NO143691B - Fremgangsmaate og apparat for paavisning av en blodlekkasje i en hemodialyse-enhet - Google Patents
Fremgangsmaate og apparat for paavisning av en blodlekkasje i en hemodialyse-enhet Download PDFInfo
- Publication number
- NO143691B NO143691B NO790957A NO790957A NO143691B NO 143691 B NO143691 B NO 143691B NO 790957 A NO790957 A NO 790957A NO 790957 A NO790957 A NO 790957A NO 143691 B NO143691 B NO 143691B
- Authority
- NO
- Norway
- Prior art keywords
- signal
- output
- predetermined
- digital
- angle
- Prior art date
Links
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 title claims description 22
- 239000008280 blood Substances 0.000 title claims description 22
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims description 10
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 claims description 27
- 239000000385 dialysis solution Substances 0.000 claims description 24
- 238000001631 haemodialysis Methods 0.000 claims description 5
- 230000000322 hemodialysis Effects 0.000 claims description 5
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 claims description 4
- 210000003734 kidney Anatomy 0.000 claims description 2
- 239000000004 hemodialysis solution Substances 0.000 claims 1
- 230000010355 oscillation Effects 0.000 claims 1
- 238000000502 dialysis Methods 0.000 description 10
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 4
- 239000002699 waste material Substances 0.000 description 4
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 3
- 210000002381 plasma Anatomy 0.000 description 3
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 3
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 2
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 description 2
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 2
- 239000000126 substance Substances 0.000 description 2
- 239000004593 Epoxy Substances 0.000 description 1
- XECAHXYUAAWDEL-UHFFFAOYSA-N acrylonitrile butadiene styrene Chemical compound C=CC=C.C=CC#N.C=CC1=CC=CC=C1 XECAHXYUAAWDEL-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229920000122 acrylonitrile butadiene styrene Polymers 0.000 description 1
- 239000004676 acrylonitrile butadiene styrene Substances 0.000 description 1
- 210000001367 artery Anatomy 0.000 description 1
- 239000000084 colloidal system Substances 0.000 description 1
- 150000001875 compounds Chemical class 0.000 description 1
- 239000004020 conductor Substances 0.000 description 1
- 238000010276 construction Methods 0.000 description 1
- 238000007485 conventional hemodialysis Methods 0.000 description 1
- 238000009792 diffusion process Methods 0.000 description 1
- 229920001971 elastomer Polymers 0.000 description 1
- 239000000806 elastomer Substances 0.000 description 1
- 210000003743 erythrocyte Anatomy 0.000 description 1
- 239000012530 fluid Substances 0.000 description 1
- 239000012510 hollow fiber Substances 0.000 description 1
- 239000007788 liquid Substances 0.000 description 1
- 239000012528 membrane Substances 0.000 description 1
- 239000004033 plastic Substances 0.000 description 1
- 229920003023 plastic Polymers 0.000 description 1
- 239000011148 porous material Substances 0.000 description 1
- 239000007787 solid Substances 0.000 description 1
Classifications
-
- B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
- B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
- B01D—SEPARATION
- B01D65/00—Accessories or auxiliary operations, in general, for separation processes or apparatus using semi-permeable membranes
- B01D65/10—Testing of membranes or membrane apparatus; Detecting or repairing leaks
- B01D65/104—Detection of leaks in membrane apparatus or modules
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
- A61M1/14—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis
- A61M1/16—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis with membranes
- A61M1/1692—Detection of blood traces in dialysate
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01F—MEASURING VOLUME, VOLUME FLOW, MASS FLOW OR LIQUID LEVEL; METERING BY VOLUME
- G01F1/00—Measuring the volume flow or mass flow of fluid or fluent solid material wherein the fluid passes through a meter in a continuous flow
- G01F1/66—Measuring the volume flow or mass flow of fluid or fluent solid material wherein the fluid passes through a meter in a continuous flow by measuring frequency, phase shift or propagation time of electromagnetic or other waves, e.g. using ultrasonic flowmeters
- G01F1/661—Measuring the volume flow or mass flow of fluid or fluent solid material wherein the fluid passes through a meter in a continuous flow by measuring frequency, phase shift or propagation time of electromagnetic or other waves, e.g. using ultrasonic flowmeters using light
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01M—TESTING STATIC OR DYNAMIC BALANCE OF MACHINES OR STRUCTURES; TESTING OF STRUCTURES OR APPARATUS, NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
- G01M3/00—Investigating fluid-tightness of structures
- G01M3/38—Investigating fluid-tightness of structures by using light
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Urology & Nephrology (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Public Health (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Hematology (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Anesthesiology (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Emergency Medicine (AREA)
- Electromagnetism (AREA)
- Fluid Mechanics (AREA)
- External Artificial Organs (AREA)
Description
Foreliggende oppfinnelse angår et apparat og en fremgangsmåte for å detektere en blodlekkasje i en hemodialyse-enhet.
