DE69324471T2

DE69324471T2 - Fluessigkeitsentnahmemodul

Info

Publication number: DE69324471T2
Application number: DE69324471T
Authority: DE
Inventors: Andrew Hopping; Prakash Keshaviah; Vernon Troutner
Original assignee: Baxter International Inc
Current assignee: Baxter International Inc
Priority date: 1992-10-13
Filing date: 1993-10-12
Publication date: 1999-12-23
Anticipated expiration: 2013-10-13
Also published as: US5442969A; JPH07504112A; WO1994009351A1; ES2132260T3; EP0616689B1; CA2124808A1; JP3542595B2; EP0616689A1; DE69324471D1; CN1092522A; TW247937B; CN1083576C

Description

GEBIET DER ERFINDUNG

Die vorliegende Erfindung betrifft allgemein die Probenahme von Fluid bzw. Flüssigkeit und insbesondere ein Modul zur Durchflußerfassung und Fluidprobenahme zum Online- Überwachen eines Fluidprozesses in Echtzeit.

HINTERGRUND DER ERFINDUNG

Das Fluidprobenahmemodul gemäß der Erfindung kann bei jeder Art von. Prozeß verwendet werden, in dem eine Newtonsche Flüssigkeit fließt oder fließen kann. Viele Arten industrieller Prozesse erfordern das Zugeben verschiedener Fluide, und es ist wichtig und häufig kritisch, Proben der Fluide zu entnehmen, während sie dem Prozeß zugegeben werden.
Verschiedene Arten oder verschiedene Konzentrationen können durch die gleiche Leitung oder eine Vielzahl verschiedener Leitungen zugegeben werden. Im Hinblick auf eine ordnungsgemäße Prozeßsteuerung sollte von jedem Fluid eine Probe entnommen werden, so daß der Typ, die Konzentration usw. der verschiedenen Fluide überwacht werden kann. Zur wirksamen Probenahme der Fluide kann es erforderlich sein, die Probe aus dem Fluid zu entnehmen, wenn sie wenigstens unter minimalen Durchflußbedingungen ist. Daher weist das Fluidprobenahmemodul der vorliegenden Erfindung das Erfassen des Fluiddurchflusses auf, um sicherzustellen, daß die Probenahme des Fluids nur während eines Zeitraums ausreichenden Fluiddurchflusses erfolgt.
Die Anmelder haben eine spezielle Verwendung für das Fluidprobenahmemodul in der Hämodialysebehandlung gefunden, wie sie etwa von Hämodialysemaschinen durchgeführt wird. Obwohl die vorliegende Erfindung nicht auf eine spezielles Fluid oder einen speziellen Fluidprozeß beschränkt ist, wird daher zum Zweck der Beschreibung eines spezifischen Beispiels nachstehend die Hämodialysebehandlung im einzelnen beschrieben.
Die Verwendung von Dialysatorpatronen mit Hämodialysemaschinen zum Entfernen von mit dem Blut transportierten Toxinen und Stoffwechselnebenprodukten ist seit vielen Jahren üblich. Typischerweise enthält eine solche Patrone im wesentlichen ein Paar von Kammern, die durch eine semipermeable Membran voneinander getrennt sind. Blut wird durch die erste Kammer perfundiert und zu dem Patienten rückgeführt.
Die Dialysatlösung wird gleichzeitig in der entgegengesetzten Richtung durch die zweite Kammer zirkuliert. Ein Konzentrationsgradient wird dadurch ausgebildet, der bewirkt, daß im Blut mitgeführte Abfallprodukte durch die semipermeable Membran und in die Dialysatlösung wandern, um den Dialysatabfluß zu bilden.
Das Prinzip der Hämodialyse ist sehr stark verfeinert worden. Es wird nun eine Anzahl von semipermeablen Hohlfasermembranen in Dialysatorpatronen verwendet, um die Gesamtmembranoberfläche zu vergrößern, um die Diffusion über die Membranstruktur zu erleichtern. Die Hohlfasermembranen weisen viele verschiedene Materialien auf, einschließlich beispielsweise Celluloseacetat, Cellulosetriacetat, Polyacrylnitril, Polysulfon und regenerierte Cellulose, wobei die letztere am häufigsten verwendet wird.
Eine der ganz grundlegenden Überlegungen bei der Behandlung eines Patienten mit Hämodialyse dreht sich um die Angemessenheit der Behandlung. Das heißt ganz einfach: Wie lang sollte ein bestimmter Patient an einem gegebenen Tag dialysiert werden.
Eine Reihe medizinisch ungünstiger Auswirkungen kann sich aus einem unbeabsichtigten Nichtdurchführen einer ausreichenden Dialyse des Patienten ergeben. Zur Zeit hat der durchschnittliche Dialysepatient eine Lebenserwartung von nur etwa fünf Jahren. Ein Grund dafür, daß diese Patienten dazu neigen, eine kurze Lebenserwartung zu haben, ist die schädliche Wirkung eines chronischen Aufbaus verschiedener Toxine, die entweder überhaupt nicht beseitigt werden, d. h. nicht durch die Hohlfasern hindurchtreten, oder nicht ausreichend auf nichttoxische Werte gesenkt werden.
Die Identität vieler dieser vermuteten Toxine ist unbekannt, obwohl diejenigen Gattungen, von denen man weiß, daß sie im Urin ausgeschieden werden, wie etwa Harnstoff, Kreatinin, Phosphat, Wasserstoffionen usw. mit schwerwiegenden medizinischen Konsequenzen verbunden sind, wenn zugelassen wird, daß sie sich über Normalwerte hinaus ansammeln.
Eine Reihe von Faktoren kann eine erhebliche Auswirkung auf die Angemessenheit der Behandlung haben. Beispielsweise ist es auf dem Gebiet der Hämodialyse übliche Praxis, die Dialysepatronen wiederzuverwenden. Es gibt eine Technologie für die Reinigung, Desinfektion oder Sterilisation gebrauchter Dialysepatronen, die beispielsweise in dem US-Patent 4 695 385 beschrieben ist. Schließlich muß eine einzelne Patrone jedoch entsorgt werden, weil sie ihre Dialysiertauglichkeit verliert.
Zur Zeit ist die Tauglichkeit von Dialysatoren schwer einzuschätzen und wird daher häufig nicht streng überwacht, und eine Dialysatorpatrone wird häufig erst dann entsorgt, wenn sie nach erneuter Reinigung sichtbar verschmutzt erscheint oder wenn Faserbündelvolumina oder Ultrafiltrationsraten unter einen vorbestimmten Schwellenwert sinken.
Es ist nun bekannt, daß eine ernsthafte Dialysatorfunktionsstörung auftreten kann, wenn Aussehen, Faserbündelvolumen und Ultrafiltrationsraten normal sind, wie von Delmez et al. berichtet wird: "Severe dialyzer dysfunction during reuse", Kidney International, 35:244 (1989). Es ist ferner bekannt, daß die Dialysatortauglichkeit durch das Alter der Dialysatorpatrone oder die Anzahl von Verwendungen nicht genau vorhergesagt werden kann.
