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Die
vorliegende Erfindung betrifft allgemein Vorrichtungen, die ein
Fluid messen und Fluidvolumina messen. Insbesondere betrifft die
vorliegende Erfindung Sensoren, die Fluidvolumina, vorzugsweise medizinischer
Fluide, wie z. B. Fluide, die während der
Dialysetherapie verwendet werden, messen.
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Aufgrund
einer Erkrankung, eines Insults oder anderer Ursachen kann das Nierensystem
einer Person versagen. Bei einem Nierenversagen mit jedweder Ursache
gibt es mehrere physiologische Störungen. Bei einem Nierenversagen
ist das Gleichgewicht von Wasser, Mineralien und des Ausscheidens der
täglichen
metabolischen Substanzen nicht länger möglich. Während des
Nierenversagens können
sich toxische Endprodukte des Stickstoffmetabolismus (Harnstoff,
Kreatinin, Harnsäure
und andere) im Blut und in Geweben ansammeln.
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Ein
Nierenversagen und eine verminderte Nierenfunktion wurden mit einer
Dialyse behandelt. Die Dialyse entfernt Abfallstoffe, Toxine und überschüssiges Wasser
aus dem Körper,
die ansonsten durch normal arbeitende Nieren entfernt worden wären. Die
Dialysebehandlung zum Ersetzen von Nierenfunktionen ist für viele
Personen kritisch, da die Behandlung lebensrettend ist. Eine Person,
die an Nierenversagen leidet, könnte
ohne den Ersatz zumindest der Filtrationsfunktionen der Nieren nicht weiterleben.
Die Hämodialyse
und die Peritonealdialyse sind zwei Arten von Dialysetherapien,
die gebräuchlich
zur Behandlung eines Verlusts der Nierenfunktion verwendet werden.
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Die
Peritonealdialyse nutzt eine Dialyselösung oder ein Dialysat, das
in die Peritonealhöhle
eines Patienten infundiert wird. Das Dialysat kontaktiert die Peritonealmembran
in der Peritonealhöhle. Abfallstoffe,
Toxine und überschüssiges Wasser
treten von dem Blutstrom des Patienten durch die Peritonealmembran
hindurch und in das Dialysat ein. Der Übergang der Abfallstoffe, der
Toxine und des Wassers von dem Blutstrom in das Dialysat findet
mittels Diffusion und Osmose statt, da über der Peritonealmembran ein
osmotischer Gradient vorliegt. Das verbrauchte Dialysat wird aus
der Peritonealhöhle
des Patienten entfernt, um die Abfallstoffe, die Toxine und das
Wasser aus dem Patienten zu entfernen. Neues Dialysat ersetzt das
verbrauchte Dialysat und der Vorgang wiederholt sich.
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Während der
Dialysetherapie umfasst ein Dialysefluidaustausch im Allgemeinen
das Entfernen von verbrauchtem Dialysefluid aus der Peritonealhöhle und
das Füllen
der Peritonealhöhle
mit frischem Dialysat. Das Verfolgen der Mengen oder Volumina der
Dialyselösung,
die aus der Peritonealhöhle
entfernt und dieser zugeführt
wird, ist für
eine korrekte Dialysetherapie wichtig. Eine typische Menge einer
Dialysatlösung,
die während
eines Austauschs aus der Peritonealhöhle eines Erwachsenen entfernt und
dieser zugeführt
wird, kann etwa zwei bis drei Liter betragen. Der Dialysefluidaustausch
wurde manuell, üblicherweise
durch den Patienten, oder automatisch durch eine automatisierte
Dialysemaschine durchgeführt.
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Ein
manuell durchgeführter
Dialysataustausch erfordert, dass der Patient oder eine andere Person,
die den Austausch durchführt,
die korrekte Menge an Fluid aus der Peritonealhöhle entfernt und die korrekte
neue Fluidmenge der Peritonealhöhle manuell
zuführt.
Fehler bei der Menge des ausgetauschten Fluids können auftreten, wenn die Fluidaustauschvorgänge manuell
durchgeführt
werden. Wenn es erwünscht
ist, die kumulative Menge des Fluids, die bei mehreren Austauschvorgängen verwendet
wird, zu kennen, muss das kumulative Gesamtfluid manuell verfolgt
werden.
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Es
gibt sogenannte Durchfluss-Peritonealdialyse(„CFPD")-Systeme, bei denen davon ausgegangen
wird, dass sie eine kontinuierliche Dialysatströmung bereitstellen. In diesen
Systemen sammelt sich „verbrauchtes" Dialysat (mit Abfallstoffen
beladenes Dialysat) von dem Patienten in einem Ablaufbeutel, der
entsorgt wird, oder der in einen Haushaltsausguss oder in einen
anderen Ablauf abläuft. Ein
Patient füllt
die Peritonealhöhle
in einer Behandlung typischerweise mit bis zu drei Litern Dialysat.
Als Folge davon erfordern bekannte CFPD-Dialysebehandlungen eine große Menge
an frischem Dialysat, die verfolgt oder berechnet werden muss.
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Automatisierte
Dialysemaschinen nutzen eine oder mehrere Fluidpumpe(n) zur Durchführung der
Dialysataustauschvorgänge,
d. h. die Pumpe pumpt verbrauchtes Dialysatfluid während des
Entfernungsmodus aus der Peritonealhöhle heraus und pumpt Dialysat
während
des Füllmodus
in die Höhle. Bekannte
automatisierte Dialysemaschinen haben die Menge an Fluid, die während eines
Austauschs entfernt und eingefüllt
worden ist, gemessen und gesteuert. Ein automatisiertes Peritonealdialyse(„ADP")-System nutzt eine
Referenzkammer und das Boyle'sche
Gesetz, um das Volumen des gepumpten Fluids zu bestimmen.
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Ein
weiteres bekanntes Verfahren zum Messen des Volumens eines Fluids,
das während
der Dialysebehandlung verwendet wird, ist das Abwiegen des Fluids
mit einer Waage. Bei der Vorbereitung des Füllens der Peritonealhöhle wird
ein Dialysatbeutel auf einer Waage ange ordnet und das Gewicht wird notiert.
Nachdem das Fluid aus dem Beutel entfernt (der Peritonealhöhle zugeführt) worden
ist, wird das Gewicht des restlichen Fluids in dem Beutel ermittelt und
notiert. Das Volumen des Fluids, das dem Patienten zugeführt worden
ist, kann aus dem verminderten Gewicht des Fluidbeutels bestimmt
werden. Entsprechend wird während
des Entfernens bei dem Patienten eine Gewichtszunahme des Fluidbeutels
zur Bestimmung des Volumens an Fluid verwendet, das aus der Peritonealhöhle entfernt
worden ist. Das Wiegen des Fluids zur Bestimmung des Fluidvolumens erfordert
eine Waage und einen Beutel oder einen anderen Behälter, der
auf der Waage angeordnet werden muss.