Ved kunstig nyredialyse blir i praksis blodet tatt ut fra pulsåren til pasienten, sirkulert i en utenforlegemlig blodkrets gjennom en dialysator hvor det blir avgiftet kunstig ved dialyse og så returnert til pasienten. Dialyseoperasjonen innebærer molekular overføring av avfallssubstanser fra blodet til en dialysevæske ved mekaniske diffusjon gjennom et kolloid halvgjennomtrengelig dialysatorelement. Dialysevæsken blir sirkulert i en uavhengig dialysekrets atskilt fra den utenfor-legemlige blodkrets inni dialysatoren ved halvgjennomtrenge-lige dialysatorelement. To væskestrømmer flyter gjennom dialysatoren i parallell. Dialysatorelementet er av hvilken som helst konvensjonell type slik som f.eks. et masseoverførings-elastomermembran på flere millimeter i tykkelse eller en hul fiberbunt. Avfallssubstansen blir fortrinnsvis overført gjennom dialysatorelementet med hjelp av en negativ trykkgra-dient. Porene til dialysatorelementet er for små til å
slippe igjennom blod, men er tilstrekkelig store til å slippe igjennom avfall. Dersom en lekkasje oppstår i dialysatorelementet vil blodplasmaen trekke inn i dialysekretsen og være
en alvorlig trussel for pasienten, spesielt når dialyse-enheten opererer i foretrukket måte med en trykkforskjell over dialysatorelementet. I det siste tilfellet blir store kvanta av blod dratt gjennom dialysatorelementet inn i dialysevæsken. På grunn av lengden av tiden som kreves for dialysen, vanligvis omkring seks timer, og pasientens umulighet til å effektivt be-skytte seg mot dette vågespillet, er en automatisk blodlekkasje-deteksjon vesentlig ved en hemodialyse-enhet.
Gjengse enheter for detektering av blodlekkasje gjennom et dialysatorelement er basert på å detektere variasjoner i farge i dialysevæsken. Denne enheten opererer ved å avføle forskjellen i lysoverføringen gjennom dialysevæsken som et resultat av variasjonen i absorbsjonsegenskapene mellom dia-lysevæskens innhold og blodplasmaen. For å tilfredsstille forskjellen mellom variasjoner i absorbsjonskarakteristikken til dialysevæsken og blodet med en fornuftig grad av følsomhet kreves et relativt komplisert detektsjonssystem som følgelig er svært dyrt.
Det har blitt oppdaget ifølge foreliggende oppfinnelse at ved bestemte fotoelektriske justeringer av en fotosender og fotodetektor en høy selektiv reaksjon på en blodlekkasje gjennom dialysatorelementet er gjort mulig ved å sende en lysstråle med mellomrom inn i dialysevæsken og å måle variasjonen i reflektert lysintensitet. Metoden omfatter trinn av: å sende en smal lysstråle inn i nevnte dialysevæskestrøm fra dens ene side, i en retning tilstøt-ende til den sentrale aksen til strømmen med en forutbestemt vinkel tilstøtende relativt til en akse, normalt på nevnte sentralakse, plassering av en optisk mottager i et vesentlig felles plan med nevnte lysstråler og på den samme side av nevnte strøm slik at den former en omfattet vinkel av re-fleksjon med nevnte normale akse, hovedsaklig lik nevnte til-støtende vinkel, avbrytende nevnte sending av lys ved en relativ lav gjentagelseshastighet med forholdet mellom på-tid og av-tid, hovedsaklig lik en detektering av gjennomsnitt s-likestrømsnivået til signalet mottatt av nevnte optiske mottager, og frembringende et alarmsignal når nevnte gjennomsnitts-likestrømsnivå overskrider et forutbestemt nivå.
Et ytterligere trekk av foreliggende oppfinnelse er bruken av en flytende referanse som unngår bruken av omjustering av systemet før dialyseringen. I det foregående var omjustering nødvendig på grunn av variasjonen i reaksjon-en på grunn av termisk avvik og fra fysikalske forandringer i egenskapen til innholdet i dialysatet. Den flytende referansen blir opprettet av en mikroprosessor som sammen-ligner dette signalet mot det detekterte optiske signalet for å bestemme om en alarm skal lyde.