Ungeachtet des Zustands des Dialysators wird ein Maß für die Angemessenheit der Dialyse für den einzelnen Patienten während einer gegebenen Behandlung aus der folgenden Gleichung errechnet:
KT/V ≥ 1,0
V ist ein Ausdruck für das Volumen der Verteilung von Harnstoff, das ungefähr gleich dem Körperflüssigkeits- Gesamtvolumen ist. V wird für jeden einzelnen Patienten aus Daten, wie etwa Größe, Gewicht und Geschlecht abgeleitet. K ist die Harnstoff-Clearance des verwendeten speziellen Dialysators in Millilitern (ml) Blut, das pro Minute von Harnstoff geklärt bzw. gereinigt wird. T ist die Behandlungsdauer.
K wird aus der typischen Produktbeilage erhalten, die einem Behältnis von Dialysatoren beigefügt ist und ein Diagramm der Harnstoff-Clearance gegenüber der Blutdurchflußrate enthält, das durch Stichprobenprüfung einer Probe von Dialysatoren aus einer bestimmten Herstellungscharge erhalten wird.
Durch Einführung dieser Werte in die obige Gleichung kann die geringste Behandlungsdauer für einen gegebenen KT/V-Wert errechnet werden. Weitere Parameter, die geändert werden können, um eine angemessene Dialyse zu erreichen, umfassen die Blutdurchflußrate, die Dialyselösungsdurchflußrate, die Dialysatortauglichkeit und die Temperatur.
Man hat empirisch ermittelt, daß KT/V-Werte von ca. 0,8 oder größer mit niedrigen Morbiditätswerten einhergehen. Siehe Gotch, L.A., Sargent, J.A., Kidney International, 28:526-537, 1985. Selbst bei Verwendung neuer Dialysatoreinheiten besteht eine gewisse Gefahr, daß eine aus einer bestimmten Charge ausgewählte Einheit einen K-Wert hat, der erheblich niedriger als der in der Produktbeilage angegebene Wert ist. Für den Patienten, der mit einem solchen Dialysator behandelt wird, besteht daher die Gefahr, daß er unterdialysiert wird.
Die Wahrscheinlichkeit von Unterdialyse steigt bei Wiederverwendung der Dialysatorpatrone wegen der definitiven, aber quantitativ nicht bestimmten Einbuße der Dialysatortauglichkeit mit jedem weiteren Gebrauch. Eine Unterdialyse kann ferner wegen mangelhaftem Zugang zum Kreislauf des Patienten auftreten. Es ist möglich, daß aufgrund des mangelhaften Zugangs zum Blut des Patienten gewünschte Blutdurchflußraten nicht erreicht werden, was ebenfalls in einer Unterdialyse resultieren kann.
Man hat ferner andere Parameter als KT/V-Parameter entwickelt, um die Angemessenheit der Dialyse zu bewerten. Dazu gehören das Harnstoffreduktionsverhältnis (URR) und der Entfernungsindex für gelöste Stoffe (SRI). URR wird als 1-(CB)pre/CB)post definiert. Eine gute Dialysebehandlung hat einen URR-Wert nahe Eins (1), während eine schlechte Dialysebehandlung einen URR- Wert nahe Null (0) hat.
Leider berücksichtigt URR nicht die Erzeugung von Harnstoff während der Dialyse, Ultrafiltration oder die Zwei-Pool-Charakteristik des Entfernens. Infolgedessen wird SRI als eine verallgemeinerte Version von URR vorgeschlagen, die diese Auswirkungen in Betracht zieht. SRI wird als die Menge an dem Harnstoff definiert, die während einer Behandlung als ein Bruchteil des gesamten Körpervorrats entfernt wird.
Wie bei URR hat eine gute Dialysebehandlung einen SRI-Wert nahe Eins (1), während eine schlechte Dialysebehandlung einen SRI-Wert nahe Null (0) hat. Unter Umständen kann SRI (im Gegensatz zu KT/V) die Angemessenheit einer Dialysebehandlung ungeachtet der Modalität (d. h. Peritoneal- oder Hämodialyse) und der Unterbrechung angeben. Weder URR noch SRI sind jedoch so stark wie KT/V als Maß für die Angemessenheit der Dialyse übernommen worden.
Obwohl KT/V-, URR- und SRI-Kennzahlen das Entfernen von Harnstoff anzeigen und mit der Angemessenheit der Behandlung zu korrelieren scheinen, ist dies nicht gleichbedeutend mit der Aussage, daß Harnstoff ein toxischer Metabolit ist. Es gibt ältere Literatur, die nahelegt, daß Harnstoff an sich nicht toxisch ist. Harnstoff ist jedoch ein Hauptmetabolit des Proteinkatabolismus und dient als geeigneter Marker zum Überwachen der Angemessenheit der Behandlung.
Harnstoff hat ein Molekulargewicht von 60 Dalton, während einige der anderen Proteinkataboliten viel größer sein können. Es ist daher ein kontroverses Thema, ob die Beziehung zwischen KT/V und der Morbidität, die mit den dichteren Cellulosemembranen aufgestellt wurde, für die eher offenen Membranen, die für Hämofiltration und Hämodialyse mit hohem Durchfluß verwendet werden, oder für die natürliche Peritonealmembran gilt.
Es gibt eine beachtliche Sammlung von Literatur über das kinetische Harnstoffmodell. Computerprogramme, programmierbare Rechner und zeitlich verzahnte Computerdienste sind entwickelt worden, um die Harnstoffkinetik für den Dialyse-Kliniker zugänglicher zu machen.
Es ist in letzter Zeit gezeigt worden (Lindsay et al., 1989), daß KT/V-Werte von weniger als 0,8 mit einer geringen Proteinaufnahme über die Ernährung, die über Ernährungsberatung nicht lenkbar ist, in Verbindung gebracht werden kann. Die Erhöhung des KT/V-Werts auf 1,0 oder höher in Verbindung mit Ernährungsberatung ist jedoch zur Verbesserung der Proteinaufnahme über die Ernährung wirksam.
Da eine geringe Proteinaufnahme über die Ernährung mit erhöhter Morbidität in Verbindung gebracht werden kann, ist die KT/V- und PCR-Überwachung ein nützliches Element zusätzlich zu anderen klinischen Beurteilungen des Dialysepatienten.
Die traditionelle Harnstoffkinetik zieht zahlreiche Messungen nach sich und wird von Dialyse-Klinikern als mathematisch komplex angesehen. Die verschiedenen Messungen, die für genaue kinetische Messungen erforderlich sind, sind in Tabelle 1 zusammengefaßt.