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Ein
weiteres Verfahren zum Messen des Volumens eines Fluids, das mit
einer Pumpe gepumpt wird, besteht einfach darin, dass das Volumen
der Pumpenkammer bekannt ist und angenommen wird, dass sich die
Kammer bei jedem Pumpenhub vollständig füllt. Das Volumen des gepumpten
Fluids wird durch Zählen
der Anzahl der Pumpenhübe
und Multiplizieren der Anzahl mit dem Volumen der Pumpenkammer bestimmt.
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Es
ist jedoch häufig
der Fall, dass sich die Pumpenkammer nicht vollständig mit
Fluid füllt.
Beispielsweise kann Luft in der Pumpenkammer vorliegen oder die
Pumpe kann einfach einen vollständigen
Hub nicht abschließen.
Demgemäß kann die Messung
der Menge an gepumptem Fluid ungenau sein, wobei z. B. tatsächlich weniger
Fluid gepumpt werden kann, als es der berechneten Menge entspricht.
Diese Nachteile können
bei vielen Pumpenhüben
ausgeprägter
werden, wie z. B. wenn eine kleinere Pumpe zahlreiche Pumpenhübe erfordert,
um die Peritonealhöhle
zu füllen
oder zu leeren.
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Die
Genauigkeit des Messens des gepumpten Fluidvolumens kann schwieriger
werden, wenn die Größe der Pumpenkammer
gering ist und die Pumpe mit vielen Pumpenhüben betrieben wird. Beispielsweise
müssen
bestimmte Dialysesysteme mit einer Pumpe mit einem Innenvolumen
von etwa 10 bis 15 ml zwei bis drei Liter Dialysat in die Peritonealhöhle pumpen.
Zahlreiche Pumpenhübe,
wie z. B. etwa zweihundert Hübe
einer vollständig
gefüllten Pumpenkammer,
sind erforderlich, um die zwei bis drei Liter Dialysat zu pumpen.
Wenn die Pumpenkammer nicht bei jedem Pumpenhub genau und einheitlich
mit Dialysat gefüllt
wird oder dieses nicht genau entleert wird, kann die Gesamtmenge
an Dialysat, die mit der Gesamtzahl von Pumpenhüben gepumpt wird, ungenau gemessen
werden.
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Demgemäß besteht
ein Bedarf für
Vorrichtungen, die das gepumpte Fluidvolumen genau messen können.
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DE 2017112 beschreibt ein
Peritonealdialyse-Überwachungssystem,
bei dem ein Resonanz-Hochfrequenzschwingkreis
oder ein lichtelektrischer Schaltkreis eingesetzt wird, um die Gegenwart von
Luftblasen in einer Fluidleitung zu erfassen.
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US 5,135,485 beschreibt
ein Fluidfüllstandssystem
des Kapazitättyps,
in dem leitende Kondensatorplatten auf einer Oberfläche eines
Fluidbehälters
ausgebildet sind.
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US 6,210,368 beschreibt
eine Arzneistoffabgabevorrichtung, die einen Arzneistoffbehälter in
der Form eines Metallbalgens innerhalb eines Gehäuses umfasst. Wenn sich der
Balgen zusammenzieht, erfasst die Vorrichtung eine Änderung
der Kapazität zwischen
einem Teil des Gehäuses
und des Metallbalgens.
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Zusammenfassung der Erfindung
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Erfindungsgemäß wird eine
Vorrichtung zum Bereitstellen bzw. Fördern eines medizinischen Fluids
an einen Patienten gemäß Anspruch
1 und ein Verfahren zum Messen eines Volumens eines medizinischen
Fluids, welches durch eine Fluidpumpe gepumpt wird, gemäß Anspruch
49 bereitgestellt.
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Die
vorliegende Erfindung betrifft allgemein neue Fluidsensoren und
Fluidvolumenmessvorrichtungen. Die Sensoren und Messvorrichtungen
sind nicht-invasiv und stellen neue Verfahren des Erfassens und
Messens von Volumina medizinischer Fluide bereit. Die Sensoren oder
Messvorrichtungen können
in vielen Arten von medizinischen Vorgängen verwendet werden und sind
besonders für
eine Dialyse geeignet, wie z. B. eine Hämodialyse und eine Peritonealdialyse,
einschließlich
eine Durchfluss-Peritonealdialyse.
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Zu
diesem Zweck wird in einer Ausführungsform
der Erfindung eine Vorrichtung zum Messen eines Volumens eines medizinischen
Fluids bereitgestellt. Die Vorrichtung umfasst eine Mehrzahl von Kondensatorplatten
mit einem festgelegten Abstand. In einer Ausführungsform bilden die Kondensatorplatten
mindestens ein gegenüber
liegendes Paar. Ein medizinisches Fluid-Behälter ist zwischen dem Paar
von Kondensatorplatten angeordnet. Ein Schaltkreis ist elektrisch
mit dem Paar von Kondensatorplatten verbunden. Der Schaltkreis weist
eine Ausgabe auf, die das Volumen des medizinischen Fluids anzeigt,
wenn sich das Fluid in dem Fluidbehälter befindet.
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Der
medizinisches Fluid-Behälter
umfasst ferner eine Pumpenkammer mit mindestens einer Fluidöffnung.
Die Pumpenkammer ist zwischen dem Paar von Kondensatorplatten angeordnet.
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In
einer Ausführungsform
umfasst die Pumpenkammer ferner mindestens eine flexible Membranwand,
die beweglich ist, um medizinisches Fluid zu pumpen.
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In
einer Ausführungsform
umfasst die Vorrichtung auch einen Pumpenkolben oder arbeitet damit
in einer fluidpumpenden Beziehung relativ zu der Pumpenkammer. Eine
der Kondensatorplatten des Paars bewegt sich mit dem Pumpenkolben.
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In
einer Ausführungsform
umfasst der medizinisches Fluid-Behälter ferner erste und zweite
flexible Membranwände.
Mindestens eine der ersten und zweiten Membranwände ist beweglich, um ein Volumen
innerhalb des Behälters
zu verändern.
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In
einer Ausführungsform
umfasst der medizinisches Fluid-Behälter ferner einen Teil eines
Einweg-Dialysefluidströmungswegs,
der mit einer Dialysemaschine verwendet werden kann.
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In
einer Ausführungsform
können
die Kondensatorplatten eine planare oder eine nicht-planare Form oder
eine Kombination von beidem aufweisen. Die Form kann im Wesentlichen
mit derjenigen des Behälters,
wenn dieser gefüllt
ist, und/oder mit derjenigen eines Teils einer Pumpenkammer identisch sein.