Ifølge foreliggende oppfinnelse er det en hensikt å frembringe en fremgangsmåte og et apparat for å detektere en blodlekkasje til dialysevæskestrømmen til en hemodialyse-enhet som er pålitelig, kompakt og billig.
Det er videre en hensikt med foreliggende oppfinnelse å frembringe en metode og et apparat som vil detektere tilstedeværelsen av blod i en dialysevæskestrøm med et
minimum av justering.
Videre hensikt og fordeler ved foreliggende oppfinnelse vil bli innlysende fra den detaljerte beskrivelsen av foreliggende oppfinnelse, sett i sammenheng med medfølg-ende tegninger hvor: Fig. 1 er et skjematisk blokkdiagram av føler-systernet til foreliggende oppfinnelse. Fig. 2 er et tverrsnitt av den foretrukne optiske giverenheten for bruk i systemet på fig. 1. Fig. 3 er et diagram av et typisk strømoverførings-forhold, kontra temperaturkarakteristikken for en konvensjonell fast lysemitterende giver. Fig. 4 er et mer detaljert kretsdiagram av systemet på fig. 1.
Detektorsysternet til foreliggende oppfinnelse kan bli nyttet sammen med enhver konvensjonell hemodialyse-enhet. En foretrukket hemodialyse-enhet i hvilket blodlekkasje-detektorsystemet til foreliggende oppfinnelse er særlig egnet er vist og beskrevet i norsk søknad nr. 790960, og norsk søknad nr. 790959. Blodlekkasjedetektoren vil fortrinnsvis bli montert i dialysevæske-forgreningen for å overvåke dialysevæsken etter at det har passert gjennom dialysatorpa-tronen og før det er enten returnert til samletanken eller kassert som avfall.
Under henvisning til tegnigene og spesielt til fig. 1, som diagrammessig viser en dialysator 10 og hvilken som helst konvensjonell geometri og konstruksjon som defi-nerer to parallelle veier atskilt av et dialysatorelement 14. En dialysevæske sirkulerer i en dialysevæskestrøm 12 som går gjennom dialysatoren 10 på ene siden av dialysatorelementet 14. Blodplasmaen flyter gjennom en utenforliggende legemlig blodkrets 16 som går gjennom dialysatoren 10 på den motsatte siden av dialysatorelementet 14.
En optisk sender 18 og en optisk mottager 20 er anordnet for å sende og motta lys gjennom en del av røret 19 til dialysatorkretsen 12 som er fortrinnsvis plassert ned-strøms til dialysatoren 10. Reflektert lys gjennom dialysevæsken blir nyttet til å detektere tilstedeværelsen av blod i dialysevæsken. Den optiske senderen 18 og optiske mottageren 20 er sammensatt, som mer tydelig er vist på fig. 2 i en blokk 22, fortrinnsvis av en plastblanding slik som akryloni-tril butadienstyren, som har sylindrisk boring tilpasset for å montere blokken 22 omkring delen til røret 19 til dialysevæske-strømveien 12. Den optiske senderen 18 og den optiske mottageren 20 er innsatt i borede åpninger 13 og 15 formet i blokken 22 for å frembringe en forutbestemt orientering mellom sender/mottager-element 18 og 20 og dialysevæske-strømmen 36. Elektriske ledere 17, 11, 21 og 23 strekker seg fra blokken 22 og tillater lys-sender/mottager-elementene 18 og 20 til å bli sikret inn i de borede åpningene 13 og 15 ved hjelp av f.eks. en vanlig epoxy.
Den optiske senderen 18 og optiske mottageren 20 er fortrinnsvis justert i samme plan på en felles side relativt til dialysevæske-strømmen 36. Senderen 18'er rettet mot den sentrale aksen 30 til strømmen 26 for å forme en- til-støtende vinkel 0 med hensyn til normalaksen 32. Mottageren 20 skulle bli plassert relativt til den normale aksen 32 for å forme en refleksjonsvinkel 6 hovedsaklig lik ti.il dens til-støtende vinkel. Den optiske sender 18 og optiske mottager 20 fortrinnsvis representerer en konvensjonell fast-stoff-lysemitterende diodesender og fototransistor detektor-kombinasjon. For en lysstråledivergens på mindre enn rundt 12°
er den foretrukne tilstøtende vinkelen 0 rundt 55°.
