料制成的网格或线圈。也可以使用用导电材料包围排水管线125的其它结构。尽管图1D示出了整个排水管线125被导电屏蔽结构129包围，但是应当理解，可以仅排水管线125的一部分被导电屏蔽结构129这样包围。导电屏蔽结构129还被外管128包围，外管128由非导电材料(例如PVC、橡胶、塑料等)形成。在实施例中，外管128可以省略，并且导电屏蔽结构129可以涂覆有绝缘材料，例如乳胶或其它材料。
已经确定当排水管线125填充有导电流体并且非常接近另一导体(例如，金属地板127)时，在导电流体和该导体之间可以形成电容性耦合。例如，当排水管线被放置在处于地电势的金属地板上，并且排水管线125中的导电流体被以交流电压通电时，电流将流过排水管线。为了减轻这种情况，通过传感器(图1D中未示出)测量排水管线125中的导电流体中的电压(或在导电流体中流动的电流)，并且通过驱动电路(未示出)在导电屏蔽结构129上感应出相同的电压。根据本公开的实施例，该传感器可以是任何传感器，诸如接触式传感器或非接触式传感器。这样，在排水管线125中的导电流体与包围排水管线125的导电屏蔽结构129之间，电势差将很小或没有电势差。利用这种布置，很少或没有电流从排水管线125中的导电流体流动，从而减小了任何潜在的泄漏电流。在形成任何电容性耦合的情况下，它将在导电屏蔽结构129和导电表面之间，而不是从排水管线125到地，从而避免了来自患者的泄漏电流。
接下来转到图1C和图1F，描述了泄漏电流抵消系统100的示例。系统100的实施例通过选择性地将AC(交流电流)注入或感应到导电流体(例如，血液管线)中而引起进入医疗装置的血液管线的电压降，来减小从患者(例如，被通电的患者)到医疗装置的电流泄漏。AC由换能器116感应出。在一些实施例中，换能器116是非接触式的，而在其它实施例中，换能器116可以是接触式换能器。
在实施例中，接触式换能器可以是电耦合到泄漏电流减小系统的一个或多个电极，并且与泄漏电流在其中流动的导电流体直接接触(例如，血液、透析液、废液)。如下所述，每个电极可以采用多种形状和形式。
在实施例中，一个接触式电极是由导电金属制成的管，所述导电金属例如不锈钢、银、金、钛或如下文更详细描述的各种金属合金。在另外的实施例中，接触式电极由碳注入聚合物制成，并且被模制或以其它方式成形为与一个或多个流体管线和到系统的电连接对接。
非接触式换能器不与电流被感应到其中的导电流体直接接触。替代性地，换能器产生磁场，磁场反过来在流体中感应出电流。这种换能器的示例性实施例包括包围输送导电流体的管14和/或125的环形结构。所述环形结构在其一侧或多侧上具有线绕组，并且当电流通过所述线绕组时，在所述环形结构中产生磁场。磁场可以围绕具有导电流体的管圆形地定向，并且它可以在流体中感应出电流。
接触式换能器与导电流体直接接触，使得电流可以直接从换能器注入流体。在实施例中，接触式换能器包括导电管，该导电管流体耦合到输送导电流体的管线(14和/或125)。流体耦合可通过鲁尔连接器或另一类似的耦合装置实现。在该配置中，导电管可以导电地连接到控制器并由控制器驱动，以将特定电流注入到通过导电管的导电流体中。
在一个实施例中，接触式电极由反映在流体管线中检测到的电压的AC电压驱动，但是具有减小检测到的电压的相位差。AC电压可以由下述的控制电路产生。控制电路可以被实现为跟踪发生器。下面参考图36描述根据本公开实施例的跟踪发生器的示例。
如果在导电流体中感应出的或注入导电流体中的电流大致等于泄漏电流(18，19)或比泄漏电流小一个阈值，则泄漏电流将减小被注入的或感应出的电流的程度。其它实施例可选择性地注入或感应出任何其它合适量的电流以减小从患者到医疗装置的电流泄漏。
仍然参考图1C，患者102被图示为连接到AC源104以表示患者的电压。患者102还通过流体管线14连接到医疗设备122。泄漏电流减小系统100被示出为安装在患者102与医疗设备122之间的流体管线14上。然而，除了在流体管线14上之外，或者替代在流体管线14上，系统100还可以安装在排水管线125上。
在一些国家，标准线电压是132伏AC，这是在50-60Hz的RMS电压。这种情况下的峰间电压为186伏AC。
系统100包括近端电流传感器108和远端电流传感器118，如图1C所示。两个电流传感器都检测流过流体管线14的电流(即，在流过流体管线14的导电流体中)。系统100还包括可操作地耦合到换能器控制器112的换能器116。换能器控制器112可包括信号调节器110和120，如图所示。信号调节器可放大和/或过滤从传感器108和118输出的信号。换能器控制器112由电源114供电。
在实施例中，仅使用单个电流传感器(未示出)。在其它实施例中，远端电流传感器118测量流体管线14中的电流。在实施例中，远端电流传感器118是非接触式传感器，类似于换能器116。例如，传感器118可以具有带有一个或多个线绕组的大致环形形状，并且围绕管线14放置。在一些实施例中，传感器118的环形结构可以是单件，使得管线14将需要通过环形结构中的开口插入。在其它实施例中，环形结构可具有允许该环形结构围绕管线14打开和闭合的气隙。图21中示出了这种实施例的一半的非限制性示例。
参考图1E，描述了非接触式电流传感器108的实施例的一个示例。该传感器具有环形形状的主体170，使得中心的开口被材料包围。主体170可以是圆形、正方形、矩形、椭圆形，并且可以具有圆角。图示了具有圆角的正方形的示例。主体170可以由叠层材料制成，例如Carpenter高导磁率49合金(“Carpenter 49”)，其是具有高饱和磁通密度、高导磁率和低铁损的48％镍铁合金。
流体管线14被示出为穿过环形形状的中心开口，但是应当理解，附加于或替代于流体管线14，传感器可以用在任何流体管线(例如，排水管线125)上。在一些实施例中，多个流体管线可同时穿过中心开口(例如，血液透析机的静脉血液管线和动脉血液管线)。具有第一绕组173和第二绕组174的导线具有端部171和172。两个绕组可以串联，如图所示。在实施例中，绕组可以并联连接(未示出)。当流体管线14中存在电流(例如交流电流)时，该电流在主体170中产生磁场，该磁场又在两个绕组的导线中感应出电流。因此，表示流体管线14中的电流的信号可以从端部171和172输出，并且被提供给控制器112。
在实施例中，主体170被气隙分成两半。主体170的一半的示例在图21中示出。应当理解，换能器116可以具有与传感器108类似或相同的设计。在实施例中，换能器116具有串联连接的四个绕组，每个绕组分别位于主体170的一侧上(未示出)。
在实施例中，传感器118是接触式传感器，使得其与流过管线14的导电流体直接接触。应当理解，传感器108可以与传感器118相同，但并非必须如此。在实施例中，传感器108和118中的一个或两个将是非接触式传感器。在实施例中，传感器108和118中的一个或两个将是接触式传感器。还应当理解，接触式传感器和非接触式传感器可以以所有可能的组合与接触式换能器和非接触式换能器组合。
在血液管线上使用接触式传感器的一个益处是，与非接触式传感器相比，需要从患者抽取更少体积的血液，尤其是如果使用血液管线的多个绕组来增加磁场。