TABELLE 1

FÜR KINETISCHE HARNSTOFFBERECHNUNGEN ERFORDERLICHE MESSUNGEN

Prädialyse BUN (C&sub1;)
Postdialyse BUN (C&sub2;)
Prädialyse BUN für die nächste Dialyse (C&sub3;)
Dialysator-Clearance (K)
Blutdurchflußrate
Arterieller BUN.
Venöser BUN
Dialysatdurchflußrate (Abfluß) (QDo)
Zugang zu Rezirkulation
Peripherer BUN
Restnierenfunktion
Urinvolumen
Urinkonzentration
Dialysedauer (td)
Off-Dialysedauer (tod)
Ultrafiltrationsrate
Gewichtszunahme zwischen Dialysen
Jede dieser Messungen ist mit einem finiten Fehler verbunden, und die kumulative Wirkung dieser Fehler kann zu unrealistischen Parametern der Harnstoffkinetik führen.
Bekannte Hämodialysemaschinen waren nicht zu einer Inline- Überwachung der Hämodialysebehandlung fähig. Außerdem erforderten die bekannten Techniken im allgemeinen die Entnahme von Blutproben von dem Hämodialysepatienten.
Es wäre also erwünscht, eine nichtinvasive Online-Überwachung eines Fluidprozesses, wie etwa der Hämodialysebehandlung in Echtzeit anzugeben, während der Patient die Behandlung erfährt und beispielsweise an die Hämodialysemaschine angeschlossen ist. Die Behandlung würde, wenn sie auf der Harnstoffkinetik basieren würde, bevorzugt Messungen der abfließenden Dialysatkonzentrationen und des Durchflusses, aber nicht von Blutproben erfordern.
Die Behandlung würde als Ausgangswerte die KT/V-, URR- und SRI-Kennzahlen für die Angemessenheit der Therapie, die Harnstoffentfernung und die normalisierte katabolische Proteinrate (nPCR) ergeben, die dann dazu genutzt werden könnten, die Befolgung von Ernährungsvorschriften und die Angemessenheit der Behandlung in Echtzeit zu bewerten.
Die US-A-3 625 065 beschreibt ein Verfahren zur Probenahme von Fluid in einer Fluidleitung, das die folgenden Schritte aufweist: Bereitstellen eines Probenanschlußkörpers, der einen Durchgangskanal aufweist, Verbinden des Kanals mit einer Fluidleitung; und lösbares Verbinden des Körpers mit einer separaten Basiseinheit zum Verbinden des Kanals mit einer Probenahmeleitung.
Die vorliegende Erfindung gibt ein Verfahren nach Anspruch 1 an, dessen Oberbegriff auf der US-A-3 625 065 beruht und das gekennzeichnet ist durch das Abgeben eines Signals, wenn die Fluiddurchflußrate durch den Kanal eine vorbestimmte Mindestdurchflußrate überschreitet, und Nehmen einer Fluidprobe durch die Probenahmeleitung nur dann, wenn das Signal vorliegt.
Die vorliegende Erfindung gibt ferner eine Vorrichtung nach Anspruch 7 an, dessen Oberbegriff ebenfalls auf der US-A-3 625 065 beruht.
Die vorliegende Erfindung betrifft bei einer Ausführungsform ein Fluidprobenahmemodul, das als ein Harnstoffeinlaßmodul in Online-Echtzeit-Hämodialyseüberwachungssystemen für Hämodialysemaschinen verwendet werden kann. Das Hämodialyse-Überwachungssystem bestimmt quantitativ die Rate und die Menge an Harnstoff, der während der Hämodialysebehandlung entfernt wird, indem die Harnstoffkonzentration in dem verbrauchten Dialyseabfluß als eine Funktion der Zeit gemessen wird.
Das Fluidprobenahme-Harnstoffeinlaßmodul bildet eine Schnittstelle mit der Dialysatabfluß-Abproduktleitung von der Hämodialysemaschine und entfernt periodisch ein kleines Volumen des verbrauchten Dialysatabflusses für die Messung. Das Harnstoffkonzentration/Zeit-Profil wird bestimmt und analysiert, um die Harnstoffentfernung, den KT/V- und URR-Wert und die normalisierten katabolischen Proteinraten-Kennzahlen (nPCR- Kennzahlen) zu bestimmen.
Das Fluidprobenahmemodul detektiert die Differenz zwischen niedrigen Fluiddurchflußraten, die anzeigen können, daß das Fluid, wie etwa das Dialysat, nicht in einem Zustand für eine Messung ist, und normalen Fluiddurchflußraten. Das Harnstoffeinlaßmodul weist eine wiederverschließbare Docking-Schnittstelle mit der Dialysatabflußleitung auf und weist bevorzugt einen Filter zwischen dem Harnstoffeinlaßmodul und dem Harnstoffsensor auf.
Diese und weitere Merkmale und Vorteile der Erfindung sind aus der nachstehenden Beschreibung einer bevorzugten beispielhaften Ausführungsform der Erfindung und unter Bezugnahme auf die beigefügten Zeichnungen ohne weiteres ersichtlich; die Zeichnungen zeigen in:

KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN

Fig. 1 ein Blockdiagramm einer Ausführungsform eines Fluiddurchfluß-Überwachungssystems, das das Fluidprobenahmemodul der vorliegenden Erfindung aufweist;
Fig. 2 ein Prinzipschaltbild einer Ausführungsform eines Fluidprobenahme-Harnstoffeinlaßmoduls, das in einem Hämodialyse-Überwachungssystem verwendet wird;
Fig. 3 eine Perspektivansicht einer Ausführungsform eines Probenanschlusses des Fluidprobenahmemoduls der vorliegenden Erfindung;
Fig. 4 eine seitliche Schnittansicht des Probenanschlusses von Fig. 3; und
Fig. 5 eine perspektivische Explosionsansicht des Probenanschlusses von Fig. 3;
Fig. 6 eine seitliche Schnittansicht des Durchflußdetektorkörpers des Probenanschlusses von Fig. 3;
Fig. 7 eine kombinierte Drauf- und Maßstabansicht eines Halteclips des Probenanschlußkörpers;
Fig. 8 eine kombinierte End- und Seitenansicht eines Durchflußdetektorkolbens des Probenanschlußkörpers;
Fig. 9 eine Perspektivansicht einer Ausführungsform eines Hämodialyse-Überwachungssystems, das das Fluidprobenahme-Harnstoffeinlaßmodul der vorliegenden Erfindung verwendet und eine Art von Dateneingabe zeigt;
Fig. 10 eine Perspektivansicht einer Ausführungsform einer Patienten-ID-Karte; und
Fig. 11 ein elektronisches Prinzipschaltbild einer Ausführungsform eines Probenanschluß-Überprüfungs- und -Durchflußdetektors.
Die Erfindung wird zwar in Verbindung mit bestimmten bevorzugten Ausführungsformen und Arbeitsweisen beschrieben und offenbart; dies soll jedoch die Erfindung nicht auf diese speziellen Ausführungsformen beschränken. Die Erfindung soll vielmehr sämtliche alternativen Ausführungsformen und Modifikationen umfassen, die unter den Erfindungsgedanken und den Umfang der Erfindung fallen.