Den optiske senderen 18 blir styrt av en konstant strømkilde 40 gjennom en styrekrets 42 som blir av-brutt med mellomrom ved en forutbestemt verdi av en oscillator 44. Lyset mottatt av den optiske mottager 20, som er en fotodetektor, blir anvendt som et elektrisk signal 4 5 til en toppdetektorkrets 46 som leverer et.utgangssignal 48 som representerer gjennomsnitts-likestrømsnivået til inngangssignalet 45. En substraksjonskrets 50, som dets navn an-tyder, frembringer et utgangssignal 52 som representerer differansen mellom en fast likestrøms-driftreferansespenning og likestrøms-utgangssignalet 48. Den faste likestrøms-offset referansen blir nyttet til å starte justeringen av systemet som vil bli nærmere forklart senere. Utgangssignalet 52 blir forsterket av forsterkeren 54 og ført gjennom en buffer 56 til en multiplekser 58 som signalet 52 til analog/ digital-omformeren 60 for å omforme til et digitalisert åtte-bits dåtasignal 62. Datasignalet blir presentert for den sentrale behandlingsenheten CPU 64 til en konvensjonell mikroprosessor som er programmert til å lese og lagre dåtasignal 62 og til å vurdere det ved forutsatte tidsintervaller for å bestemme, basert på innstillingen av den manuelle styrefølsomme bryteren SWl, enten eller ikke en alarm skal bli satt på. Mikroprosessoren 64 er også programmert til å spore signalet 62 i en forutbestemt tidsintervall, og til å nytte det sporede signalet som et referansesignal, på hvilket den baserer sin.bestemmelse om alarmgiving. Skjønt en konvensjonell mikroprosessor blir anvendt, som fortrinnsvis er styrt ved hjelp av et enkelt software program skal det bemerkes at operasjonen kunne bli utført av funksjonelle ekvivalente kretser slike som en sampel og holdekrets i kombinasjon med en justerbar trimmekrets.
Et mer innviklet kretsdiagram av systemet på
fig. 1 er vist på fig. 4. En operasjonsforsterker Al blir nyttet som en astabil multivibrator og representerer klokke-oscillatoren 44 på fig. 1. Frekvensen til oscillatoren blir bestemt av verdiene til motstandene R16, R17, R18, R19 og kapasiteten Cl. En frekvens til oscillatoren på mindre enn rundt 100 Hz blir foretrukket. Konstantstrømkilden 40 og den optiske senderstyrekretsen 4 2 er representert av transistoren Ql i kombinasjon med motstandene R5 og R6. Det er viktig at transistoren Ql blir styrt med et lede- og ikke-ledeforhold på omtrent en. Viktigheten av denne ytelsessy-klusen blir tydelig innlysende av den typiske karakteristiske kurven til strømoverføringsforholdet kontra omgivelsestemperaturen for en LED. Hellingen til! kurven er trinn som indi-kerer at for enhver liten variasjon i omgivelsestemperaturen vil der bli en relativ stor forandring i strømoverførings-forholdet som ville, dersom tillatt, forårsake vesentlige variasjoner i lysutgangssignalstyrken. Det har blitt funnet at styringen av lyssenderen 18 i mellomrommet med et på-følgende likt forhold av på- og av-tid vil minimalisere for-
andringen i omgivelsetemperaturen.
Utgangen 45 til den optiske mottager 20 blir anvendt til toppdetektoren 4 6 på fig. 1 som omfatter operasjons-forsterkerne A2, A3 i kombinasjon med diodene CRl og CR2 og en ladekapasitet C2. Kapasiteten C2 lades til et likestrøms-nivå nær til gjennomsnitts-likestrømsnivået til signalet 45. Dioden CR2 forhindrer utladningen av kapasiteten C2 gjennom operasjonsforsterkeren A2. Tilbakekoplingssløyfen til motstanden R9 fra utgangen til operasjonsforsterkeren A3
til inngangen til operasjonsforsterkeren A2 minimaliserer driften på grunn av likestrøms-inngangsforspenningen til operasjonsforsterkeren A3. Dioden CRl kompenserer for lekkasjestrøm gjennom dioden CR2.