在实施例中，远端传感器118用于驱动换能器116，而近端传感器108用作安全措施，以监测来自患者102的泄漏电流，从而验证系统100的操作和状态。
系统100的实施例可以减小当患者被通电(例如，通过交流电源)时的泄漏电流量。例如，由实施例减轻的故障状况是当患者102意外地连接到AC源104(例如，交流电源)时。当电流从患者102流到低电位(例如大地124)时，可能会出现问题。电流可以通过导电流体(例如，血液管线14)从患者102流到电耦合的医疗装置122(例如，肾透析机)并流出医疗装置122到达排放系统。在该说明性示例中，存在到大地124的多个电流泄漏路径。一些泄漏路径在医疗装置中，另一泄漏路径可能是通过排水管线到导电地板，还有一个泄漏路径可能是排空到铜排水管中的排水管线。
由于潜在故障和多个潜在泄漏电流路径，公开了多种电流减轻技术。实施例利用流体阻力(例如，患者血液电阻)以帮助限制泄漏电流。减小导电流体电阻两端的电压降可以实现该目的。返回参考图1C，如果在位置150处测量的管线14中的患者电压VP2和在位置160处测量的电压几乎是相同的电压，则通过血液管线的电流几乎为零。这可以通过由传感器108和/或118测量电流(和/或电压)并且由换能器116在管线14中感应出适当的电流来实现。
实施例将电流以与管线14中测量的泄漏电流IPLC同相的方式注入流体管线14(例如，经由换能器116磁性地感应出交流电流)。感应电流可以替代进入机器的泄漏电流，并迫使VP2达到更接近于在位置140处测量的VP1的电压，从而减小在位置155处测量的泄漏电流IPLC。
因为该设计的实施例具有电抗元件、电容器和电感器，所以减小电流的定相是重要的。因此，泄漏电流IPLC 130在换能器116之前和之后由泄漏电流传感器108和118测量。通过使用之前和之后的电流信号，换能器控制器112可以使用电源114将相位调整为与IPLC130电流信号同相。例如，使用由泄漏电流传感器108和118感测的电流，传感器信号调节器110和120可以确定输入泄漏电流电压VCI 132和输出泄漏电流电压VCO 136，并且将这些电压提供给换能器控制器112，使得可以确定感应电流Ic 134。
在一些实施例中，由泄漏电流传感器108感测的电流可经由换能器控制器112控制在预定义的阈值或范围(例如10μA或20μA)处或附近。感应电流IC 134被注入到流体流中并与患者泄漏电流IPLC 130相加。合成电流等于抵消换能器不起作用时将通过患者的电流。
进一步考虑了一个说明性示例。患者可被以132VACrms(等于188V峰间值)通电。可以形成从患者通过患者血液进入医疗装置然后通过医疗装置(例如，透析器)到排水管线并最终到排放系统的电路径。存在许多到大地的电容性电流泄漏路径。当减小系统不起作用时，泄漏电流为80μA的信息性假设如下：
·电流将从患者流到医疗装置，然后流到大地以完成电路径。
·由于患者管线的尺寸，电阻可估计约为103,000欧姆。
·在血液电阻为103,000欧姆、泄漏电流为80μA的情况下，从患者到医疗装置的电压降可估计为8.2V。换句话说，医疗装置上的电压可估计为123.8VACrms。
·泄漏电流可在机器中分开，其中一些电流流过机器中的电容性耦合路径到达大地。其它泄漏电流可流经电容性耦合路径，从排放流体通过管壁流到地板上的接地端。
为了减轻泄漏电流问题，实施例利用夹持在血液管线周围的传感器/换能器(例如，108、116、118)。这是非接触式传感器和/或换能器的示例。磁场传感器可用于感测血液中的电流，并且抵消换能器可被命令成将电流以与来自患者的泄漏电流相同的相位注入血液中。抵消换能器可以选择性地增加电流，以将来自患者的泄漏电流减小到10μA以下。例如，在某些实施方式中，换能器可增加至少75μA。通过增加75μA，除了来自患者的10μA外，患者与医疗装置之间的电压差将小于1.00VACrms。因此，换能器将电流以与患者泄漏电流同相的方式注入导电流体(例如，血液管线)，以减小电压差。为了以与患者泄漏电流同相的方式控制换能器线圈，使用两个传感器，即入口电流传感器和出口电流传感器。例如，入口传感器输出电压可以是参考相位信号。
磁电流传感器的实施例基于法拉第感应定律工作：
Figure BDA0004029822720000101
该公式表明，线圈的输出电压与导线匝数乘以时变磁通量成比例。该公式可进一步简化如下：
Figure BDA0004029822720000102
该公式将磁通量
Figure BDA0004029822720000103
分解为面积A乘以B或A*B。因此，我们可以推导出线圈的电压与时变B场及其流过的面积成比例。
为了解决来自被通电患者的泄漏电流，实施例将电流注入来自患者的导电流体管线(例如，血液管线)以满足泄漏电流需求。实施例被实施为装置上的夹具，以便不影响所实施的医疗装置和一次性用品。
实施例包括新颖的传感器/换能器对，其中，通过时间周期磁性方法，电流可以被注入导电流体中。注入的电流被配置为与流体中的电流同相。据了解，泄漏电流的频率将从45Hz至65Hz。实施例还利用开放式设计以允许患者管线(例如，PVC管)放入传感器/换能器对中，然后关闭。实施例包括多个成本有效且灵活的设计考虑，使得可容易地实施电流泄漏减小系统。
传感器功能类似于电流变压器。例如，变压器的初级是流体管线，次级是泄漏电流传感器上的绕组。创建了一个独特的核心设计，以便传感器可以打开，流体管可以放置在传感器中。当传感器关闭时，传感器完成磁路并用作电流传感器。
当磁电流传感器被夹持在具有导电流体的管周围并且时间周期电流在导电流体中流动时，产生B场并将其耦合到磁路中。线圈缠绕在传感器芯周围并且感测时变B场，从而通过法拉第感应定律在线圈上感应出电压。因此，传感器产生与流体中流动的电流成比例的电压。
图2示出了根据所公开主题的实施例的泄漏电流减小系统的非限制性示例模型。尽管图2包括分量值，但这些仅是说明性的而非限制性的。图2表示产生通过本公开实施例减小的电流泄漏的被通电患者的模拟。模型200使用AC源202来模拟被在60Hz下以132VACrms通电的患者。VP1是患者电压。血液的电阻由Rblood1 206表示，并且为103K欧姆(通过计算2米的患者管线来确定)。接下来是VP2，其表示医疗装置处的或医疗装置处血液管线末端处的电压。入口磁电流传感器由Rsen_in 208表示。Rsen_in 208的电阻被计算并确定为大约139欧姆。当使用例如LTSPICE等模拟器时，流经Rsen_in的电流是流经电阻器的电流的简单测量值。
换能器216包括具有电流源214的电模型，电流源214例如是在75μArms和60Hz下运行的正弦波电流源。用于换能器216的电流源214相对于患者电压源Vpatient具有相移，例如88度的相移。电压控制的开关212被包括在电模型中以帮助检测/测量何时将减小电流施加到流体。此外，还包括Rt1，类似于电流传感器。基于计算，Rt1具有139欧姆的样本电阻。还包括V1 216和R1 218用于模拟目的。