GENAUE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN

Es wird nun auf Fig. 1 Bezug genommen. Eine Ausführungsform eines Fluidurchfluß-Überwachungssystems, das die vorliegende Erfindung aufweisen kann, ist allgemein mit 10 bezeichnet. Ein bevorzugter Monitor 10 zur Verwendung bei einer Hämodialysebehandlung ist in der gleichzeitig anhängigen Anmeldung Docket-Nr. DI 4353 mit dem Titel HEMODIALYSIS MONITORING SYSTEM FOR HEMODIALYSIS MACHINES, die gleichzeitig mit der vorliegenden Anmeldung eingereicht wurde und hier summarisch eingeführt wird, offenbart und beschrieben.
Der Monitor 10 kann ein Fluidprobenahmeeinlaßmodul 12 der vorliegenden Erfindung aufweisen. Das Probenahmemodul 12 kann mit jeder Art von Fluidprozeß, wie etwa einer Hämodialysebehandlung, wie beispielsweise in von dem Erwerber der vorliegenden Erfindung, Baxter International Inc., hergestellten Hämodialysemaschinen verwendet werden. Das Modul 12 entnimmt nach Wunsch intermittierend ein Probevolumen des Fluids, beispielsweise des Dialysatabflusses. Das Modul 12 verbindet das Fluidprobenvolumen über eine Fluidleitung 16 mit einem Sensor 14.
Der Sensor 14 ist hier beispielhaft als Harnstoffsensor beschrieben. Harnstoff ist jedoch nur einer von einer Anzahl von im allgemeinen mit Urämie im Blut eines Patienten in Verbindung gebrachten identifizierbaren Bestandteilen, die als Marker oder als Maß der Wirksamkeit der Hämodialysebehandlung, d. h. der Entfernung von Toxinen, verwendet werden können.
Solche anderen Bestandteile sind unter anderem beispielsweise Kreatinin, Harnsäure, Phosphat, Calcium, Natrium, Kalium, Glukose, beta-2-Mikroglobulin. Andere Typen von Sensoren, die den (die) erforderlichen Fluidbestandteil(e) direkt oder indirekt erfassen, können ebenfalls in dem Fluidprobenahmemodul der vorliegenden Erfindung verwendet werden. Der Harnstoffsensor 14 erzeugt ein Signal, das zu der Harnstoffkonzentration pro portional ist, und liefert dieses Signal über eine Leitung 20 elektronisch einem Fluid- oder Harnstoffsignalanalysator 18.
Wenigstens ein Bereich des Moduls 12 ist bevorzugt permanent mit der Dialysatabflußleitung verbunden (wie in Fig. 2 gezeigt ist). Der Harnstoffsensor 14 kann ein Elektrodensensor sein, wie er in dem US-Patent 4 686 479 mit dem Titel APPARATUS AND CONTROL KIT FOR ANALYZING BLOOD SAMPLE VALUES INCLUDING HEMATOCRIT, beschrieben ist, die hier ebenfalls summarisch eingeführt wird.
Die Flüssigkeitsprobe wird mit einem Harnstoffsensor in Kontakt gebracht, der eine Ureaseschicht aufweist, der eine Elektrode zugeordnet ist, die so ausgebildet ist, daß sie in Abhängigkeit von Ammoniumionen ein Ausgangssignal erzeugt. Die Ureaseschicht wandelt einen Teil des Harnstoffs in der Probe in Ammoniumionen um, und die Ionen gelangen mit der Elektrode in Kontakt, um ein Ausgangssignal zu erzeugen, das mit der Harnstoffkonzentration in der Probe zusammenhängt.
Es gibt andere Möglichkeiten der Fluiderfassung, und jeder Fluidmarkersensor, der die Fluidmarkerkonzentration in der Dialysatabflußleitung messen kann, kann für diesen Zweck verwendet werden. Die Erfindung ist daher nicht für einen speziellen Typ von Fluidmarkersensor spezifisch.
Es gibt auch andere Möglichkeiten der Durchflußkonfiguration des Fluidmarkersensors. Die direkteste Konfiguration ist die Anordnung des Fluidmarkersensors in dem ablaufenden Dialysatstrom. Eine andere direkte Konfiguration, die hier dargestellt ist, ist das Gewinnen eines Probenvolumens aus dem Fluidstrom und das Fließenlassen des Probenvolumens zu dem Sensor. Weitere Konfiguration könnten folgendes umfassen:
1. Das Anordnen des Sensors in dem frischen zulaufenden Dialysatstrom, wobei das ablaufende Dialysat an der Aufstromseite des Sensors in einem Durchflußinjektionsmodus eingepumpt wird.
2. Das Pumpen von zu- und ablaufenden Strömen in den gewünschten Anteilen zum Zweck der Verdünnung an dem Fluidmarkersensor vorbei.
3. Ein Durchflußinjektionsschema, bei dem ein Trägerpufferstrom an dem Fluidmarkersensor vorbei gepumpt wird, und zwar mit Injektion von ablaufendem Dialysat in diesen Pufferstrom.
Eine Ausführungsform eines Harnstoffeinlaß/Sensormoduls des Fluidprobenahmeeinlaßmoduls 12 der vorliegenden Erfindung, das den Harnstoffsensor 14 aufweist, ist in Fig. 2 allgemein mit 30 bezeichnet. Das Modul 30 weist einen Probenanschluß 32 auf, der bevorzugt einen Teil einer Abgabe- oder Dialysatablaufleitung 34 bildet. Das Modul 30 zapft über eine Anschlußstelle 36, die mit einer Probenahmeleitung 38 verbunden ist, eine Dialysatablaufleitung 34 an.
Das Modul 30 nimmt eine Probe des Dialysatabflusses durch Aktivieren einer selbstschließenden peristaltischen oder Rollenpumpe 40. Die Leitung 38 ist mit einer Anschlußstelle 42 und mit einem Ruheventil 44 verbunden. Die Anschlußstelle 42 ist ferner mit einer Leitung 46 verbunden, die eine Speicherschlange 48 aufweist. Die Speicherschlange 48 wird zunächst mit dem Dialysatabfluß gefüllt, wobei der überschüssige Dialysatabfluß durch die Leitung 46 zu einem Separator 50 weiterfließt. Der Separator 50 weist einen Luftspalt auf, der einen Rückstau des Dialysatabflusses und ferner einen elektrischen Kurzschluß durch die Leitung 52 verhindert.
Wenn die Speicherschlange 48 gefüllt ist, wird die selbstschließende Pumpe 40 angehalten, so daß die Leitung 38 von der Anschlußstelle 36 zu der Pumpe 40 geschlossen wird. Das Ventil 44 wird dann geöffnet, so daß das Probendialysat durch das Ventil in eine Leitung 54 und dann zu dem und durch den Harnstoffsensor 14 fließen kann. Das Probendialysat wird dazu veranlaßt, an einer Probenpumpe 56 vorbei zu fließen, die zwischen dem Harnstoffsensor 14 und dem Ablaufseparator 50 durch eine Leitung 58 verbunden ist.
Für jede Messung wird Probendialysat bevorzugt in den Harnstoffsensor 14 eingebracht und mehrere Male durch den Separator 50 gespült, um einen guten Probenwert sicherzustellen. Zur gleichen Zeit, zu der das Probendialysat durch den Harnstoffsensor 14 gepumpt wird, wird auch ein Referenzfluid von einer Quelle 60 über eine Leitung 62 und eine zweite Pumpe 64 in den Harnstoffsensor 14 gepumpt. Die zweite Pumpe 64 kann bevorzugt ein zweiter Rollenkopf an der Probenpumpe 56 sein, kann aber auch eine zweite Pumpe sein, die so verbunden wird, daß sie zur gleichen Zeit wie die Probenpumpe 56 arbeitet.