Utgangen 48 til toppdetektorkretsen 46 blir til-ført til substraksjonskretsen 50 på fig. 1 hvilket er vist på fig. 4 og som omfatter operasjonsforsterker A4 og en driftsspenningsjusteringskrets som omfatter motstanden Rl2 og den variable motstanden R14. Vcc er likestrøms-forsyn-ingsspenningen for systemet. Fraværet av blod i dialysatet 26 som passerer den optiske giverblokkenheten 22 vil frembringe et terskellyssignal som blir reflektert som et bak-grunns-likestrømssignal ved utgangen 48 til toppdetektoren 46. Systemet blir i begynnelsen justert ved å nulle ut bakgrunns-likestrømssignalet i substraksjonskretsen 52 ved å nytte en ekvivalent driftsspenning. Denne begynnelsesjust-eringen blir utført ved å justere den variable motstanden R14 inntil utgangssignalet 52 er null.
Utgangssignalet 52 blir tilført til forsterkeren A5 forbundet som en ikke-inverterer med en justerbar for-sterknings-innstilling utført med variabel motstand R15. Forsterkeren A5 er isolert av en operasjonsforsterker A6 forbundet i en ikke-inverterende utførelse. Operasjonsforsterkeren A6 representerer bufferen 56 på fig. 1. Utgangen 57 fra operasjonsforsterkeren A6 blir tilført til multiplekseren 57 ved porten Al. Multiplekseren 58 er - en konvensjonell anordning som er vanlig i handelen og representerer en en-polet elektronisk flerstillings bryter hvis posisjon er bestemt av et logisk nivå ved inngangen Sl. Porten A0 til multiplekseren blir forbundet til en manuelt justerbar bryter SWl som har et flertall av bryterstillinger a,b,c, som representerer forskjellige følsomhetsnivåer bestemt ved den valgte kombinasjonen av motstanden Ri, R2, R3 og R4 henholdsvis. Utgangen 59 til multiplekseren 58 blir forbundet til en konvensjonell analog/digital-omformer. Den analoge/digitale omformeren frembringer et åtte-bits digitalsignal 62 som til-svarer det analoge signalet 59. Det digitaliserte åtte-bits datåsignal 62 blir matet til den konvensjonelle mikroprosessoren 64.
I normal operasjon sporer mikroprosessoren inngangssignalet 62 etter at dialyseoperasjonen har startet,og ved slutten av en forutbestemt tid lagrer den i hukommelsen det inngangssignalet 62 som et referansejusteringssignal. Dersom blod skulle lekke gjennom dialysatorelementet 14 inn
i dialysekretsen 12, vil lys bli reflektert av røde blod-celler som går gjennom den optiske giverenheten,og forår-saker likestrømssignalet 48 til å forandre som vil frembringe en korresponderende forandring i de digitale data 62 til mikroprosessoren 64 som på sin side bestemmer hvilken forandring i signalutgangen er tilstrekkelig til å slå på alarmen basert på følsomhetsnivåstillingen valgt av pasienten.
Claims (10)
1. Fremgangsmåte for å detektere tilstedeværelsen av blod i dialysevæske-strømmen til en hemodialyse-enhet, karakterisert ved at den omfatter følgende trinn: sending av en smal lysstråle fra den ene side i en retning tilstøtende til den sentrale aksen til strømmen med en for-1 utbestemt tilstøtende vinkel relativt til en akse normalt på nevnte sentrale akse; plassering av en optisk mottager i et hovedsaklig felles plan med nevnte smale lysstråle og på samme side av nevnte strøm slik at den former og inkluderer refleksjonsvinkelen ved nevnte normale akse hovedsaklig lik nevnte tilstøtende vinkel; avbrytende nevnte sending av lys ved en relativt lav gjentagelseshastighet med forholdet mellom påtid og avtild hovedsaklig lik en; detektering av gjennomsnitts-likestrømsnivået til signalet mottatt av nevnte optiske mottager; og frembringende et alarmsignal når nevnte gjennomsnitts-like-strømsnivå overskrider et forutbestemt nivå.
2. Fremgangsmåte ifølge krav 1, karakterisert ved at nevnte forutbestemte tilstøtningsvinkel er omkring 55°.
3. Fremgangsmåte ifølge krav 2, karakterisert ved at den omfatter følgende trinn: substraksion av en forutbestemt likestrøms-driftsspenning fra nevnte gjennomsnitts-lik estrømsnivå; omforming av substraksjonssignalet i et digitalsignal; lagring av nevnte digitale signal som et digital-referansesignal med slutten av en første forutbestemte tidsperiode; .gjentagende sammenligning av nevnte digitale referansesignal til nevnte digitale signal følgende nevnte første forutbestemte tid; og frembringing av nevnte alarmsignal når nevnte digitale signal avviker fra digitalreferansen.
4. Fremgangsmåte ifølge krav 3, karakterisert ved at nevnte gjentagelses-verdi for avbryting av nevnte lyssending er under 100 Hz, fortrinnsvis nærmere 0Hz.