第二传感器Rsen_out 220用于辅助电流源214的定相确定。通过Rsen_out 220的电流近似为在不执行抵消的情况下的泄漏电流。最后，电阻器和电容器网络用于表示到大地的泄漏电流路径222。C1表示医疗装置中的到地的泄漏路径，Rdl1和Cdl1表示通过排水管线的泄漏电流。模型200被设置为当开关212关断时具有85μA rms泄漏电流，并且当开关212接通并且换能器210起作用时具有大约10μA rms泄漏电流。模型200的多个元件仅用于模拟，并且对于实现是可选的或完全不必要的。
示例模拟中的测量电流和注入电流在图3-图5中示出。图3示出了示例模拟中在Rsen_in 208处感测的泄漏电流。图4示出了示例模拟中在Rsen_out 220处感测的泄漏电流。图5示出了示例模拟中由电流源214提供的电流。
图6-图8示出了基于一些实施例的磁场测量结果的图形描述。图6示出了管B磁场中的电流(密度图：特斯拉)。图7示出了相对于距离(以英寸为单位)绘制的空气中以特斯拉为单位测量的B磁场。图8示出了相对于距离绘制的空气中以安培/米测量的H磁场。
图9-图11示出了基于铁氧体环结构实施例的磁场测量结果的图形描述。图9示出了使用铁氧体环的管B磁场中的电流(密度图：特斯拉)。图10示出了相对于距离(以英寸为单位)绘制的针对管周围铁氧体环以特斯拉为单位测量的B场。图11示出了相对于距离绘制的针对管周围铁氧体环以安培/米为单位测量的H场。
泄漏电流传感器的实施例测量在导电流体(例如，血液管线)中流动的交流电流、或泄漏电流。在一些实施方式中，传感器可以是测量管中电流的非血液接触式传感器。在一些实施方式中，传感器还包括用于待插入导电流体管结构的开放空间。
实施例包括时间周期磁传感器。例如，磁传感器可以包括与变压器的结构相似性。一个实施例利用实心环，该实心环包括缠绕在该环周围的绕组。图12是根据所公开主题的实施例的实心环的横截面图和磁场的图形描述。观察到以下结果：
气隙：0.0000”(无气隙)
流体电流：50μA
线圈电压：12.55uVrms
初级电感：19.03uH
所需放大(计算的)：32430(0.0324e6)
在另一些实施例中，使用金刚石切割锯将铁氧体环形磁芯分成两半。在该实施例中，环形磁芯的一半缠绕有磁线。图13和图14示出了根据所公开主题的实施例的具有气隙的分裂环的横截面图和磁场的图形描述。对于图13的分裂环观察到以下结果：
气隙：0.016”
流体电流：50μA
线圈电压：51.48nV
初级电感：79.8nH
所需放大：9710000(9.71e6)
对于图14的分裂环，观察到以下结果：
气隙0.020”
流体电流：50μA
线圈电压：42.30nV
初级电感：65.9nH
执行振动灵敏度分析以确定传感器对由于分裂磁芯产生的气隙而引起的振动的灵敏程度。轻微干扰，例如轻敲传感器所在的桌子，会导致电信号扰动。使分裂磁芯传感器设计对振动较不敏感的一个概念是制造两个圆形磁路，一个在顶部，一个在底部。分裂环形设计有两个半圆，迫使磁路通过气隙。此新概念产生两个独立的磁路，这在理论上将减小由振动噪声引起的振动效应。
图15示出了根据所公开主题的实施例的具有单个气隙的正方形环的横截面图和磁场的图形描述。观察到以下结果：
气隙1：0.020”
气隙2：0.000(无)
流体电流：50μA
线圈电压：63.1nV
初级电感：154nH
图16示出了根据所公开主题的实施例的具有两个气隙的正方形环的横截面图和磁场的图形描述。观察到以下结果：
气隙1：0.020”
气隙2：0.016
流体电流：50μA
线圈电压：114.6nV
初级电感：127.9nH
图17-图20示出了基于一些实施例的正方形环的横截面图和磁场的图形描述。图17示出了B磁场(密度图：特斯拉)，其用于基于一些实施例的具有0.012气隙的正方形环。图18示出了B磁场(密度图：特斯拉)，其用于基于一些实施例的具有0.28气隙的正方形环。图19示出了H磁场(密度图：安培/米)，其用于基于一些实施例的具有0.012气隙的正方形环。图20示出了H磁场(密度图：安培/米)，其用于基于一些实施例的具有0.28气隙的正方形环。
图21示出了根据所公开主题的实施例的电流传感器机械设计。患者泄漏电流传感器(“PLCS”)设计的实施例对于上半部或下半部具有以下尺寸：
长度：0.900”
高度：0.500”
宽度：0.300”
图22示出了用于减小在根据所公开主题的实施例的导电流体中流动的电流(例如，泄漏电流)的替代性开环系统。实施例包括实现具有金属屏蔽结构的排水管线的开环技术。诸如血液管线的患者流体管线可以包括例如由于被通电患者而引起的泄漏电流。控制器2202和系统2204可以测量患者流体管线(例如，血液管线)中的电压。在一些实施例中，可以使用电压感测线圈来感测流体管线中的电压和/或可以使用电流感测环来感测流体管线中的电流。控制器2202和系统2204可根据需要放大或减小电压(无相移)，并执行电压电势的同相抵消。
图23示出了根据所公开主题的实施例的用于减小在导电流体中流动的电流f(例如，泄漏电流)的闭环系统的实施例。实施例包括实现能够将电压驱动到流体中的电容性耦合驱动器的闭环技术。在实施例中，如下所述的接触式电极用于在流体管线中感应出适当的电压以抵消流过该流体管线的电流。诸如血液管线的患者流体管线可以包括例如由于被通电患者而引起的泄漏电流。控制器2302和系统2304可以测量患者流体管线(例如，血液管线)中的电压、根据需要放大电压或减小电压、和/或相移电压。在一些实施例中，可以使用电压感测线圈来感测流体管线中的电压和/或可以使用电流感测环来感测流体管线中的电流。在一些实施例中，控制器2302和系统2304可以使用电容性耦合传感器来执行泄漏电流的异相抵消，以将电流驱动到导电流体中。例如，控制器2302和系统2304可以利用泄漏电流的实时测量来使用相移和电压放大驱动抵消电流。在一些实施例中，抵消电流可将泄漏电流减小到阈值水平，例如50μA。
所有上述实施例都可以使用如本文所述的非接触式换能器或接触式电极。参考图24，接触式电极240可以由导电材料、例如不锈钢制成。然而，也可以使用其它材料。例如，可以使用半导体材料，例如浸渍有碳的聚合物，如下面进一步描述的。所有图示的实施例都可以由任何公开的材料制成。接触式电极240具有第一端244和第二端246，它们限定了电极的端部。在实施例中，电极240可以是金属管。电极可以通过将较长的金属管切割成较短的段来制造。在实施例中，电极240的长度为1cm。在其它实施例中，该长度为2cm、3cm、4cm或大于4cm。可以基于预期的泄漏电流来选择长度，因为电极的内表面区域247决定了电极在感测电压或电流方面以及在流体管线中感应出电压或电流方面的有效性。在实施例中，电极的长度为1英寸。
电极240可以以图27所示的方式使用，其中两个管段271和272通过电极240的开口244和246插入。在这种情况下，电极240的整个外表面245都是可接近的并且可以电耦合(例如，通过焊接或利用导电夹301)到泄漏电流抵消系统。然而，电极240也可以以图28所示的方式使用，其中管段271和272插在电极的端部上。为了确保管段牢固地附接到电极，可以在管段上使用粘合剂和/或热焊接。尽管在图24和图27中不可见，但电极240可具有类似于外凸缘253的内部肋，该内部肋围绕电极的内周向延伸。该肋可提供表面，当管段271和272如图27所示插入电极240时，管段271和272可抵靠在该表面上。肋375、376和377的示例在图33中示出。