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In
einer Ausführungsform
kann der Schaltkreis ferner eine Masse-Verbindung zu einer Kondensatorplatte
des Paars und einen Spannungssensor aufweisen, der mit der anderen
Kondensatorplatte des Paars verbunden ist.
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In
einer Ausführungsform
umfasst die Vorrichtung eine Schutzeinrichtung, die mindestens einen
Teil eines Signals von den Kondensatorplatten elektrisch schützt.
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In
einer Ausführungsform
umfasst die Vorrichtung eine Spannungsquelle, welche die Erzeugung
einer Spannung proportional zu der Kapazität zwischen den Platten ermöglicht.
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In
einer weiteren Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung wird ein System zum Messen eines Volumens
eines Fluids zu oder von einem Patienten bereitgestellt. Das System
umfasst einen Fluidbehälter,
der fluidal mit einem Patienten verbunden werden kann. Erste und
zweite Kondensatorplatten sind bereitgestellt, zwischen denen ein
variables Dielektrikum abhängig
von einer Menge des Fluids in dem Fluidbehälter erzeugt wird. Ein elektrischer Schaltkreis
ist mit den Kondensatorplatten verbunden. Der Schaltkreis gibt ein
Signal auf der Basis des variablen Dielektrikums aus. Das Signal
zeigt das Volumen des Fluids in dem Fluidbehälter.
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In
einer Ausführungsform
wird der Fluidbehälter
innerhalb einer Fluidpumpenkammer betrieben.
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In
einer Ausführungsform
ist der Fluidbehälter
zwischen den ersten und zweiten Kondensatorplatten angeordnet.
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In
einer Ausführungsform
umfasst das System einen Pumpenkolben. Eine der ersten und der zweiten
Kondensatorplatten definiert eine Öffnung, die es einem Teil des
Kolbens ermöglicht,
sich außerhalb
der Platte zu erstrecken.
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In
einer Ausführungsform
umfasst das System einen Pumpenkolben und eine der ersten und zweiten
Kondensatorplatten ist ein Teil des Pumpenkolbens.
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In
einer Ausführungsform
umfasst das System ein Verdrängungsfluid,
das den Fluidbehälter ausdehnt
und zusammenzieht, um das Fluid in und aus dem Behälter einzufüllen und
auszuleeren.
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In
einer Ausführungsform
bewegt sich die Kondensatorplatte effektiv mit dem sich ausdehnenden
Fluid innerhalb des Behälters.
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In
einer Ausführungsform
weist der Fluidbehälter
ein variables Volumen auf und kann gegen eine Pumpenkammer gezogen
werden, die angepasst ist, in dem Behälter ein Vakuum zu ziehen.
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In
einer Ausführungsform
ist mindestens eine der ersten und zweiten Kondensatorplatten bewegbar
und wie der Behälter
geformt, wenn der Behälter
gefüllt
ist. Die Kondensatorplatten können auch
wie ein Pumpengehäuse
geformt sein.
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In
einer Ausführungsform
umfasst der Fluidbehälter
eine entsorgbare Kassette. Mindestens eine Wand der Kassette umfasst
eine flexible Membran.
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In
einer Ausführungsform
umfasst das System einen Prozessor oder eine Steuereinrichtung, der
bzw. die ein Volumen des Fluids von dem Signal, das durch den elektrischen
Schaltkreis ausgegeben wird, bestimmt.
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In
einer Ausführungsform
umfasst das System eine Steuereinrichtung, die ein kumulatives Fluidvolumen
von einer Vielzahl von Einzelvolumina von Fluid in dem Fluidbehälter bestimmt.
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In
einer weiteren Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung wird ein System zum Messen eines Volumens
eines Fluids, das für
einen Patienten bereitgestellt oder von einem Patienten entfernt
werden soll, bereitgestellt. Das System umfasst einen Fluidbehälter, der
fluidal mit einem Patienten verbunden werden kann. Erste und zweite
Kondensatorplatten sind bereitgestellt. Ein elektrischer Schaltkreis
ist mit den Kondensatorplatten verbunden. Der Schaltkreis gibt ein
Signal auf der Basis eines variablen Dielektrikums zwischen den
Platten aus. Das Signal kann auch auf einem sich ändernden
Abstand von einer oder beiden der Platten und einer sich ändernden Oberfläche von
einer oder beiden der Platten basieren. Das Signal gibt das Volumen
des Fluids in dem Fluidbehälter
an.
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In
einer Ausführungsform
weist mindestens eine der Kondensatorplatten eine variierende Oberfläche auf.
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In
einer Ausführungsform
wird das Signal, das durch den elektrischen Schaltkreis ausgegeben wird,
durch eine Spannung elektrisch geschützt, die das Signal verfolgt,
wobei die Spannung an eine Schutzeinrichtung angelegt wird, die
das Signal abschirmt.
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Darüber hinaus
wird in einer anderen Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ein Dialysesystem bereitgestellt. Das
System umfasst einen Fluidströmungsweg.
Ein Fluidbehälter
ist fluidal mit dem Fluidströmungsweg
verbunden. Ein Kapazitätssensor
ist relativ zu dem Fluidbehälter
angeordnet. Der Kapazitätssensor
kann ein Fluidvolumen in dem Behälter
messen.
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In
einer Ausführungsform
nutzt der Kapazitätssensor
eine gepulste Spannung und misst das Ausmaß der Spannung, die sich während des
Pulses aufbaut.
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In
einer Ausführungsform
ist der Fluidbehälter
ein Teil eines entsorgbaren Sets für eine Dialysetherapie.
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In
einer anderen Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren zum Messen eines Volumens
eines medizinischen Fluids, das durch eine Fluidpumpe gepumpt wird,
bereitgestellt. Das Verfahren umfasst das Bereitstellen eines Fluidbehälters zwischen
einer Vielzahl von Kondensatorplatten und das Messen eines ersten
Zustands des Fluidbehälters
mit den Kondensatorplatten, wenn der medizinisches Fluid-Behälter im
Wesentlichen leer von Fluid ist. Als nächstes wird das medizinische
Fluid in dem Fluidbehälter
bereitgestellt. Dann wird ein zweiter Zustand des Fluidbehälters mit
den Kondensatorplatten gemessen, wenn der Fluidbehälter im Wesentlichen
voll von medizinischem Fluid ist. Ferner wird ein Volumen des medizinischen
Fluids in dem Fluidbehälter
basierend auf dem durch die Kondensatorplatten gemessenen ersten
und zweiten Zustand bestimmt.
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In
einer Ausführungsform
umfasst das Verfahren ferner das im Wesentlichen Leeren des Fluidbehälters von
Fluid, das Bereitstellen von zusätzlichem
medizinischen Fluid in dem Behälter,
das Messen eines weiteren zweiten Zustands und das Bestimmen eines
weiteren Volumens des medizinischen Fluids.
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In
einer Ausführungsform
umfasst das Verfahren das kontinuierliche Messen des Zustands des Fluidbehälters, während das
Fluid in den Behälter eintritt.