Wie das US-Patent 4 686 479 im einzelnen zeigt, weist der Harnstoffsensor 14 einen Luftdetektor 66 auf, der bestimmt, ob das Probendialysat in dem Harnstoffsensor 14 anwesend ist. Der Sensor 14 verwendet eine Elektrode 68 mit einer (nicht gezeigten) Membran, die für Ammonium spezifisch ist. Die Elektrode 68 erfaßt Dialysat-Harnstoffstickstoff (DUN), der mit einer Referenzelektrode 70 verglichen wird. Das von dem Harnstoffsensor 14 erzeugte Signal kann dann mit dem Harnstoffsignalanalysator 18 gekoppelt werden, was nachstehend im einzelnen beschrieben wird.
Zu Beginn der Hämodialysebehandlung mit einem Patienten und nach Wunsch periodisch werden sowohl ein niedriges Bezugsnormal als auch ein hohes Bezugsnormal durch das Modul 30 geleitet, um das Modul 30 zu kalibrieren. Zum Kalibrieren des Mo duls 30 mit dem niedrigen Bezugsnormal bleibt das Ventil 44 geschlossen, und ein Ventil 72 wird geöffnet, um es zu ermöglichen, daß die zweite Pumpe 64 über eine Leitung 76 das Fluid mit niedrigem Bezugsnormal von einer Quelle 74 ansaugt. Der Harnstoffsensor 14 mißt das niedrige Bezugsnormal, um einen Bezugspunkt mit niedrigem Bezugsnormal auszubilden.
Ein hohes Bezugsnormal wird ebenfalls bei der Kalibrierung des Moduls 30 verwendet. Um einen Test mit hohem Bezugsnormal durchzuführen, werden sämtliche Ventile mit Ausnahme eines Ventils 78 für das hohe Bezugsnormal geschlossen. Das offene Ventil 78 ermöglicht es, daß die zweite Pumpe 64 über eine Leitung 82 ein Fluid mit hohem Bezugsnormal von einer Quelle 80 ansaugt. Das Fluid mit hohem Bezugsnormal wird ebenfalls in dem Harnstoffsensor 14 gemessen, um einen Bezugspunkt mit hohem Bezugsnormal auszubilden.
Durch Verwendung der Bezugspunkte mit niedrigem und hohem Bezugsnormal werden eine Neigung und eine Koordinatenstrecke bestimmt. Nach dem Kalibriervorgang sollte das Modul 30 die Kalibrierung für ca. vier Stunden (4 h) beibehalten, was ungefähr die Zeitdauer der Dialysebehandlung für einen einzelnen Patienten ist. Das niedrige Bezugsnormal kann man nach jedem Prozeß und nach Wunsch durchlaufen lassen, um sicherzustellen, daß das Modul 30 die Kalibrierung bewahrt hat.
Am Ende des Zyklus mit niedrigem Bezugsnormal schließt das Modul 30 die Ventile 44, 72 und 78 und öffnet ein Luftventil 84 für eine Zeitdauer, was es ermöglicht, daß die Probenpumpe 64 Luft durch das Ventil 84 in eine Leitung 86 und den Harnstoffsensor 14 ansaugt und aus der Abgabeleitung 52 fördert. Dieses Luftsegment zwischen jedem Fluidsegment trägt dazu bei, sicherzustellen, daß der Harnstoffsensor 14 und die Leitungen 54 und 58 sauber und frei von irgendwelchen beachtlichen Mengen an Restfluid sind.
Es wird nun auf die Fig. 3 bis 5 Bezug genommen, in denen eine Ausführungsform des Probenanschlusses 32 der vorliegenden Erfindung im einzelnen dargestellt ist. Der Probenanschluß 32 weist einen Durchflußdetektorkörper 90 auf, der in einer Basis oder einem Sattel 92 abnehmbar angebracht sein kann. Der Körper 90 ist durch einen Griff 94, der mit einem Paar von Armen 96 (von denen nur einer dargestellt ist) schwenkbar angebracht ist, in dem Sattel 92 befestigt.
Wenn der Körper 90 in den Sattel 92 eingeführt wird, wird der Griff 94 geschwenkt, um den Körper 90 in dem Sattel 92 zu befestigen und damit in Eingriff zu bringen. Der Sattel 92 ist bevorzugt an einer Wand 96 des Moduls 12 oder einer Hämodialysemaschine (in Fig. 9 gezeigt) permanent angebracht. Das ablaufende Dialysatfluid fließt in einen Einlaßverbinder 98 und aus einem Auslaßverbinder 100, wie durch die Pfeile 102 dargestellt ist.
Der Einlaßverbinder 98 wird mit der Dialysatablaufleitung 34 bevorzugt permanent verbunden, und der Auslaßverbinder 100 wird mit einer Auslaß- oder Abproduktleitung 103 bevorzugt permanent verbunden (Fig. 2). Der Betrieb des Moduls 12 wird dabei also dem Dialysatabfluß, der nicht aus der herkömmlichen Abproduktleitung 103 kommt, nicht ausgesetzt.
Der Körper 90, der Sattel 92 und der Griff 94 sind so ausgebildet, daß der Probenanschluß 32 ohne Austritt des Dialysatabflusses zusammengebaut und ausgefluchtet wird und sämtliche Fluidverbindungen hergestellt werden. Der Sattel 92 weist eine abnehmbare Filteranordnung 104 auf, die abdichtend auf einem herkömmlichen Luer-Arretierverbinder 106 angebracht ist.
Die Filteranordnung 104 ist eine handelsübliche hydrophile Filteranordnung, die bevorzugt einen Filter 108 von 0,2 um aufweist. Der Filter 108 kann ein von Gelman Sciences unter der Produktnummer 4192 vertriebener Filter von 0,2 um sein, der ein gering proteinbindender, nichtpyrogener Filter ist. Der Filter 108 verhindert, daß biologische Bakterien und Pyrogen durch ihn hindurch in die Probenleitung 38 gelangen, die mit der Luer-Arretierung 106 verbunden ist.
Die Probenanschlußanordnung 32 ist durch eine Dichtungsanordnung vom Schließen-vor-Öffnen-Typ verbunden. Die Filteranordnung 104 weist ein oberes zylindrisches Einlaßrohr 110 auf. Wenn der Körper 90 durch Schließen des Griffs 94 in den Sattel 92 gedrückt wird, wird das Rohr 110 zunächst in einer ersten O-Ringdichtung 112 von zwei bzw. einem Paar von O-Ringdichtungen 112 und 113 abgedichtet, die in Kombination mit dem Rohr 110 eine fluiddichte Abdichtung bilden. Der Körper 90 ist nun mit der Filteranordnung 104 dicht verbunden, aber der Dialysatabfluß ist immer noch in dem Körper 90 abgedichtet und kann noch nicht zu der Filteranordnung 104 fließen.
Während der Griff 94 weiter geschlossen wird, drückt er den Körper 90 weiter gegen den Sattel 92 und somit das Rohr 110 an der zweiten O-Ringdichtung 113 vorbei. In der vollständig festsitzenden und abgedichteten Position, die in Fig. 4 gezeigt ist, ist das Rohr 110 nun gegen einen Tellerventilkörper 114 angedrückt.