参考图25，示出了接触式电极250的另一个实施例。如上所述，电极250可以由与电极240相同的材料制成。电极250具有限定电极的外边缘的第一开口254和第二开口256。在实施例中，整个电极250都由相同的导电材料制成，因此电极250的外表面255导电地耦合到从外表面255径向向外凸起的凸缘253。
如图28所示，当管段271和272被压到电极250上时，凸缘253为管段271和272提供止动区域。按压管段直到它们与凸缘253接触，从而确保无泄漏和牢固的连接，同时凸缘253提供用于导电连接到泄漏电流抵消系统的位置。因此，诸如导线的导体可以导电地耦合到凸缘253。如将理解的，电极250的整个内表面257在管271和272之间的流动路径内。这最大化了电极与流过流动路径的流体接触的表面积的使用。如上所述，可以使用粘合剂和/或热焊接将管段271和272固定到电极。
如图29所示，凸缘253示出为具有与管段271和272的厚度大致相同的高度。这种构造使得所得的管段和电极的组合具有光滑表面，该光滑表面可以穿过尺寸适于容纳管尺寸的开口，并且还使组合管中的扭结最小化。
在其它实施例中，凸缘253可升高到具有比管的厚度更大的高度。在这些实施例中，所得的管和电极的组合将具有比单独的管更大的外径，其可以用在夹持到电极上以提供电连接的夹状连接器301中。
参考图26，接触式电极260的实施例类似于电极250，包括外表面265、内表面267和两个端部264和266。然而，电极260在两个开口处还具有倾斜边缘262，这也在图29的横截面中示出。
接下来参考图29，倾斜边缘262提供内径从管段271和272的内径到电极260的较小内径的逐渐过渡。当通过管段271和272输送的流体是血液时，内径的任何突然转变都可能产生流动不规则性，可能损害(例如，剪切)血细胞。为了减轻这种风险，当电极260耦合到管段时，倾斜边缘262避免突然过渡。
图30示出了与接触式电极240对接的管段271和272的另一个示例性实施例。在该实施例中，管段定位在电极240的外部上，如图所示。尺寸D1、D2示于图的下部。D1表示电极240插入管段271和272中的距离。D2表示电极240的暴露区域的长度。在一个实施例中，距离D1是四分之一英寸，距离D2是二分之一英寸。因此，在一个实施例中，电极240可以是一英寸长。尽管这些尺寸未在图24-图29中示出，但是应当理解，相同的尺寸可用于任何和所有这些图中。
图31示出了夹301的示例，该夹被设计成与本文所述的任何电极对接。夹301可由导电材料构成，例如铜、银、金或具有导电涂层的其它材料。在一个实施例中，夹301具有内表面311，该内表面311的尺寸和构造被设置成接收电极240，如图31中的箭头304所示。夹301具有C形轮廓以容纳和牢固地保持管状物体，例如电极。夹可以具有不同的横截面轮廓，例如，仍然允许管状物体被插入和牢固地保持、并确保导电连接的三条直线。
一旦电极240和管段271和272被插入夹301中，就通过导体302在电子部件303之间建立导电连接。可以理解，电极240可以从多个侧面和方向被压入夹301中，而不仅仅是箭头304所示的方向。虽然在图31中未示出，但是夹301可以存在于医疗装置122的外部或内部。在实施例中，医疗装置122具有流体管线组织器，该流体管线组织器将各种流体管线保持在特定位置以避免管线缠结和误用。流体管线组织器可包括一个或多个夹301，以保持管线并使管线有序，并且还提供耦合到管线的电极与医疗装置122之间的导电连接。
夹301的由字母L表示的长度可以等于或小于长度D2。这允许夹301与图30所示的实施例一起使用，使得电极240的暴露的外表面与夹301的内表面311完全接触。
参考图32，示出了耦合到管段271和272的接触式电极260在插入夹301中时的横截面图。从图中可以看出，内表面311与电极260的凸肋253接触，从而形成电连接。
图33示出了与管段371、372、373和374串联连接的三个电极300的示例性实施例。在实施例中，管段具有4.1mm的内径。电极300由聚合物制成，该聚合物包含足够量的碳以使电极导电或半导电(即，碳浸渍聚合物)。在实施例中，制造电极300的材料是聚氯乙烯(PVC)和碳粉的混合物。碳可以是悬于聚合物材料中的胶体。
在实施例中，电极300将是医疗机器(例如肾透析机)的患者血液管线的集成部分。如图33所示，三个电极300彼此间隔开。选择电极300之间的间距，以便在两个相邻电极之间产生电压降。该间隔可以足够宽以产生用于感测和控制患者泄漏电流抵消的可用差分电压信号。电极300的长度被选择为足够长，以产生值大于输入放大器感测电容器的1000倍的双层电容器。在实施例中，输入放大器感测电容器将足够小以将输入感测电流限制为小于5.0微安。在实施例中，对于132VAC(RMS)单一故障状况，输入放大器感测电容器的电容将小于或等于100pF(皮法)。因此，由电极300形成的双层电容器将具有大于100nF(纳法)或0.10μF(微法)的电容。在实施例中，从电极300的外表面到内表面(在375处)的DC电阻小于10，000欧姆。内表面375处的内径可以与电极300连接的管段(例如，371，372)的内径相同。在一些实施例中，内径为4.1mm。
图31的一个或多个电夹301可与电极300一起使用。例如，可以为每个单独的电极300提供一个相应的电夹301。在其它实施例中，例如如图34所示，电极夹341可以足够大以容纳三个电极300。电极夹341包括三个导电区域342、343和344。如图34所示，这些分离的导电区域被构造成与电极300中的相应电极接触。导电区域由绝缘区域346和348分隔开，并且每个导电区域都具有相应的电引线352、353和354。电引线可以连接到如下所述的电路。应当理解，电极夹341可以与碳填充聚合物电极以及其它类型的电极(例如上述不锈钢电极)一起使用。
在实施例中，电极300具有沿其主轴测量的1英寸的长度。电极300可具有低于10,000欧姆的电阻值，该电阻值在泄漏电流抵消系统与流动路径中的流体之间测量。
在实施例中，聚合物电极300的碳含量包括通过325目的粉末(所谓的325目碳粉)。在其它实施例中，碳组分包括通过8×50目的粉末(所谓的8×50目碳粉)。在进一步的实施例中，碳组分包括325目碳粉和8×50目碳粉的混合物。在实施例中，碳含量为电极300的总体积的15％至35％，使得聚合物构成剩余体积。
在实施例中，当电极之间的管(例如，管段372)填充有具有盐水或人体血液的电阻率值的流体时，在两个相邻电极300之间测量的电阻值为1.5KΩ(千欧姆)。在图34中，这将是当图33的电极和管组件被插入电极夹341中时电引线352和353之间的电阻测量结果。
在实施例中，电极300的多个副本可以在制造时永久地或半永久地接合在一起。这将获得在内部具有多个接触区域的单个整体结构，所述多个接触区域将与流过电极内部的流体接触。例如，如果由附图标记372和373表示的间隙填充有非导电材料，例如制成管段371和374的材料，则图33中所示的实施例可以构造为单体实施例。这样的示例性实施例然后可用于将单体多触点电极连接到两个管段，例如371和374。