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In
einer Ausführungsform
umfasst das Verfahren das Bestimmen eines Gesamtvolumens an Fluid
aus einer Vielzahl von Volumina von medizinischem Fluid, die in
dem Behälter
bereitgestellt werden.
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In
einer Ausführungsform
umfasst das Verfahren das Anordnen der Kondensatorplatten an entgegengesetzten
Seiten einer Pumpenkammer.
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Es
ist hier auch ein Verfahren zum Bereitstellen einer Dialyse für einen
Patienten, der einer solchen bedarf, beschrieben. Das Verfahren
umfasst das Messen eines Volumens an Dialysefluid mit einem Kapazitätssensor
und das Leiten des Volumens des Dialysefluids in einen Teil eines
Patienten.
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Der
Teil kann eine Peritonealhöhle
des Patienten umfassen.
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Das
Verfahren kann das Infundieren des gemessenen Fluidvolumens in einen
schlafenden Patienten umfassen.
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Das
Verfahren kann das Infundieren des gemessenen Fluids in den Patienten
in der Nacht umfassen.
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Es
ist hier auch ein Verfahren zum Bereitstellen einer Durchfluss-Peritonealdialyse
für einen
Patienten beschrieben. Das Verfahren umfasst das Leiten eines Volumens
eines Dialysefluids durch ein Paar von Kondensatorplatten zum Messen
des Volumens, das Drücken
des Fluidvolumens in einen Teil eines Patienten und das Umwälzen des
Fluidvolumens von dem Patienten, um das Fluid zu reinigen.
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Der
Schritt des Leitens des Fluidvolumens durch das Paar von Kondensatorplatten
und des Drückens
des Fluidvolumens in den Teil des Patienten kann gleichzeitig an
einer Fluidpumpe stattfinden.
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Ferner
wird in einer weiteren Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ein Verfahren zum Betreiben eines Systems,
das ein medizinisches Fluid verdrängt, bereitgestellt. Das Verfahren
umfasst das Bewegen des medizinischen Fluids von einer ersten Stelle
zu einer zweiten Stelle und das Messen eines Volumens des bewegten
Fluids durch einen Kapazitätssensor.
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Es
ist hier auch ein Verfahren beschrieben, das den Schritt des Abgebens
des medizinischen Fluids an einen Patienten umfasst.
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Das
Verfahren kann das Steuern einer Menge des an den Patienten bereitgestellten
medizinischen Fluids durch Messen des Volumens des Fluids mit dem
Kapazitätssensor
umfassen.
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Das
Verfahren kann das visuelle Anzeigen der bewegten Menge oder der
gepumpten Menge für einen
Patienten oder einen Bediener umfassen.
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Es
ist daher ein Vorteil der vorliegenden Erfindung, dass ein verbessertes
Volumenmesssystem für
ein medizinisches Fluid bereitgestellt wird.
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Ein
Vorteil der vorliegenden Erfindung ist die Bereitstellung eines
verbesserten Systems zur Bereitstellung einer Dialysebehandlung.
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Ein
weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung ist die Bereitstellung
von Volumenmesssystemen zur Verwendung in einer Durchfluss-Peritonealdialysebehandlung.
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Ein
weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung ist die Bereitstellung
verbesserter Verfahren zur Messung von Volumina eines medizinischen
Fluids.
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Ein
weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung ist die Bereitstellung
einer nicht-invasiven Fluidvolumenmessung.
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Ein
weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung ist die Bereitstellung
einer Kapazitätsfluidmessung
und von Fluidvolumenmessvorrichtungen und -verfahren.
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Ein
weiterer Vorteil der Erfindung ist die Bereitstellung einer genauen
Fluidvolumenmessung für eine
Fluidpumpe über
zahlreiche Pumpenhübe.
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Ein
weiterer Vorteil der Erfindung ist die Bereitstellung einer genauen
Fluidvolumenmessung für eine
Fluidpumpe, wenn die Pumpenkammer nicht vollständig mit Fluid gefüllt oder
von Fluid entleert ist.
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Hier
sind auch verbesserte Verfahren zur Bereitstellung einer Dialyse
beschrieben.
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Ein
weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung ist die Bereitstellung
eines proportionalen Fluidvolumenmesssystems, das eine proportionale
Ausgabe bereitstellt, wodurch partielle Gesamtvolumenmessungen erhalten
werden können.
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Zusätzliche
Merkmale und Vorteile der vorliegenden Erfindung sind in der folgenden
detaillierten Beschreibung der Erfindung und den Figuren beschrieben
und gehen daraus hervor.
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Kurze Beschreibung der Figuren
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1A, 1B und 1C sind
schematische Diagramme, die einen Fluidvolumensensor der vorliegenden
Erfindung zeigen, der verschiedene Fluidvolumina aufweist.
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2 ist
ein schematisches Diagramm, das eine Ausführungsform eines Kapazitätssensor-Schaltkreises der
vorliegenden Erfindung veranschaulicht.
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3 ist
eine Schnittansicht eines Fluidvolumensensors gemäß einer
weiteren Ausführungsform der
vorliegenden Erfindung, bei welcher der Sensor in einer Kombination
mit einer pneumatisch oder hydraulisch angetriebenen Pumpe angeordnet
ist.
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4A und 4B sind
Schnittansichten eines Fluidvolumensensors gemäß einer weiteren Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung, bei welcher der Sensor in einer Kombination
mit einer mechanisch angetriebenen Pumpe angeordnet ist.
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5 ist
eine Schnittansicht einer Mehrzahl von zusammenwirkenden Fluidvolumensensoren
gemäß einer
weiteren Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung, bei der jeder Sensor in einer Kombination
mit einer mechanisch angetriebenen Pumpe angeordnet ist.
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6 ist
eine perspektivische Ansicht einer Ausführungsform eines Kapazitätsbechers
der vorliegenden Erfindung.
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Detaillierte Beschreibung
der Erfindung
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Die
vorliegende Erfindung stellt Volumensensoren für ein medizinisches Fluid,
Systeme zur Durchführung
medizinischer Behandlungen unter Verwendung der Volumensensoren
für ein
medizinisches Fluid und damit zusammenhängende Verfahren bereit. Die
vorliegende Erfindung stellt insbesondere Fluidvolumensensoren,
-systeme und -verfahren bereit, die für eine Peritonealdialysebehandlung und
mit Peritonealdialysesystemen verwendet werden können. Ein solches Peritonealdialysesystem
ist ein Durchfluss-Peritonealdialysesystem, das kontinuierlich und
gleichzeitig ein Dialysat zu und von einer Peritonealhöhle eines
Patienten infundiert und entfernt. Das Peritonealdialysesystem und
folglich die vorliegende Erfindung kann z. B. mit einem Doppellumenkatheter,
der in die Peritonealhöhle
implantiert ist, oder einem anderen Mehrfachlumen-Patientenzugang
verbunden werden.