5. Fremgangsmåte ifølge krav 4, karakterisert ved at nevnte småle lysstråle har en stråledivergens på ikke mer enn.12°.
6. Apparat for å detektere tilstedeværelsen av blod i et rør gjennom hvilket en dyalysevæske strømmer for å tilveiebringe kunstig nyrehemodialysevæske ifølge krav 1, karakterisert ved at den omfatter: en optisk sender (18) anbragt på ene siden av nevnte rør (19) for å sende en smal lysstråle inn i nevnte dialysevæske ved en forutbestemt tilstøtningsvinkel (0) relativt til aksen (3 2) normalt på rørets akse (30) ; en optisk mottager (20) anbragt ved nevnte rør (19) på dens samme side som nevnte sender i hovedsaklig samme plan som senderen (18) og ved en forutbestemt refleksjonsvinkel (6) relativt til nevnte normale akse (32) for å motta reflektert lys fra nevnte.dialysevæske, hvor nevnte refleksjonsvinkel (6) er hovedsaklig lik nevnte forutbestemte til-støtende vinkel (0); anordning (44,40,4 2) for med mellomrom å sende likestrøms-pulser gjennom nevnte optiske sender (18) med en relativ lav frekvens med en pulsbredde som i det minste er til-nærmet lik varighet til tiden mellom pulsene; anordning (46) for å detektere utgangen av nevnte optiske mottager (20) ; anordning (50) for å frembringe et utgangslikestrøms-signal som reaksjon på gjennomsnitts-likestrømsnivået til nevnte detektor-utgang; og anordning som reagerer på nevnte utgangslikestrøms-signal (52) for å frembringe et utgangsalarmsignal når nevnte utgangslikestrøms-signal overskrider et forutbestemt nivå.
7. Apparat ifølge krav 6, karakterisert ved at nevnte forutbestemte tilstøtende vinkel (0) er ca. 55°.
8. Apparat ifølge krav 7,
karakterisert ved at nevnte anordning (44, 42,40) for å tilføre pulser av likestrøm med mellom -rom gjennom nevnte optiske sender (18) omfatter en oscillator (44) og anordninger (40) for å frembringe en konstant strøm i løpet av en forutbestemt del av hver oscilleringsperiode.
9. Apparat ifølge krav 8,
karakterisert ved at nevnte anordning (46) for å frembringe et likestrøms-utgangssignal omfatter en toppdetektor (46).
10. Apparat ifølge krav 9,
karakterisert ved at nevnte anordning for å frembringe et utgangsalarmsignal omfatter: en differanseforsterker som har en inngang forbundet med" nevnte utgangslikestrøms-signal (48) og en andre inngang forbundet med utgangen til en justerbar likestrøms-refer-ansekilde; anordning (60) for å omforme utgangen (52) til nevnte differanseforsterker til et digitalstyresignal (62); og mikrodatamaskinanordning for å spore nevnte digitalstyresignal for en første forutbestemt periode av tid, for å lagre nevnte digitalstyresignal som et digital-referansesignal ved slutten av den nevnte første tidsperiode og sammenligning av nevnté digitale referansesignal med nevnte digitale styresignal som følger nevnte første forutbestemte tidsperiode.