参考图35，示出了沿管的中间截取的电极300的横截面，以帮助示意性地解释由该特定布置产生的双层电容。在管段371和372与所述管的相对部分之间示出的开放空间填充有流体395，例如血液。肋375的内表面将与流过管的流体接触。该内表面形成双层电容器。内表面在同轴电容器中起导体的作用。在该同轴电容器中，内导体是流过管的导电流体(例如，血液)。因为内导体是流体，所以将在肋375、376和377中的每一个处的内表面处以及在流体395的导电部件390的边界处产生界面391(在纳米厚度的数量级上)。由于流体的非导电组分，该界面是纯电介质。双电层出现在肋375的表面与导电流体390之间的界面391处。在该界面处，形成具有相反极性的两个电荷层，一个在电极的表面处，一个在导电流体中。这两层由图35中391所示的薄层分隔开。当向电极300施加电压时，在电极界面处产生两层极化离子。一层在固体电极内(在肋375的表面处)。具有相反极性的另一层由分布在液体390中的已向极化电极移动的溶解且溶剂化的离子形成。这两层极化离子被用作电介质且极薄(例如，0.1到10nm)的层(如391所示)分隔开。该层的极小厚度有助于在非常小的器件中获得比用常规电容器大得多的大电容的能力。
在实施例中，该双层电容器的电容为0.1μF或更大。图35中所示的悬突区域379还在电极300的一部分与管371或372的另一侧上的导电流体之间形成电容。然而，因为管具有比上述界面层391厚得多的侧壁，所以对于电极300的这一部分，所得电容小得多。事实上，这种小电容是不希望的，因为电极300处的总电容是由于悬突379形成的电容与在区域375的表面处形成的双层电容器之间的串联连接的结果。因此，期望减小悬突区域379的长度以增加电极300的总电容。然而，悬突区域379对于物理附接目的是有益的，因为它可以在内表面上具有倒钩(未示出)并且可以用于将管段溶剂结合到电极300。
接下来参考图36，示出了用于减小患者泄漏电流的控制和驱动电路3601的实施例。电路的实施例减轻了假定为50-60Hz的AC电流的患者泄漏电流。在一个实施例中，当患者受到132VAC(RMS)的通电电压时，可接受的患者泄漏电流小于150μA或甚至小于50μA。在实施例中，当通电电压为264伏(RMS)时，患者泄漏电流小于300μA。图36的实施例可以被认为是跟踪发生器，其跟踪患者102被通电的电压，并且产生补偿电压以抵消或减小从患者到地的泄漏电流。
患者102通过患者血液管组连接到医疗装置122，医疗装置122表示为在420处连接到地的阻抗Zm。患者血液管组的一端连接到患者通路(动脉和/或静脉)，另一端进入医疗机器122(例如，血液透析机)。如果患者102经由单个故障状况(如AC源400所建模的)意外地通电，则电流可以流过患者的动脉和静脉的血液管线，到达透析机，并且电(电容性)耦合到大地并且提供到通电电压源的电流路径。可以通过采用感测电流并主动减小电流的电路来减小该电流。
电路3601使用控制回路，该控制回路使用上述任何电极或换能器感测患者处的电压Vp1。为了测量流经与患者连接的血液管线的AC电流，可以在沿血液管线的两个位置处使用两个电极/换能器测量电压，因为两个传感器之间的间隔具有已知的电阻值(根据流体管线中流体的电导率、流体管线的长度和横截面得出)。因此，测量由导电流体路径中的根据上述实施例中的任一个实施例的两个电极产生的感测电阻器两端的差分电压，并且根据该差分电压可以计算电流。通过将两个电极放置在包含导电流体的管中并将两个电极分隔开一定距离，将如上所述地形成电阻器。因此，当电流在导电流体中流动时，将在电极两端产生电压降。电极两端的电压与管内流动的电流成正比。电流可以是直流电流(DC)或交流电流(AC)。在实施例中，Rsense1两端的电压为15mV(RMS)，且从Ref到Vcp的总增益为10,000，使得Vcp处的电压约为132VAC(RMS)。
图36表示模拟具有电极和各种感测元件及驱动元件的流体管线的行为的示意性电路图。根据上述实施例中的任一个实施例，每个血液管线(动脉和静脉)的三个电极感测并抵消泄漏电流。411处的点Vp1、416处的点Vcp和418处的点Vp2分别表示三个电极的位置。
在每个血液管线上最靠近患者的两个电极(411、416)用于感测泄漏电流。因为电极411和416分隔开填充有流体(例如，血液)的管的长度，所以在两个电极之间存在有限电阻，由Rsense1表示。Rsense1两端的电压差用作传感器差分放大器430的输入。
再次参考图36，传感器差分放大器430的输出是Vcp和Vp1处的电压之间的差值，并且作为负值(即，反相)提供给求和单元442。求和单元442可以是数字设备或模拟设备，例如以求和配置连接的运算放大器。
在实施例中，由于Vcp和Vp1处的电压之间的差值，差分放大器430接收1.5毫伏RMS作为输入。在实施例中，差分放大器430包括如图37所示的变压器。
参考图37，差分放大器430可以包括变压器，该变压器具有初级绕组431和次级绕组432。初级绕组431连接到表示为Vp1和Vcp的两个电极。次级绕组连接到求和电路442，其输出标识为Ref。该输出是单端的，因此次级绕组的第二连接通过电容器433连接到地。在实施例中，传感器差分放大器430的增益是1，但是它也可以更大。通过选择初级绕组431和次级绕组432中的绕组数来控制增益。当增益增加时，电容器433帮助提供稳定性。
参考图38，差分放大器430可以包括光源451和光学传感器452，光源451由Vcp和Vp1之间的差分电压驱动，光学传感器452检测光输出，并且输出表示测量值的电压。在实施例中，光源是白炽灯泡。
当患者102被通电例如50或60Hz的交流电压时，传感器差分放大器430的输出将是通电患者的信号的频率(即，50-60Hz)的正弦波。求和单元442还接收由偏移调整器440提供的偏移值作为输入。在实施例中，该偏移可以是0V。
偏移调整器440可以是具有可控的幅值、频率和相位的正弦波发生器。
求和单元442的输出被提供给积分器444，积分器444向信号提供附加增益。在实施例中，积分器444的增益是10到20。积分器444可以是运算放大器电路或数字积分器。
积分器444的输出作为输入提供给补偿网络446。补偿网络446将极点和零点添加到控制回路以在运行带宽上提供稳定性。在实施例中，补偿网络446由模拟元件制成。在实施例中，补偿网络446包括电阻器和电容器，所述电阻器和电容器的值被选择为在保持增益回路稳定性的频率下提供极点和零点，而无需数字部件。在其它实施例中，补偿网络446包括数字部件。补偿网络446可以提供10-50×量级的附加增益。
补偿网络446的输出被提供给升压隔离变压器448，升压隔离变压器448提供10×和16×之间的附加增益。变压器448的输出被提供给低通滤波器450，该低通滤波器450清除放大的信号(例如，50-60Hz的正弦波)并以Vcp将其输出到电极416。