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Es
sollte jedoch beachtet werden, dass die vorliegende Erfindung für verschiedene
medizinische Behandlungen sowie für verschiedene Dialysesysteme
und -verfahren verwendet werden kann. Beispielsweise kann die vorliegende
Erfindung in der Hämodialyse
verwendet werden. Entsprechend können
die Prinzipien und Verfahren der vorliegenden Erfindung auch zum
Messen von medizinischen Fluiden in nicht-Dialyseanwendungen verwendet
werden.
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Die
vorliegende Erfindung kann das Fluidvolumen messen, das für einen
Patienten bereitgestellt oder von diesem entfernt wird. Die Fluidvolumenerfassungs-
und -messvorrichtung und das Verfahren der vorliegenden Erfindung
sind ein nicht-invasives Messsystem. D. h., die vorliegende Erfindung
kann das Volumen eines Fluids ohne Kontaktieren oder ein Ausdehnen
in das Fluid messen. Das System nutzt Kapazitätsmesstechniken zum Bestimmen
des Volumens eines Fluids innerhalb einer Kammer.
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Wenn
sich das Fluidvolumen ändert, ändert sich
eine gemessene Spannung, die proportional zur Kapazitätsänderung
ist. Daher kann der Sensor bestimmen, ob die Kammer z. B. leer,
zu einem Achtel voll, zu einem Viertel voll, halbvoll, voll ist
oder in irgendeinem anderen Füllungsprozentsatz
vorliegt. Jede dieser Messungen kann genau durchgeführt werden,
wie z. B. mindestens in der Größenordnung der
Genauigkeit, die mit bekannten gravimetrischen Waagen oder Druck/Volumen-Messungen
erreicht wird. Die vorliegende Erfindung ist jedoch einfacher, nicht-invasiv,
billig und erfordert nicht, dass der medizinische Vorgang ein Chargenvorgang
ist.
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Eine
Fluidvolumensensor- oder -messvorrichtung 10 ist schematisch
in den 1A, 1B und 1C gezeigt.
Die 1A zeigt den Sensor 10, der nahezu keine
Fluidmenge 12 in einem Fluidbehälter 14 aufweist.
Der Behälter 14 ist
in einer Ausführungsform
aus Kunststoff oder einem anderen Material, das eine relativ niedrige
Dielektrizitätskonstante,
die derjenigen von Luft ähnlich
ist, aufweist. Gemäß der Veranschaulichung
umfasst der Behälter 14 zwei
Platten des Halbschalentyps. Die Enden der Platten ermöglichen
es einem medizinischen Fluid, wie z. B. einem Dialysat, in den Behälter 14 einzutreten.
Es sollte jedoch beachtet werden, dass der Behälter 14 aus jedwedem
einer Anzahl von verschiedenen Teilen, einschließlich eines festen Teils, ausgebildet
sein kann. Der Behälter 14 kann
jedwede Art von Öffnung
oder Öffnungen
zum Ermöglichen
eines Eintretens und Austretens eines Volumens eines medizinischen
Fluids definieren.
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Die 1B zeigt
den Fluidbehälter 14,
der ein größeres Volumen
des Fluids 12 aufweist als das Fluid 12 in dem
Behälter 14 von 1A.
Die 1C zeigt den Fluidbehälter 14, der im Wesentlichen
mit dem Fluid 12 gefüllt
ist. In einer Ausführungsform
ist der Fluidbehälter 14 starr,
jedoch könnte
der Behälter 14 auch
flexibel sein oder flexible Komponenten aufweisen. In einer Ausführungsform
ist mindestens ein Teil des Behälters 14 in
eine entsorgbare Kassette zum Überführen eines
medizinischen Fluids, wie z. B. eines Dialysats, einbezogen. Als
ein Teil der entsorgbaren Kassette kann der Behälter 14 mit einer
Pumpe integriert werden, wobei der Behälter 14 die Pumpenkammer
wird.
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Das
Fluid 12 ist zwischen einem flexiblen Membranbehälter 24 gehalten,
der einen umschlossenen und sterilen Durchgang für das medizinische Fluid bereitstellt.
In einer Ausführungsform
stellt der Behälter
einen Teil einer Pumpenkammer für
das medizinische Fluid bereit, wie es nachstehend detailliert beschrieben
ist. Der Behälter 14 muss
jedoch nicht Teil einer aktiv gepumpten Kammer sein und es kann sich
alternativ um eine passive Kammer handeln.
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Der
Fluidvolumensensor 10 umfasst erste und zweite Kondensatorplatten 16 und 18,
die an gegenüber
liegenden Seiten und außerhalb
des Fluidbehälters 14 angeordnet
sind. Die Kondensatorplatten sind aus einem leitfähigen Material
oder Metall ausgebildet. Die Metallkondensatorplatten kontaktieren
das Fluid 12 oder die sterile Einmal-Membran 24 nicht
und sind stattdessen von derselben durch den Behälter 14 isoliert.
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Das
Fluid 12 des Fluidbehälters 14 ist
zwischen den ersten und zweiten Kondensatorplatten 16 und 18 angeordnet.
Obwohl in der vorliegenden Beschreibung der Begriff „Platte" verwendet wird,
müssen
die Platten, wie es veranschaulicht ist, nicht flach sein. Die Kondensatorplatten 16 und 18 können jedwede
gewünschte
Form und jedweden gewünschten Aufbau
aufweisen. Wie es hier veranschaulicht ist, weisen die Kondensatorplatten 16 und 18 in
einer Ausführungsform
nicht-planare Formen auf, die im Wesentlichen mit der Form des Fluidbehälters 14 (und
Vorrichtungen, die funktionell mit dem Behälter 14 verbunden
sind, wie z. B. einem Pumpenkolbenkopf) übereinstimmen. Die Formen entsprechen
im Wesentlichen auch der Form des Behälters 24, wenn sich
der Behälter
ausdehnt, so dass er voll oder im Wesentlichen voll ist.
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In
den 1A bis 1C ist
die Dielektrizitätskonstante
des Fluids 12 viel höher
als die Dielektrizitätskonstante
des Fluids 30, das in einer Ausführungsform Luft ist. Beispielsweise
kann ein Fluid auf Wasserbasis 12 eine Dielektrizitätskonstante
aufweisen, die etwa das 80-fache
von derjenigen von Luft beträgt.