Das Rohr 110 bewegt den Körper 114 gegen die Kraft einer Vorspannfeder 116 und von der O-Ringdichtung 113 weg und öffnet somit einen inneren Fluidkanal 118 in dem Körper 90. Diese vollständig verbundene Position ermöglicht es, daß ein Volumen des Dialysatabflusses in und durch die Filteranordnung 104 in die Probenahmeleitung 38 fließt, wo eine Probe genommen werden kann, wie es in bezug auf Fig. 2 beschrieben ist.
Wenn der Körper 90 von dem Sattel 92 gelöst wird, findet das umgekehrte Schließen der Tellerventile statt. Der Körper 114 bewegt sich zunächst in abdichtenden Eingriff mit der O-Ringdichtung 113 zurück, die den Dialysatabfluß in den Körper 90 dicht verschließt. Der Körper 90 wird dann weiter von dem Sattel 92 entfernt, so daß dann die Abdichtung zwischen dem Rohr 110 und der O-Ringdichtung 112 geöffnet wird. Das minimale Primingvolumen des Schließen-vor-Öffnen- oder Abdichten-vor- Öffnen-Vorgangs minimiert ein Eintragen in die Filteranordnung 104 und somit die Leitung 38.
Der Probenanschluß 32 weist ferner bevorzugt eine Leiterplatte 120 auf, die an dem Sattel 92 angebracht ist. Die Arbeitsweise der Schaltung wird unter Bezugnahme auf Fig. 11 im einzelnen beschrieben. Die Leiterplatte 120 weist einen daran angebrachten Hall-Effektsensor 122 auf. Der Sensor 122 tastet einen Magnet 124 ab, der in oder an dem Körper 90 angebracht ist, wenn der Körper 90 in dem Sattel 92 sitzt. Das von dem Sensor 122 erzeugte Signal bestätigt, daß die Dialysatablaufleitung 34 mit der Probenahmeleitung 38 verbunden ist, so daß das Harnstoffeinlaßmodul 12 in die Lage versetzt wird, Proben aus der Dialysatablaufleitung 34 einzulassen.
Die Leiterplatte 120 weist ferner eine Fluiddurchflußerfassungsanordnung 126 für ablaufendes Dialysat auf. Der Durchflußsensor 126 weist den Körper 90, einen Durchflußdetektorkolben 128 und einen optischen Sensor 130 auf. Der Kolben 128 ist in dem Kanal 118 angebracht. Der Kolben 128 wird von einer Druckfeder 132, die an einem in dem Kolben 128 ausgebildeten Flansch 134 anliegt, mit minimalem Durchmesserspiel in Eingriff mit einer in dem Kanal 118 ausgebildeten Schulter 136 vorgespannt. Der Kolben 128 ist bevorzugt ein Kolben vom Rotametertyp.
Die Durchflußsensoranordnung 126 ermöglicht es, daß der Kolben 128 für einen relativ spezifischen Öffnungsdruck, der auf eine relativ spezifische Fluiddurchflußrate bezogen ist, vorgespannt wird. Zum Beispiel bleibt der Kolben 128 immer dann mit einem kleinen Durchmesserspiel an der Schulter 136 positioniert, wenn die Durchflußrate geringer als ungefähr 100 ml/min ist.
Wenn die Durchflußrate ungefähr 300 ml/min erreicht, wird die Vorspannkraft der Feder überwunden, und der Kolben 128 wird dann an die Feder 132 zurück gedrückt, so daß ein größeres Volumen des Dialysats durch den Kanal 118 fließen kann. Die Durchflußsensoranordnung 126 arbeitet mit einem geringen Druckabfall zwischen dem Einlaßverbinder 98 und dem Auslaßverbinder 100, beispielsweise in der Größenordnung von 20 mm Quecksilber bei einer Durchflußrate von ablaufendem Dialysat von 500 ml/min.
Aufgrund der erreichbaren niedrigen Durchflußrate und der Fähigkeit, nichtelektrisch zu detektieren (was nachstehend weiter beschrieben wird) oder zu erfassen, wann der Dialysatstrom an dem Dialysator vorbeigeführt oder davon getrennt worden ist, kann die Durchflußsensoranordnung 126 bei praktisch jedem Typ von Hämodialysemaschine verwendet werden.
Das nichtelektrische Detektieren des Durchflusses wird durch den optischen Sensor 130, der mit dem Kolben 128 zusammenwirkt, ermöglicht. Der optische Sensor 130 kann beispielsweise von einem Phototransistor und einer LED-Einrichtung gebildet sein. Der Kolben 128 weist eine Lichtweg-Blockierspitze 138 auf. In der geschlossenen Position, in der der Kolben 128 durch die Kraft der Feder 132 an der Schulter 136 anliegt, wie in Fig. 4 gezeigt ist, ist der Lichtweg des optischen Sensors 130 blockiert, so daß dann dem Harnstoffeinlaßmodul 12 ein Signal "kein Durchfluß" zugeführt wird.
Wenn die Durchflußrate einen ausreichenden/vorbestimmten Wert, bevorzugt ungefähr 300 ml/min. erreicht hat, wird der Kolben 128 und somit die Spitze 138 aus dem Lichtweg zurückgezogen, und der optische Sensor 130 liefert ein gültiges Dialysatabfluß-Durchflußratensignal an das Harnstoffeinlaßmodul 112.
Es wird nun auf Fig. 5 Bezug genommen, in der die Merkmale der Ausfluchtung des Körpers 90 und des Sattels 92 des Probenanschlusses 32 am besten dargestellt sind. Der Körper 90 weist ein Paar von Ausfluchtungskanälen 140 an entgegengesetzten Seiten des Körpers 90 auf. Die Ausfluchtungskanäle 140 passen fest mit einem Paar von Vorsprüngen 142 zusammen, die an gegenüberliegenden Seiten des Sattels 92 ausgebildet sind.
Die Ausfluchtung und der Eingriff des Körpers 90 und des Sattels 92 werden dadurch vervollständigt und gesichert, daß der Griff 94 über das obere Ende des Körpers 90 geschwenkt wird, wie durch einen Pfeil 144 angedeutet ist.
Die Einzelheiten des Körpers 90 und der Anordnung der Durchflußdetektoranordnung 128 sind am besten in den Fig. 4 und 6 bis 8 dargestellt. Der Kolben 128 (Fig. 8) besteht bevorzugt aus einem optisch nicht durchlässigen Material, oder wenigstens die Spitze 138 kann so beschichtet sein, daß sie den Durchtritt von Licht durch sie blockiert. Der Kolben 128 kann typischerweise aus einem Kunststoffmaterial geformt sein und weist bevorzugt vier Flansche 146 auf, um den Druckabfall in der Fluiddurchflußbahn, über der die Feder 152 angebracht ist, zu minimieren.
Der Sattel 92 kann ebenfalls aus einem Kunststoffmaterial geformt sein. Der Körper 90 muß jedoch wenigstens eine optisch transparente Bahn oder einen solchen Bereich 148 quer zu dem Körper 90 aufweisen. Bevorzugt kann der Körper 90 aus einem optisch transparenten Material geformt sein. Dies ergibt den Lichtweg 148 und läßt außerdem eine Sichtprüfung des Durchflußkanals 118 durch den Körper 90 zu, um eine mögliche Blockierung des Abflusses zu überwachen.
Der Körper 90 weist einen quer verlaufenden Kanal 150 auf, in dem das Tellerventil 114 und die O-Ringdichtungen 112 und 113 angebracht sind. Der quer verlaufende Kanal 150 weist einen Endbereich 152 auf, der einen Sitz für die Feder 116 und einen Spielraum für das Tellerventil 114 bildet. Ein Ende 153 des Tellerventils 114 ist normalerweise in Anlage an die O-Ringdichtung 113 vorgespannt, um eine Fluidabdichtung zu bilden. Der Magnet 124 ist in einer Ausnehmung 154 angebracht, und der optische Sensor 130 ist in einer Ausnehmung 156 in dem Körper 90 angebracht.