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US05/888,859 US4166961A (en) | 1978-03-22 | 1978-03-22 | Method and apparatus for detecting a blood leak in a hemodialysis system |
Publications (3)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
NO790957L NO790957L (no) | 1979-09-25 |
NO143691B true NO143691B (no) | 1980-12-22 |
NO143691C NO143691C (no) | 1981-04-01 |
Family
ID=25394047
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
NO790957A NO143691C (no) | 1978-03-22 | 1979-03-21 | Fremgangsmaate og apparat for paavisning av en blodlekkasje i en hemodialyse-enhet |
Country Status (11)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4166961A (no) |
EP (1) | EP0004599B1 (no) |
JP (1) | JPS54132393A (no) |
AT (1) | AT368392B (no) |
BR (1) | BR7901774A (no) |
CA (1) | CA1117788A (no) |
DE (1) | DE2960966D1 (no) |
DK (1) | DK115579A (no) |
ES (1) | ES478647A1 (no) |
FI (1) | FI790937A (no) |
NO (1) | NO143691C (no) |
Families Citing this family (21)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4280495A (en) * | 1978-11-24 | 1981-07-28 | Sarns, Inc. | Air emboli detection |
US4469398A (en) * | 1981-10-27 | 1984-09-04 | Oximetrix, Inc. | Optical connector for use during photometric analysis |
US4490134A (en) * | 1982-09-24 | 1984-12-25 | Extracorporeal Medical Specialties, Inc. | Dual phase blood flow system and method of operation |
DE3421176A1 (de) * | 1984-06-07 | 1985-12-19 | Sartorius GmbH, 3400 Göttingen | Vorrichtung zum akustischen nachweis von gasblasen in fluessigkeiten wie blut oder infusionsloesungen |
JPH0257239A (ja) * | 1988-08-23 | 1990-02-27 | Terumo Corp | 光センサ用プローブ |
US5591344A (en) * | 1995-02-13 | 1997-01-07 | Aksys, Ltd. | Hot water disinfection of dialysis machines, including the extracorporeal circuit thereof |
US7147615B2 (en) | 2001-06-22 | 2006-12-12 | Baxter International Inc. | Needle dislodgement detection |
US7052480B2 (en) | 2002-04-10 | 2006-05-30 | Baxter International Inc. | Access disconnection systems and methods |
US10155082B2 (en) * | 2002-04-10 | 2018-12-18 | Baxter International Inc. | Enhanced signal detection for access disconnection systems |
US7138088B2 (en) * | 2002-04-10 | 2006-11-21 | Baxter International Inc. | Access disconnection system and methods |
US7022098B2 (en) | 2002-04-10 | 2006-04-04 | Baxter International Inc. | Access disconnection systems and methods |
US20040254513A1 (en) | 2002-04-10 | 2004-12-16 | Sherwin Shang | Conductive polymer materials and applications thereof including monitoring and providing effective therapy |
US8029454B2 (en) | 2003-11-05 | 2011-10-04 | Baxter International Inc. | High convection home hemodialysis/hemofiltration and sorbent system |
US7744553B2 (en) | 2003-12-16 | 2010-06-29 | Baxter International Inc. | Medical fluid therapy flow control systems and methods |
EP2160212B1 (en) * | 2007-05-29 | 2016-08-31 | Fresenius Medical Care Holdings, Inc. | Solutions, dialysates, and related methods |
US8114043B2 (en) | 2008-07-25 | 2012-02-14 | Baxter International Inc. | Electromagnetic induction access disconnect sensor |
DE102009036044A1 (de) * | 2009-08-04 | 2011-02-10 | Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh | Vorrichtung und Verfahren zur Erkennung von Blut oder Blutbestandteilen im Flüssigkeitssystem einer Vorrichtung zur extrakorporalen Blutbehandlung |
GB201018417D0 (en) * | 2010-11-01 | 2010-12-15 | Gas Sensing Solutions Ltd | Apparatus and method for generating light pulses from LEDs in optical absorption gas sensors |
DE102014011695A1 (de) * | 2014-08-07 | 2016-02-11 | Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh | Blutbehandlungsvorrichtung mit einer Funktionseinheit zur Durchführung der Blutbehandlung und Verfahren zur Überprüfung der Funktionsfähigkeit und/oder des Betriebszustandes der Funktionseinheit |
CN111141468B (zh) * | 2018-11-02 | 2022-05-17 | 健帆生物科技集团股份有限公司 | 漏血检测装置及其检测电路、漏血检测方法 |
US11504657B2 (en) * | 2019-03-27 | 2022-11-22 | Haier Us Appliance Solutions, Inc. | Leak detection assembly for use with a filter assembly for a refrigerator appliance |
Family Cites Families (10)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US3352779A (en) * | 1965-10-23 | 1967-11-14 | Sweden Freezer Mfg Co | Hemodialysis system |