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Aufgrund
des großen
Unterschieds zwischen den Dielektrizitätswerten bewegt das sich erweiternde
Volumen des Fluids 12 die Kondensatorplatte 16 angrenzend
an das Fluid 12 mit der hohen Dielektrizitätskonstante
effektiv in die Richtung der Platte 18. Auf diese Weise ändert sich
die Kapazität
zwischen den Platten 16 und 18 abhängig von
den relativen Positionen zwischen der sich erweiternden Oberfläche des
Fluids 12 und der Kondensatorplatte 18. D. h.,
wenn sich das Volumen des Fluids 12 in dem Fluidbehälter 14 ändert, ändert sich
auch die Kapazität zwischen
den Platten 16 und 18, wie es nachstehend detaillierter
beschrieben ist.
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Der
Fluidvolumensensor 10 umfasst einen Kapazitätssensor-Schaltkreis 20,
der elektrisch mit der aktiven, aus Metall ausgebildeten oder ansonsten
leitenden Kondensatorplatte 18 verbunden ist. Der Sensor 10 hält eine
Masse-Verbindung 22 zu der geerdeten Kondensatorplatte 16 aufrecht.
Der Kapazitätssensor-Schaltkreis 20 ist über die
Signalleitung 36 elektrisch mit der Kondensatorplatte 18 verbunden.
Die Signalleitung 36 überträgt ein Signal
von der aktiven Platte 18 zu dem Kapazitätssensor-Schaltkreis 20.
Der Sensorschaltkreis 20 gibt eine Spannung aus, die proportional
zu dem Fluid 12 in dem Fluidbehälter 14 ist, wie es
symbolisch durch die Höhen
V1, V2 bzw. V3 der Spannungsrampen angegeben ist, die zu jeder der 1A bis 1C gehören.
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Der
Fluidvolumensensor 10 umfasst in einer Ausführungsform
eine elektrische Schutzeinrichtung 30. Der Zweck der elektrischen
Schutzeinrichtung 30 besteht darin, die Spannung, die durch
die aktive Platte 18 gemessen und entlang der Signalleitung 36 geleitet
wird, zu schützen.
Die Kapazität,
die über
die Platten 16 und 18 in einer Ausführungsform
erzeugt wird, liegt in der Größenordnung
von Picofarad. Folglich ist die Signalleitung 36 von der
Platte 18 zu dem Schaltkreis 20 bezüglich einer äußeren Kapazität, die durch
benachbarte elektrische Komponenten und von der Umgebung im Allgemeinen
erzeugt wird, sehr empfindlich.
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Die
Schutzeinrichtung 30 weist einen Plattenabschnitt 32 und
einen Leitungsabschnitt 34 auf. D. h., die Schutzeinrichtung
schützt
das Kapazitätssignal
von der Kondensatorplatte 18 auf dem gesamten Weg entlang
der Signalleitung 36 zu dem Kapazitätssensor-Schaltkreis 20.
Der Plattenabschnitt 32 ist in einer Ausführungsform
eine leitende Metallhülle, die
elektrisch von der Kondensatorplatte 18 isoliert ist und
die Kondensatorplatte 18 elektrisch isoliert. Der Leitungsabschnitt 34 ist
in einer Ausführungsform das
umgebende Metall in einem Koaxialkabel. Im Betrieb werden der Plattenabschnitt 32 und
der Leitungsabschnitt 34 der Schutzeinrichtung 30 bei
dem gleichen Potenzial gehalten wie das Signal von der aktiven Kondensatorplatte 18,
wobei die Schutzeinrichtung 30 die Signalleitung 36 vor
einer Beeinflussung durch externe Signale, elektrische Felder oder durch
andere Ursachen abschirmt.
-
In
der 1A ist der Fluidbehälter 14 im Wesentlichen
von Fluid 12 entleert. Mit „im Wesentlichen entleert" ist gemeint, dass
der Fluidbehälter 14 vollständig entleert
sein kann oder eine geringe Menge an Fluid 12 relativ zu
einem im Wesentlichen gefüllten
Behälter 14 von 1C enthalten
kann. Die Kapazität
des Sensors 10 mit dem Fluid 12 zwischen den Platten 16 und 18 weist
zumindest teilweise aufgrund der Abwesenheit des Fluids 12 innerhalb
des Behälters 14 einen
bestimmten Wert auf.
-
Der
Kapazitätssensor-Schaltkreis 20 des Sensors 10 misst
die Spannung über
den aus Metall ausgebildeten oder in anderer Weise leitenden Kondensatorplatten 16 und 18,
um die graphisch veranschaulichte Spannung V1 zu erzeugen. Die Kapazität C1 über den
Platten 16 und 18 in der 1A ist
zu 1/V1 proportional. Die Kapazität gemäß 1A und die
umgekehrt proportionale Spannung V1 zeigen einen im Wesentlichen
leeren Fluidbehälter 14 an.
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Wenn
eine externe oder integrierte Quelle ein Fluid 12 zu dem
Fluidbehälter 14 hinzufügt, füllt sich
der Membranbehälter 24 in
dem Fluidbehälter 14 und
dehnt sich aus, wie es in der 1B veranschaulicht
ist. Die sich erweiternde Kante des Membranbehälters 24, der mit
dem Fluid 12 mit hoher Dielektrizitätskonstante gefüllt ist,
wird zu dem funktionellen Äquivalent
der geerdeten Kondensatorplatte 16. Wenn das Volumen der
Flüssigkeit 12 innerhalb des
Behälters 14 zunimmt,
nimmt das Volumen eines Verdrängungsfluids 30,
wie z. B. Luft, das den Rest des Behälters 14 füllt, notwendigerweise
ab. Die Kapazität
C ändert
sich gemäß der Funktion
C = k × (S/d),
wobei k die Dielektrizitätskonstante
ist, die durch die dielektrischen Eigenschaften des Materials zwischen
zwei Platten bestimmt wird, S die Oberfläche der einzelnen Platten und
d der Abstand zwischen den Platten 16 und 18 ist.
-
Wenn
eine Quelle das Fluid 12 in den Behälter 14 und aus diesem
heraus bewegt, ändert
sich das Volumen des Fluids 12 kontinuierlich. Der Membranbehälter 24,
der sich mit dem Fluid 12 füllt, kann aufgrund der Änderung
des Volumens, der Effekte der Schwerkraft, usw., verschiedene Formen
bilden. Die Oberfläche
S der vorstehenden Funktion kann sich aufgrund des sich ausdehnenden
Membranbehälters 24,
der als das funktionelle Äquivalent
der Kondensatorplatte 16 wirkt, ändern. Der Abstand d der vorstehenden
Funktion kann sich auch aufgrund des sich ausdehnenden Volumens
des Fluids 12 innerhalb des Membranbehälters 24 ändern. Es
sollte beachtet werden, dass sich bei der Ausdehnung des Volumens
des Fluids 12 in dem Membranbehälter 24 des Behälters 14 die
Fläche
S der Platte 16, wenn sie sich ändert, vergrößert, und
der Abstand d zwischen den Platten 16 du 18, wenn
er sich ändert,
vermindert, wobei beides dazu führt,
dass die Kapazität
C in der vorstehenden Funktion zunimmt (und die Ausgangsspannung
des Schaltkreises 20 proportional fällt).