低通滤波器450的输出信号包括沿着图36中虚线所示的电流路径360流动的交流电流。电流路径在电极416处开始，继续通过其中具有一定量流体并表示为具有值Rsense2的电阻器417的管段、通过第三电极418并且通过填充有流体并表示为具有电阻值Rblood2的电阻器419的最终管段。结果，流过Rblood1的电流(即，流过患者的电流)非常低，低于50μA。
元件420表示治疗机器(例如，医疗设备122)对地的阻抗Zm。在实施例中，Zm可以被建模为具有大约1500pF的值的到地的电容性耦合。
三个电极中的中间电极416由控制回路驱动。当将中间电极电压驱动到通电电压(在Vp1与Vcp之间测量的)的相同幅值及相位时，可依据控制系统方法将通过传感器电阻性元件的电流驱动到接近零。
因此，根据实施例的控制系统包括电流感测元件/节点、控制点/节点和电流验证节点。控制系统经由泄漏电流传感器两端的差分电压或经由非接触式电流传感器来感测泄漏电流，并且驱动控制点以匹配第一传感器节点的相位和幅值，从而将泄漏电流驱动到零或接近零。
根据第一实施例，所公开的主题包括一种方法，所述方法包括提供被配置为能够检测流过填充有导电流体的管的电流的第一电流传感器；提供被配置为能够产生电流的换能器；提供被配置为能够接收来自第一电流传感器的第一信号作为输入并且能够向换能器输出驱动信号的控制器；通过第一电流传感器检测电流并从第一电流传感器输出第一信号；通过控制器从第一电流传感器接收第一信号；至少确定所检测的电流的幅值；基于所检测的电流产生驱动信号；以及用驱动信号驱动换能器。
在其变型中，第一实施例包括这样的实施例，其中，所述方法还包括提供第二电流传感器、以及通过第二电流传感器检测电流并从第二电流传感器输出第二信号，其中，控制器被配置为能够至少基于第一信号和第二信号产生驱动信号。
在其进一步的变型中，第一实施例包括这样的实施例，其中，具有导电流体的管将患者流体地连接到医疗装置，并且被配置为能够在患者与医疗装置之间输送导电流体，第一电流传感器沿着管定位在第一位置，换能器沿着管定位在第二位置，第二传感器沿着管定位在第三位置，第一位置最靠近患者，第二位置在第一和第三位置之间，第三位置最远离患者且最靠近医疗装置。
在其进一步的变型中，第一实施例包括这样的实施例，其中，医疗装置是透析系统。
在其进一步的变型中，第一实施例包括这样的实施例，其中，管是在患者与医疗装置之间输送血液的血液管线。
在其进一步的变型中，第一实施例包括这样的实施例，其中，第一传感器被夹持在管周围。
在其进一步的变型中，第一实施例包括这样的实施例，其中，换能器被夹持在管周围。
在其进一步的变型中，第一实施例包括这样的实施例，其中，第二传感器被夹持在管周围。
在其进一步的变型中，第一实施例包括这样的实施例，其中，提供换能器包括将换能器夹持在管周围，提供第一传感器包括将第一传感器夹持在管周围，并且提供第二传感器包括将第二传感器夹持在管周围。
在其进一步的变型中，第一实施例包括这样的实施例，其中，产生驱动信号包括设置驱动信号的相位以匹配所检测的电流的相位、以及将驱动信号的幅值设置为低于所检测的电流的幅值。
在其进一步的变型中，第一实施例包括这样的实施例，其中，驱动信号的幅值和所检测的电流的幅值之间的差值是基于来自患者的泄漏电流的可接受幅值的值。
根据第二实施例，所公开的主题包括用于减小在导电流体中流动的电流的系统。所述系统可包括：具有导电流体的管，所述管将患者与医疗装置电耦合，其中，导电流体包括血液；被夹持在管周围的第一电流传感器，其基于在管周围产生的磁场来测量管内的导电流体的泄漏电流，其中，第一电流传感器位于患者与换能器之间；被夹持在管周围的第二电流传感器，其基于在管周围产生的磁场来测量管内的导电流体的泄漏电流，其中，第二电流传感器位于换能器和医疗装置之间；以及被夹持在管周围的换能器，其位于第一电流传感器和第二电流传感器之间，其中，换能器控制器控制所述换能器以基于由所述第一电流传感器和所述第二电流传感器所感测的泄漏电流将抵消电流注入到所述管内的所述导电流体中，所述抵消电流将所述导电流体的泄漏电流减小到阈值水平。
在其进一步的变型中，第二实施例包括这样的实施例，其中，患者被以基本上132VAC rms通电，并且当换能器未正在将抵消电流注入导电流体中时，导电流体的泄漏电流基本上为80μA。根据权利要求13所述的系统，其中，抵消电流至少为75μA。
在其进一步的变型中，第二实施例包括这样的实施例，其中，导电流体的泄漏电流包括交流电流。
在其进一步的变型中，第二实施例包括这样的实施例，其中，换能器控制器使用由第一电流传感器和第二电流传感器所感测的电流来将注入的抵消电流的相位调整为与导电流体中的泄漏电流同相。
在其进一步的变型中，第二实施例包括这样的实施例，其中，注入的抵消电流相对于导电流体中的泄漏电流具有相移。
在其进一步的变型中，第二实施例包括这样的实施例，其中，相移基本上为88度。
在其进一步的变型中，第二实施例包括这样的实施例，其中，使用由换能器和换能器控制器产生的磁场能量来注入抵消电流。
在其进一步的变型中，第二实施例包括这样的实施例，其中，第一电流传感器、第二电流传感器和换能器包括开放空间，并且管定位在开放空间内。
在其进一步的变型中，第二实施例包括这样的实施例，其中，阈值水平包括基本上在10μA或20μA之间的阈值范围。
根据第三实施例，所公开的主题包括用于在医疗期间减小电流的血液管线。所述血液管线包括：第一管段，所述第一管段具有流体地连接到患者通路连接器的第一端部；以及电极，所述电极耦合到所述第一管段的第二端部，其中，所述电极在所述医疗期间与流过所述第一管段的血液接触。
在其进一步的变型中，第三实施例包括这样的实施例，其中，电极具有圆形横截面和与第一管段的内径大致相同的外径，并且通过将电极插入到第二端部中而将电极耦合到第一管段的第二端部。
在其进一步的变型中，第三实施例包括这样的实施例，其中，电极还包括围绕电极的外周延伸的凸起凸缘，并且在将电极插入到第二端部中之后，凸缘抵靠在第一管段的第二端部上。
在其进一步的变型中，第三实施例包括这样的实施例，其中，凸起凸缘具有从电极的外径测量的高度，该高度大于或等于第一管段的壁厚。
在其进一步的变型中，第三实施例包括这样的实施例，其中，凸起凸缘具有的高度大于第一管段的壁厚。
在其进一步的变型中，第三实施例包括这样的实施例，其中，所述电极为具有第一开口和相反的第二开口的管状，并且至少第一开口从与第一管段的内径大致匹配的直径窄缩到与电极的壁厚匹配的较小直径。
在其进一步的变型中，第三实施例包括这样的实施例，其中，第二开口从与第一管段的内径大致匹配的直径窄缩到与电极的壁厚匹配的较小直径。
在其进一步的变型中，第三实施例包括这样的实施例，其中，电极具有圆形横截面和与第一管段的外径大致相同的内径，并且通过将第一管段的第二端部插入到电极的端部中来将电极耦合到第一管段的第二端部。
在其进一步的变型中，第三实施例包括这样的实施例，其中，电极包括沿电极的内周延伸的内部肋。
在其进一步的变型中，第三实施例包括这样的实施例，其中，内部肋具有在医疗期间与流过第一管段的血液接触的内表面，第一管段在内部肋的一侧上邻接内部肋，第二管段在内部肋的第二侧上邻接内部肋，并且内部肋的接触血液的内表面将电极电容性耦合到血液。
在其进一步的变型中，第三实施例包括这样的实施例，其中，电容性耦合具有至少100nF的电容值。