DE1936120A1 (de) * | 1969-07-16 | 1971-01-28 | Funke Hermann Dietrich | Sensor eines Blutdetektors |
BE756841A (fr) * | 1969-10-10 | 1971-03-01 | Commissariat Energie Atomique | Detecteur de fuite de sang pour rein artificiel |
IT943410B (it) * | 1971-06-30 | 1973-04-02 | Sorin Spa | Dispositivo utilizzabile nell emo dialisi per la misura di perdite ematiche della soluzione elettrolitica |
US3809241A (en) * | 1973-02-23 | 1974-05-07 | Electro Sys Eng Inc | Self-container kidney dialysis apparatus |
US3900396A (en) * | 1974-03-22 | 1975-08-19 | Baxter Laboratories Inc | Blood leak detector |
JPS5911864B2 (ja) * | 1975-07-14 | 1984-03-19 | 武田薬品工業株式会社 | 漏血検知装置 |
US4038982A (en) * | 1975-12-03 | 1977-08-02 | Burron Medical Products, Inc. | Electrically controlled intravenous infusion set |
DE2611383C2 (de) * | 1976-03-18 | 1985-01-31 | Salvia Regel- Und Medizintechnik Gmbh, 6231 Schwalbach | Verfahren zum Nachweis des Blutübertritts in eine Spülflüssigkeit bei der Hämodialyse und Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens |
CA1119971A (en) * | 1976-09-07 | 1982-03-16 | James T. Hutchisson | Hemodialysis system with modular dialysate manifold assembly |
-
1978
- 1978-03-22 US US05/888,859 patent/US4166961A/en not_active Expired - Lifetime
-
1979
- 1979-03-15 ES ES478647A patent/ES478647A1/es not_active Expired
- 1979-03-20 FI FI790937A patent/FI790937A/fi not_active Application Discontinuation
- 1979-03-20 AT AT0207879A patent/AT368392B/de not_active IP Right Cessation
- 1979-03-20 JP JP3183579A patent/JPS54132393A/ja active Pending
- 1979-03-21 NO NO790957A patent/NO143691C/no unknown
- 1979-03-21 CA CA000323902A patent/CA1117788A/en not_active Expired
- 1979-03-21 DK DK115579A patent/DK115579A/da not_active Application Discontinuation
- 1979-03-22 DE DE7979100862T patent/DE2960966D1/de not_active Expired
- 1979-03-22 EP EP79100862A patent/EP0004599B1/de not_active Expired
- 1979-03-22 BR BR7901774A patent/BR7901774A/pt unknown
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
EP0004599A1 (de) | 1979-10-17 |
FI790937A (fi) | 1979-09-23 |
US4166961A (en) | 1979-09-04 |
ES478647A1 (es) | 1979-11-16 |
BR7901774A (pt) | 1979-11-20 |
CA1117788A (en) | 1982-02-09 |
AT368392B (de) | 1982-10-11 |
JPS54132393A (en) | 1979-10-15 |
ATA207879A (de) | 1982-02-15 |
EP0004599B1 (de) | 1981-10-14 |
NO143691C (no) | 1981-04-01 |
NO790957L (no) | 1979-09-25 |
DE2960966D1 (en) | 1981-12-24 |
DK115579A (da) | 1979-09-23 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
NO143691B (no) | Fremgangsmaate og apparat for paavisning av en blodlekkasje i en hemodialyse-enhet | |
US3935876A (en) | Air leak detector | |
US20200164132A1 (en) | Fluid flow rate measuring and gas bubble detecting apparatus | |
US8091407B2 (en) | Method and device for monitoring a flow of liquid for the presence of air by means of ultrasound | |
US4153554A (en) | Apparatus for use in artificial kidney system | |
US7381195B2 (en) | Hematocrit sensor | |
US4068521A (en) | Ultrasonic air and blood foam detector | |
KR100857291B1 (ko) | 혈액투석여과 전달 모듈을 위한 방법 및 장치 | |
AU2010338448B2 (en) | System and method for monitoring the presence of blood | |
SE8601354D0 (sv) | Detektorsystem for kontroll ava en till en monitor kopplingsbar vetskeslang | |
JPS61143074A (ja) | 血液透析装置 | |
FR2704432A1 (fr) | Dispositif d'injection de liquide dans un circuit extracorporel de sang. | |
US8182691B2 (en) | Apparatus for extracorporeal blood treatment with a device for checking a sterile filter, and method of checking a sterile filter of an extracorporeal blood treatment apparatus | |
JP2516928B2 (ja) | 透析装置 | |
US4334988A (en) | Control of dialysis and ultrafiltration | |
CN108853622A (zh) | 一种血液透析故障检测报警装置 | |
EP0446605B1 (en) | System for detecting the passage of air bubbles in the drip attachment of a dialysis unit | |
JPH09149935A (ja) | 透析装置の除水量監視装置 | |
ITMI20090926A1 (it) | Apparato e metodo per misure spettrofotometriche di parametri del sangue. | |
US3763376A (en) | Detector device for haemodialysis unit | |
GB2005561A (en) | Haemodialysis apparatus | |
JPS63302860A (ja) | 血液浄化装置 | |
WO2021054048A1 (ja) | 血液浄化装置 | |
JPH0113384B2 (no) | ||
KR20180070655A (ko) | 압력 기반 혈병 검출을 위한 장치, 시스템 및 방법 |