Die Durchflußsensoranordnung 126 weist den Auslaßverbinder 100 auf, der ein separates Teil ist, das in einen vergrößerten Bereich 158 des Kanals 118 eingesetzt ist. Der Auslaßverbinder 100 weist eine erste ringförmige Ausnehmung 160 auf, in der eine O-Ringdichtung 162 sitzt. Die Dichtung 162 bildet eine Fluiddichtung für den Auslaßverbinder 100, wenn er in dem Bereich 158 des Körpers 90 angebracht ist.
Der Auslaßverbinder 100 weist ferner einen inneren Durchflußkanal 164 auf, der bevorzugt ungefähr die gleichen Dimensionen wie der Kanal 118 an dem Einlaßverbinder 98 hat. Der Kolben 128 weist einen Bereich 165 verringerter Größe auf, der so bemessen ist, daß er gleitend in den Kanal 164 paßt.
Der Auslaßverbinder 100 ist durch jede geeignete Befestigungskonstruktion, aber bevorzugt durch einen Rastclipverbinder 166, in dem Körper 90 festgelegt. Der Schnapp- oder Rastclipverbinder 166 besteht bevorzugt aus einem halbharten Kunststoffmaterial und hat eine Öffnung an einer Seite (nicht gezeigt) und eine abgewinkelte Nut 168.
Die abgewinkelte Nut 168 schnappt über einer Lippe 170, die sich an dem Ende des Körpers 90 befindet, und rastet in eine Umfangsnut 172, die sich in dem Auslaßverbinder 100 befindet, ein. Der Rastclip 166 kann dann an dem Auslaßverbinder 100 und dem Körper 90 durch eine Halteklemme 174 festgelegt werden (Fig. 7).
Die Halteklemme 174 weist eine Öffnung 176 auf. Die Halteklemme 174 kann dann durch eine (nicht gezeigte) Schraube, die durch die Öffnung 176 in einen in dem Körper 90 ausgebildeten Gewindedurchgang 178 geschraubt wird, an dem Körper 90 befestigt werden.
Eine Lippe 180 der Halteklemme 174 liegt an dem Auslaßverbinder 100 und dem Körper 90 an und klemmt den Rastclip 166 daran fest. Dies bewirkt, daß der Rastclip 166 sicher befestigt wird und aus Sicherheitsgründen nur unter Verwendung eines Werkzeugs, wie etwa eines Schraubendrehers, entfernt werden kann.
Wie aus Fig. 9 ersichtlich, ist eine Ausführungsform eines Hämodialyse-Überwachungssystems 10 an einem Ständer 182 einer Hämodialysemaschine 184, wie etwa einem von dem Erwerber der vorliegenden Erfindung hergestellten Modell SPS-550, angebracht. Die Patienten-Datenbank kann mit jedem handelsüblichen Computer (nicht gezeigt) aufrechterhalten werden, und die relativen Daten werden dann durch einen seriellen Kommunikationsport, der an der Rückseite des Systems 10 liegt (nicht gezeigt), in das Hämodialyse-Überwachungssystem 10 geladen werden oder können über eine Tastatur 186 manuell eingegeben werden.
Der Patient hat bevorzugt eine individuelle ID-Karte, die lediglich die Kenndaten des Patienten enthalten kann. Ein bevorzugter Typ von Patienten-ID-Karte ist eine ID-Karte 188 (Fig. 10), die einen Datenträger 190 aufweist. Ein knopfförmiger Typ von Datenträger 190 wird von Dallas Semiconductor von Dallas, Texas, vertrieben.
Das Hämodialyse-Überwachungssystem 10 kann einen passenden Knopf-Datenanschluß 192 aufweisen, der in Fig. 10 auf der Tastatur 186 gezeigt ist. Der Knopf-Datenanschluß 192 kann an jeder gewünschten Stelle an dem Hämodialyse-Überwachungssystem 10 angeordnet sein, wie beispielsweise an einer Seite 194 eines Gehäuses 196. Unter Verwendung der ID-Karte 188 werden die Patientendaten einfach durch Berühren des Knopfs 190 zu dem Knopf-Datenanschluß 192 übertragen, wie durch einen Datenübertragungspfeil 198 gezeigt ist.
Nach der Behandlung wird der Datenträgerkartenknopf 190 wieder in Berührung mit dem Knopf-Datenanschluß 192 gebracht, um die Behandlungsinformation von dem Hämodialyse-Überwachungssystem 10 zu dem Datenträgerkartenknopf 190 zu laden. Der Datenbankcomputer kann auch einen dem Anschluß 192 ähnlichen Datenanschlußknopf (nicht gezeigt) für eine ähnliche Übertragung von Information aufweisen. Dies schließt Eingabefehler über die Tastatur aus.
Das Gehäuse 196 wird zweckmäßigerweise den Sattel 92 aufweisen, der an der vorderen Wand 96 angebracht ist, wie in den Fig. 4 und 9 gezeigt ist. Es ist zwar eine spezifische Ausführungsform des Hämodialyse-Überwachungssystems 10 gezeigt; die körperlichen Ausführungsformen des Gehäuses können jedoch nach Wunsch variieren. Außerdem sind der Körper 90 und die zugeordneten Leitungen nicht dargestellt, der Körper 90 wäre jedoch in dem Sattel 92 angebracht und mit der Hämodialysemaschine 184 verbunden, wie in den Fig. 2 und 4 gezeigt ist.
Es wird nun auf Fig. 11 Bezug genommen, in der eine Ausführungsfarm der Schaltungsanordnung der Leiterplatte 120 des Harnstoffeinlaßmoduls dargestellt ist. Es ist ein herkömmli cher Hall-Effektsensormikrochip 200 gezeigt. Der Mikrochip 200 bildet das aktive Element des Sensors 122 (Fig. 4).
Wenn der Magnet 124 durch Anbringen des Körpers 90 in dem Sattel 92 in seine Position bewegt wird, erzeugt der Mikrochip 200 ein Signal auf einer Leitung 202, die mit einem Signalformer 204 verbunden ist, der ein Signal auf einer Ausgangsleitung 206 abgibt. Das Signal auf der Ausgangsleitung 206 wird von dem Harnstoffeinlaßmodul 12 genutzt, um zu überprüfen, daß der Körper 90 in dem Sattel 92 sitzt.
Der optische Sensor 130 ist ebenfalls auf der Leiterplatte 120 angebracht und weist einen Opto-Unterbrecher 208 auf. Der Opto-Unterbrecher 208 weist eine LED 210 auf, die Licht emittiert, wie durch einen Pfeil 212 angedeutet ist. Wenn die Spitze 138 des Kolbens 128 von dem Dialysatablaufstrom aus dem Lichtweg herausbewegt wird, kann das Licht 212 von einem Phototransistor 214 erfaßt werden, der dann ein Signal auf einer Leitung 216 erzeugt, die mit einem anderen Signalformer 218 verbunden ist, der seinerseits ein Ausgangssignal auf einer Leitung 220 erzeugt.
Das Signal auf der Leitung 220 wird von dem Harnstoffeinlaßmodul 12 genutzt, um sicherzustellen, daß ausreichend Durchfluß von ablaufendem Dialysat durch den Probenanschluß 32 erfolgt, um eine gültige Probenahme des Dialysatabflusses, der für die Messung zu sammeln ist, zu ermöglichen.