在其进一步的变型中，第三实施例包括这样的实施例，其中，电极具有从电极的外表面到与电极的内表面接触的血液测量的小于10,000欧姆的电阻。
在其进一步的变型中，第三实施例包括这样的实施例，其中，电极由诸如钢、不锈钢、金、金合金、钛或钛合金的导体制成。
在其进一步的变型中，第三实施例包括这样的实施例，其中，电极至少部分地由聚合物制成。
在其进一步的变型中，第三实施例包括这样的实施例，其中，聚合物包括PVC。
在其进一步的变型中，第三实施例包括这样的实施例，其中，电极还包括一定量的作为胶体悬于聚合物中的碳。
在其进一步的变型中，第三实施例包括这样的实施例，其中，碳占电极的总体积的15％至35％。
在其进一步的变型中，第三实施例包括这样的实施例，其中，电极具有沿其主轴测量的1英寸的长度。
根据第四实施例，所公开的主题包括用于在医疗期间减小电流的血液管线。所述血液管线可以包括：具有流体地连接到患者通路连接器的第一端部的第一管段；耦合到第一管段的第二端部的第一电极；具有耦合到第一电极的第一端部的第二管段；耦合到第二管段的第二端部的第二电极；具有耦合到第二电极的第一端部的第三管段；耦合到第三管段的第二端部的第三电极；以及具有耦合到第三电极的第一端部的第四管段。在进一步的变型中，第一电极、第二电极和第三电极在医疗期间与流过管段的血液接触。
在其进一步的变型中，第四实施例包括这样的实施例，其中，第一电极和第二电极分隔开第一间隔，并且第二电极和第三电极分隔开第二间隔。
在其进一步的变型中，第四实施例包括这样的实施例，其中，第一间隔和第二间隔相等。
在其进一步的变型中，第四实施例包括这样的实施例，其中，第一电极、第二电极和第三电极中的每一个都至少部分地由聚合物制成。
在其进一步的变型中，第四实施例包括这样的实施例，其中，聚合物包括PVC。
在其进一步的变型中，第四实施例包括这样的实施例，其中，电极还包括一定量的作为胶体悬于聚合物中的碳。
在其进一步的变型中，第四实施例包括这样的实施例，其中，碳占电极的总体积的15％至35％。
在其进一步的变型中，第四实施例包括这样的实施例，其中，每个电极内与血液接触的导电区域形成电容大于或等于100nF的双层电容器。
在其进一步的变型中，第四实施例包括这样的实施例，其中，医疗装置包括至少一个根据第四实施例的任何变型的血液管线。
在其进一步的变型中，第四实施例包括这样的实施例，其中，医疗装置还包括至少一个接触夹，所述接触夹的形状和尺寸适于容纳接触式电极并且在接触夹与电极之间产生电连接。
根据第五实施例，所公开的主题包括跟踪发生器，其可以包括根据第四实施例的任何变型的血液管线；接收来自第一电极和第二电极的输入的传感器差分放大器，所述传感器差分放大器输出表示第二电极与第一电极之间的电压差的信号。跟踪发生器还可以包括：多个增益级，其放大传感器差分放大器的输出；所述增益级的电输出，其施加到第二电极以产生从第二电极流过第三电极并流到地的电流；以及第三电极，其被设置为最靠近医疗机器。
在其进一步的变型中，第五实施例包括这样的实施例，其中，传感器差分放大器包括具有初级绕组和次级绕组的变压器，第一电极导电连接到初级绕组的一端，第二电极导电连接到初级绕组的另一端，次级绕组的一端是传感器差分放大器的输出，并且被提供给多个增益级。
根据第六实施例，所公开的主题包括例如通过血液管线或透析液管线与患者导电耦合的医疗系统。医疗系统积聚了可能导电的废流体，并且需要将该流体排放到排放系统。所述医疗系统包括具有导电屏蔽结构129的排水管线101，所述导电屏蔽结构129防止或减小流过内管125的流体与处于地电势的导体(例如排水管线101在使用期间可以放置在其上的金属地板)之间的电容性耦合。
因此，显而易见的是，根据本公开，提供了用于减小在导电流体中流动的电流的系统、装置和方法。本公开能够实现许多替代、修改和变型。所公开实施例及其变型的特征可以在本公开的范围内被组合、重新布置、省略等以产生另外的实施例和变型。此外，某些特征有时可以有利地使用，而没有相应地使用其它特征。因此，申请人意图包含在本公开的精神和范围内的所有这样的替代、修改、等价物和变型。

Claims (52)

1.一种方法，包括：
提供第一电流传感器，所述第一电流传感器被配置为能够检测流过填充有导电流体的管的电流；
提供换能器，所述换能器被配置为能够产生电流；
提供控制器，所述控制器被配置为能够接收来自所述第一电流传感器的第一信号作为输入并且能够向所述换能器输出驱动信号；
通过所述第一电流传感器检测所述电流，并从所述第一电流传感器输出所述第一信号；
通过所述控制器从所述第一电流传感器接收所述第一信号；
至少确定所检测的电流的幅值；
基于所检测的电流产生驱动信号；以及
用所述驱动信号驱动所述换能器。
2.根据权利要求1所述的方法，其中，所述方法还包括：
提供第二电流传感器；以及
通过所述第二电流传感器检测所述电流，并从所述第二电流传感器输出第二信号，其中
所述控制器被配置为能够至少基于所述第一信号和所述第二信号产生所述驱动信号。
3.根据权利要求2所述的方法，其中，
具有导电流体的所述管将患者流体地连接到医疗装置，并且被配置为能够在所述患者与所述医疗装置之间输送所述导电流体，
所述第一电流传感器沿着所述管定位在第一位置，
所述换能器沿着所述管定位在第二位置，
所述第二传感器沿着所述管定位在第三位置，
所述第一位置最靠近所述患者，所述第二位置在所述第一位置和所述第三位置之间，所述第三位置最远离所述患者并且最靠近所述医疗装置。
4.根据权利要求3所述的方法，其中，
所述医疗装置是透析系统。
5.根据权利要求3-4中任一项所述的方法，其中，
所述管是在所述患者与所述医疗装置之间输送血液的血液管线。
6.根据权利要求3-5中任一项所述的方法，其中，
所述第一传感器被夹持在所述管周围。
7.根据权利要求3-5中任一项所述的方法，其中，
所述换能器被夹持在所述管周围。
8.根据权利要求3-5中任一项所述的方法，其中，
所述第二传感器被夹持在所述管周围。
9.根据权利要求2所述的方法，其中，
提供换能器包括将所述换能器夹持在所述管周围，
提供第一传感器包括将所述第一传感器夹持在所述管周围，以及
提供第二传感器包括将所述第二传感器夹持在所述管周围。
10.根据权利要求1-9中任一项所述的方法，其中，产生驱动信号包括：
设置所述驱动信号的相位以匹配所检测的电流的相位；以及
将所述驱动信号的幅值设置为低于所检测的电流的幅值。
11.根据权利要求10所述的方法，其中，
所述驱动信号的幅值和所检测的电流的幅值之间的差值是基于来自所述患者的泄漏电流的可接受幅值的值。
12.一种用于减小在导电流体中流动的电流的系统，所述系统包括：
具有导电流体的管，所述管将患者与医疗装置电耦合，其中，所述导电流体包括血液；
第一电流传感器，其被夹持在所述管周围，所述第一电流传感器基于在所述管周围产生的磁场来测量所述管内的所述导电流体的泄漏电流，其中，所述第一电流传感器位于所述患者和换能器之间；
第二电流传感器，其被夹持在所述管周围，所述第二电流传感器基于在所述管周围产生的磁场来测量所述管内的所述导电流体的泄漏电流，其中，所述第二电流传感器位于所述换能器和所述医疗装置之间；以及