-
Wenn
das Fluid 12 in dem Membranbehälter 24 des Behälters 14 von
der 1A bis zur 1B zunimmt,
nimmt auch die Kapazität
zwischen den Platten 16 und 18 zu. Gemäß der vorstehend
erläuterten
Beziehung zwischen der Kapazität
und der Spannung fällt
die Spannung über
den Platten 16 und 18 entsprechend. Dies ist schematisch
durch die Spannungen V1 bzw. V2 der 1A und 1B veranschaulicht.
Da die gemessene Spannung V2 niedriger ist als die gemessene Spannung
V2, ist die Kapazität
C2 mit einem Faktor V1/V2 proportional zu der Kapazität C1. D.
h., die Änderung
der Spannung ist umgekehrt proportional zur Änderung der Kapazität.
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Entsprechend
zeigt die 1C, dass das Fluid 12 den
Membranbehälter 24 so
ausgedehnt hat, dass er nahezu das Innenvolumen des Behälters 14 erreicht.
Mit „im
Wesentlichen voll" ist
gemeint, dass der Fluidbehälter 14 vollständig voller
Fluid 12 sein kann oder verglichen mit dem im Wesentlichen leeren
Zustand wie in der 1A eine große Menge an Fluid 12 aufweisen
kann. Die Ausgangsspannung V3 von 1C zeigt
das im Wesentlichen volle Volumen des Fluids 12 in dem
Fluidbehälter 14 an.
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Die Änderung
der Kapazität,
während
diese möglicherweise
mit der Änderung
des Abstands d zwischen den Platten 16 und 18 und
der Änderung der
Oberfläche
S des Membranbehälters 24 zusammenhängt, ist
ohne Zweifel zumindest teilweise auf die Änderung der Dielektrizitätskonstante
k zurückzuführen, wenn
das Fluid 30 mit niedriger Dielektrizitätskonstante durch das Fluid 12 mit
hoher Dielektrizitätskonstante
ersetzt wird. Der Grund für
die Änderung
der Kapazität
zwischen den Platten 16 und 18 und der genaue
Beitrag, den die drei Variablen der einfachen Plattenkapazitätsgleichung
C = k × (S/d) auf
die Kapazität
C aufweisen, wird durch die komplexen Geometrien und nicht-idealen
Dielektrika beeinflusst. Insbesondere können die Kapazitätsänderungen
wie folgt kalibriert werden: (i) Die Kapazitätsänderung kann durch das Potenzial
entlang der Signalleitung 36 gemessen werden und (ii) verschiedene
Spannungen können
mit verschiedenen Signalvolumina des Fluids 12 innerhalb
des Membranbehälters 24 des
Behälters 14 korreliert
werden.
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Es
sollte beachtet werden, dass bei einer Kenntnis des Signalpotenzials,
wenn der Behälter 14 leer
ist, und der Spannung, wenn der Behälter 14 voll ist,
jedwede Zwischenspannung einer prozentualen Beladung oder einem
prozentualen Volumen des Fluids 12 zugeordnet werden kann.
Es kann ein Hystereseeffekt vorliegen, bei dem von leer zu voll
und von voll zu leer verschiedene Wege vorliegen (auf einem Graphen
der Spannung gegen das Volumen des Fluids 12), jedoch kann
der Hystereseeffekt entweder in der Software berücksichtigt werden oder durch Schaltkreise
beseitigt werden.
-
Es
sollte auch beachtet werden, dass jedwede Zwischenspannung ebenfalls
einem prozentualen Volumen des dielektrischen Fluids 30,
d. h. Luft, zugeordnet werden kann. Folglich kann der Kapazitätssensor 10 der
vorliegenden Erfindung auch verwendet werden, um die Gegenwart von
Luft innerhalb des Behälters 24 zu
erfassen. Wenn beispielsweise erwartet wird, dass sich der Behälter 24 bei
einer bestimmten Zeit in einem vollen oder in einem im Wesentlichen
vollen Zustand befindet, jedoch der Sensor 10 nur einen
halbvollen Zustand anzeigt, kann das System des Sensors 10 bestimmen,
dass der Behälter 24 eingeschlossene
Luft aufweist, und deren Prozentsatz berechnen. Dies ist ein erwünschtes Merkmal
für Fluidabgabesysteme,
bei denen das Abgabesystem gelegentlich mitgerissene Luft ausspülen muss.
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Die 1A bis 1C veranschaulichen eine
allgemeine Ausführungsform,
bei welcher der Behälter 14 jedwede
Art von Volumen oder Kammer, usw., definiert, worin sich das Fluid 12 innerhalb
eines Membranbehälters 24 ausdehnt
und zusammenzieht. Jedwede Vorrichtung zum Ausdehnen und Zusammenziehen
des Membranbehälters 24 mit
dem Fluid 12 könnte
eingesetzt werden und kann mit dem Behälter 14 integriert
sein oder nicht. In einer anderen Ausführungsform kann der Membranbehälter 24 auch
weggelassen werden.
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Die
Kondensatorplatten 16 und 18 können in einer im Wesentlichen
parallelen, gegenüber
liegenden Weise bereitgestellt sein oder sie können eine andere, gegenüber liegende,
nichtparallele Geometrie aufweisen. Ferner können mehr als zwei Kondensatorplatten
eingesetzt werden und mehr als ein Signal kann erzeugt werden.
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Die 2 veranschaulicht
eine Ausführungsform
eines Systemschaltkreises 40, die den Kapazitätssensor-Schaltkreis 20,
die Signalleitung 36, die Schutzeinrichtung 30,
die aktive Kondensatorplatte 18, die elektrisch mit der
Signalleitung 36 verbunden ist, und die geerdete Kondensatorplatte 16, die
mit der Masse 22 elektrisch verbunden ist, wie es vorstehend
beschrieben worden ist, umfasst. Der Kapazitätssensor-Schaltkreis 20 umfasst
einen Verstärker 26,
der elektrisch mit der Signalleitung 36 verbunden ist,
wobei die Signalleitung 36 das elektrische Potenzial von
der aktiven Kondensatorplatte 18 überträgt.
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Das
Signal entlang der Signalleitung 36 ist ein Signal mit
hoher Impedanz, das bezüglich
externer Signale, die durch andere elektrische Komponenten und die
Umgebung im Allgemeinen erzeugt werden, sehr empfindlich ist. Der
Verstärker 26 verstärkt das
Signal von der Signalleitung 36, um ein Ausgangssignal
mit niedriger Impedanz vAusgang zu erzeugen.