Claims

1. Verfahren zur Probenahme von Fluid in einer Fluidleitung, das die folgenden Schritte aufweist:

Bereitstellen eines Probenanschlußkörpers (90), der einen Durchgangskanal (118) aufweist, Verbinden des Kanals mit einer Fluidleitung (103) und lösbares Verbinden des Körpers mit einer separaten Basiseinheit (92) zum Verbinden des Kanals mit einer Probenahmeleitung (38);

gekennzeichnet durch Abgeben eines Signals (220), wenn die Fluiddurchflußrate durch den Kanal (118) eine vorbestimmte Mindestdurchflußrate überschreitet, und Nehmen einer Fluidprobe durch die Probenahmeleitung (38) nur dann, wenn das Signal (220) vorliegt.

2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Basiseinheit (92) die Probenahmeleitung (38) aufweist und wobei das Verfahren folgendes aufweist: dichtes Verbinden des Körpers mit der Basiseinheit (92), indem zunächst der Körper mit der Basiseinheit dicht verbunden und dann der Kanal (118) mit der Probenahmeleitung (38) verbunden wird.

3. Verfahren nach Anspruch 1, das folgendes aufweist: Verbinden des Körpers mit einer Basiseinheit, indem der Kanal durch ein Filter (108) mit der Probenahmeleitung verbunden und das in die Probenahmeleitung eintretende Fluid gefiltert wird.

4. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei detektiert wird, wann der Körper mit der Basiseinheit verbunden ist.

5. Verfahren nach Anspruch 4, wobei eine Probenahme von Fluid nur dann erfolgt, wenn detektiert worden ist, daß der Körper mit der Basiseinheit verbunden ist, und wenn die Durchflußrate in der Fluidleitung wenigstens den vorbestimmten Mindestwert hat.

6. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Fluidleitung eine Dialysatabfallprodukt-Ablaufleitung (103) in einer Hämodialysemaschine (184) ist.

7. Vorrichtung zur Probenahme von Fluid in einer Fluidleitung, wobei die Vorrichtung folgendes aufweist:

einen Probenanschlußkörper (90), der einen Durchgangskanal (118) und Einrichtungen (98, 100) zum Verbinden des Kanals mit einer Fluidleitung (103) hat; und

Einrichtungen (94, 96, 110), die den Körper mit einer separaten Basiseinheit (92) lösbar verbinden, die eine Einrichtung (110) zum Verbinden des Kanals mit einer Probenahmeleitung (38) aufweist,

gekennzeichnet durch:

Detektiereinrichtungen (126, 130) zum Messen der Fluidurchflußrate durch den Kanal (118) und Abgeben eines Signals (220), wenn eine vorbestimmte Mindestdurchflußrate überschritten wird; und

Einrichtungen (30, 40) zur Freigabe der Probenahmeleitung (38) nur bei Vorliegen des Signals (220).

8. Vorrichtung nach Anspruch 7, die Einrichtungen (122, 124) aufweist, um zu detektieren, wann der Körper mit der Basiseinheit verbunden ist.

9. Vorrichtung nach Anspruch 7 oder 8, wobei die Basiseinheit (92) die Probenahmeleitung (38) und Einrichtungen (110, 112, 113) aufweist, um zunächst den Körper mit der Basiseinheit dicht zu verbinden und dann den Kanal mit der Probenahmeleitung zu verbinden, so daß der Körper mit der Basiseinheit dicht verbunden ist.

10. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 7 bis 9, die eine Einrichtung zum Filtern des in die Probenahmeleitung (38) eintretenden Fluids aufweist.

11. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 7 bis 10, wobei der Kanal (118) mit der Dialysatabfallprodukt-Ablaufleitung (103) in einer Hämodialysemaschine (184) verbunden ist.