换能器，其被夹持在所述管周围且位于所述第一电流传感器和所述第二电流传感器之间，其中，换能器控制器控制所述换能器以基于由所述第一电流传感器和所述第二电流传感器所感测的泄漏电流将抵消电流注入所述管内的所述导电流体中，所述抵消电流将所述导电流体的泄漏电流减小到阈值水平。
13.根据权利要求12所述的系统，其中，所述患者被以基本上132VAC rms通电，且当所述换能器未正在将所述抵消电流注入所述导电流体中时，所述导电流体的泄漏电流基本上为80μA。
14.根据权利要求13所述的系统，其中，所述抵消电流至少为75μA。
15.根据权利要求12所述的系统，其中，所述导电流体的泄漏电流包括交流电流。
16.根据权利要求15所述的系统，其中，所述换能器控制器使用由所述第一电流传感器和所述第二电流传感器所感测的电流来将注入的抵消电流的相位调整为与所述导电流体中的泄漏电流同相。
17.根据权利要求16所述的系统，其中，所述注入的抵消电流相对于所述导电流体中的泄漏电流具有相移。
18.根据权利要求17所述的系统，其中，所述相移基本上为88度。
19.根据权利要求12所述的系统，其中，使用由所述换能器和所述换能器控制器产生的磁场能量来注入所述抵消电流。
20.根据权利要求12所述的系统，其中，所述第一电流传感器、所述第二电流传感器和所述换能器包括开放空间，并且所述管定位在所述开放空间内。
21.根据权利要求12所述的系统，其中，所述阈值水平包括基本上在10μA或20μA之间的阈值范围。
22.一种用于在医疗期间减小电流的血液管线，所述血液管线包括：
第一管段，所述第一管段具有流体地连接到患者通路连接器的第一端部；以及
电极，所述电极耦合到所述第一管段的第二端部，其中，所述电极在所述医疗期间与流过所述第一管段的血液接触。
23.根据权利要求22所述的血液管线，其中，
所述电极具有圆形横截面和与所述第一管段的内径大致相同的外径，并且
通过将所述电极插入到所述第二端部中而将所述电极耦合到所述第一管段的第二端部。
24.根据权利要求23所述的血液管线，其中，
所述电极还包括围绕所述电极的外周延伸的凸起凸缘，并且
在将所述电极插入到所述第二端部中之后，所述凸缘抵靠在所述第一管段的第二端部上。
25.根据权利要求24所述的血液管线，其中，
所述凸起凸缘具有从所述电极的外径测量的高度，所述高度大于或等于所述第一管段的壁厚。
26.根据权利要求25所述的血液管线，其中，
所述凸起凸缘具有的高度大于所述第一管段的壁厚。
27.根据权利要求23所述的血液管线，其中，
所述电极为具有第一开口和相反的第二开口的管状，并且
至少所述第一开口从与所述第一管段的内径大致匹配的直径窄缩到与所述电极的壁厚匹配的较小直径。
28.根据权利要求27所述的血液管线，其中，
所述第二开口从与所述第一管段的内径大致匹配的直径窄缩到与所述电极的壁厚匹配的较小直径。
29.根据权利要求22所述的血液管线，其中，
所述电极具有圆形横截面和与所述第一管段的外径大致相同的内径，并且
通过将所述第一管段的第二端部插入到所述电极的端部中来将所述电极耦合到所述第一管段的第二端部。
30.根据权利要求29所述的血液管线，其中，
所述电极还包括沿所述电极的内周延伸的内部肋。
31.根据权利要求30所述的血液管线，其中，
所述内部肋具有在所述医疗期间与流过所述第一管段的血液接触的内表面，
所述第一管段在所述内部肋的一侧上邻接所述内部肋，
所述第二管段在所述内部肋的第二侧上邻接所述内部肋，以及
所述内部肋的与血液接触的内表面将所述电极电容性耦合到所述血液。
32.根据权利要求31所述的血液管线，其中，
所述电容性耦合具有至少100nF的电容值。
33.根据权利要求22-32中任一项所述的血液管线，其中，
所述电极具有从所述电极的外表面到与所述电极的内表面接触的血液测量的小于10,000欧姆的电阻。
34.根据权利要求22-33中任一项所述的血液管线，其中，
所述电极由导体制成。
35.根据权利要求22-34中任一项所述的血液管线，其中，
所述导体是不锈钢。
36.根据权利要求22-33中任一项所述的血液管线，其中，
所述电极至少部分地由聚合物制成。
37.根据权利要求36所述的血液管线，其中，
所述聚合物包括PVC。
38.根据权利要求36所述的血液管线，其中，
所述电极还包括一定量的作为胶体悬于所述聚合物中的碳。
39.根据权利要求38所述的血液管线，其中，
所述碳占所述电极的总体积的15％至35％。
40.根据权利要求22-39中任一项所述的血液管线，其中，
所述电极具有沿其主轴测量的1英寸的长度。
41.一种用于在医疗期间减小电流的血液管线，所述血液管线包括：
第一管段，其具有流体地连接到患者通路连接器的第一端部；
第一电极，其耦合到所述第一管段的第二端部，
第二管段，其具有耦合到所述第一电极的第一端部；
第二电极，其耦合到所述第二管段的第二端部；
第三管段，其具有耦合到所述第二电极的第一端部；
第三电极，其耦合到所述第三管段的第二端部；以及
第四管段，其具有耦合到所述第三电极的第一端部，其中
所述第一电极、所述第二电极和所述第三电极在所述医疗期间与流过管段的血液接触。
42.根据权利要求41所述的血液管线，其中，
所述第一电极和所述第二电极分隔开第一间隔，并且
所述第二电极和所述第三电极分隔开第二间隔。
43.根据权利要求42所述的血液管线，其中，
所述第一间隔和所述第二间隔相等。
44.根据权利要求41-43中任一项所述的血液管线，其中，
所述第一电极、所述第二电极和所述第三电极中的每一个都至少部分地由聚合物制成。
45.根据权利要求44所述的血液管线，其中，
所述聚合物包括PVC。
46.根据权利要求45所述的血液管线，其中，
所述电极还包括一定量的作为胶体悬于所述聚合物中的碳。
47.根据权利要求46所述的血液管线，其中，
所述碳占所述电极的总体积的15％至35％。
48.根据权利要求41所述的血液管线，其中，
每个电极内与血液接触的导电区域形成电容大于或等于100nF的双层电容器。
49.一种医疗装置，其包括至少一个根据权利要求22-48中任一项所述的血液管线。
50.根据权利要求49所述的医疗装置，其中，所述医疗装置还包括：
至少一个接触夹，其形状和尺寸适于容纳所述接触式电极并在所述接触夹与所述电极之间产生电连接。
51.一种跟踪发生器，包括：
根据权利要求41-48中任一项所述的血液管线；
传感器差分放大器，其接收来自所述第一电极和所述第二电极的输入，所述传感器差分放大器输出表示所述第二电极与所述第一电极之间的电压差的信号；
多个增益级，其放大所述传感器差分放大器的输出；
所述增益级的电输出，其施加到所述第二电极以产生从所述第二电极流过所述第三电极并流到地的电流；以及
所述第三电极，其被设置成最靠近医疗机器。
52.根据权利要求51所述的跟踪发生器，其中，
所述传感器差分放大器包括具有初级绕组和次级绕组的变压器，
所述第一电极导电连接到所述初级绕组的一端，
所述第二电极导电连接到所述初级绕组的另一端，
所述次级绕组的一端是所述传感器差分放大器的输出，并且被提供给所述多个增益级。
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