Das verstärkte
Ausgangssignal mit niedriger Impedanz vAusgang wird über die
Schleife 38 zu dem Leitungsabschnitt 34 der Schutzeinrichtung 30 zurückgeführt. Auf
diese Weise hält
der Systemschaltkreis 40 das gleiche elektrische Potenzial
entlang der Schutzeinrichtung 30 und der Signalleitung 36 kontinuierlich
aufrecht.
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Der
Kapazitätssensor-Schaltkreis 20 des Systemschaltkreises 40 umfasst
eine Spannungsquelle 42. In einer Ausführungsform liefert die Spannungsquelle 42 eine
Gleichspannung von 5 V, jedoch kann die Spannungsquelle 42 auch
andere geeignete Spannungen liefern. Der Kapazitätssensor-Schaltkreis 20 des
Systemschaltkreises 40 umfasst auch einen Schalter 44.
Wenn der Schalter 44 geschlossen wird, wird die Spannung,
die von der Spannungsquelle 42 geliefert wird, zur Masse
nebengeschlossen. D. h., wenn der Schalter 44 geschlossen
ist, gibt der Verstärker 26 nahezu
kein Potenzial ab und vAusgang ist effektiv
Null.
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Wenn
sich der Schalter 44 öffnet,
nimmt vAusgang im Zeitverlauf zu, wie es
durch die Rampe 46 dargestellt ist (die 1A bis 1C zeigen
entsprechende Rampen, die jeweils in den Spannungen V1 bis V3 kulminieren).
Die abgegriffene Spannung vAusgang variiert
proportional zur Funktion 1/(R × C),
wobei R ein konstanter Wert des Widerstands 28 und C die variierende
Kapazität über die
aktive Platte 18 und die geerdete Platte 16 ist.
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Es
sollte beachtet werden, dass schließlich, wenn genug Zeit vergangen
wäre, vAusgang bis zur Spannung +V der Spannungsquelle 42 ansteigen würde. Die
Zeit hängt
von der Kapazität
ab. Wenn die Kapazität
C relativ niedrig ist (der Behälter 14 relativ wenig
Fluid 12 aufweist und mit dem Fluid 30 mit niedriger
Dielektrizitätskonstante 30 gefüllt ist),
steigt vAusgang in einem relativ kurzen
Zeitraum auf +V an. Wenn die Kapazität relativ hoch ist (der Behälter 14 relativ
stark mit Fluid 12 gefüllt
ist und frei von dem Fluid 30 mit niedriger Dielektrizitätskonstante 30 ist), steigt
vAusgang in einem relativ langen Zeitraum
auf +V an.
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Die
Folge davon ist, dass während
eines festgelegten Zeitraums toffen bis
tAbgreifen, der kürzer ist als die Zeit, die
für einen
Anstieg von vAusgang auf +V erforderlich
ist, wenn die Kapazität
C niedrig ist, vAusgang auf eine Spannung
ansteigt, die niedriger ist als +V, und zwar abhängig von der Kapazität C. Auf
diese Weise ist die gemessene vAusgang proportional
zu der Gesamtkapazität,
die über
dem Fluid 12 mit hoher Dielektrizitätskonstante, wie z. B. dem
Dialysat, und dem Fluid 30 mit niedriger Dielektrizitätskonstante,
wie z. B. Luft, erzeugt wird. Auch hier wird die Hysterese den Wert
von vAusgang abhängig davon beeinflussen, ob
die Gesamtkapazität
zunimmt (der Behälter 14 füllt sich
mit Fluid 12) oder ob die Gesamtkapazität abnimmt (der Behälter 14 verliert
Fluid 12).
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Die
Verstärkung
oder der Wert des Widerstands 28 beeinflusst die Dynamik
des Systems und muss auf der Basis des Werts der Spannungsquelle 42 und
des Bereichs der Kapazitätswerte,
die über die
Platten 16 und 18 erzeugt werden, ausgewählt werden.
In einer Ausführungsform
werden die Werte des Widerstands 28 und der Spannungsquelle 42 so ausgewählt, dass
vAusgang einen wiederholbaren und erfassbaren
Bereich zwischen Null Volt und +V über den Bereich der Kapazitätswerte
von leer bis voll umfasst. In einer Ausführungsform beträgt der Kapazitätsbereich
etwa 2 bis 60 Picofarad und der Widerstand des Widerstands 28 liegt
im Bereich von 50 bis 150 kΩ.
Diese Werte können
offensichtlich variiert werden und sind nur angegeben, um eine mögliche Ausführung der
vorliegenden Erfindung zu zeigen.
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Das
Signal vAusgang ist ein analoges Signal, das
variiert, wenn sich die Kapazität
C zwischen den Platten 16 und 18 ändert. Ein
Analog-Digital-Wandler 48 wandelt das Signal vAusgang in
ein digitales Signal 50 um. Das digitale Signal 50 wird
dann für
einen Mikroprozessor 52 bereitgestellt. Der Mikroprozessor 52 speichert
Daten, die ein % voll (des Fluids 12) oder ein Volumen
des Fluids 12 erzeugen können. Der Mikroprozessor 52 summiert
eine Vielzahl von digitalen Signalen 50 im Zeitverlauf.
Beispielsweise summiert der Mikroprozessor 52 eine Vielzahl
von Füll-
und Entleerungszyklen einer Pumpe (z. B. kann eine Dialysatpumpenkammer
in der Größenordnung von
fünfzehn
Millilitern liegen und der Patient kann etwa 2 Liter Dialysat benötigen).
Der Mikroprozessor 52 kann das Gesamtvolumen eines medizinischen Fluids 12,
das gepumpt oder in sonstiger Weise zu einem Patienten überführt wird,
bestimmen, oder beim Erreichen eines vorgegebenen Gesamtwerts das Ende
einer Sitzung signalisieren.
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In
jedwedem Typ von medizinischen System oder Dialysesystem ermöglicht die
vorliegende Erfindung die Anzeige des Volumens und/oder der Flussrate
eines Fluids, die von dem Volumen zu einem Patienten oder vom Bediener
abhängt.
Der Mikroprozessor 52 sequenziert in einer Ausführungsform
eine Zeitsteuerungseinrichtung, die den Schalter 44 bei
toffen öffnet,
was die Aufladung der Kondensatorsensorplatte 18 bis zur
Zeit tAbgreifen ermöglicht, wenn das Signal vAusgang gemessen wird. In einer typischen
Ausführungsform
würde sich
der Schalter eine gewisse Zeit nach tAbgreifen schließen. Der
Mikroprozessor kann zusätzlich
eine Filtersoftware umfassen, die einen Durchschnitt einer Vielzahl
von digitalen Signalen 50 bildet und/oder falsche Signale
erfasst und beseitigt.
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Der
Kapazitätssensor-Schaltkreis 20 des Systemschaltkreises 40 umfasst
in einer Ausführungsform
verschiedene Merkmale, um ein Verfälschen des wahren Signals entlang
der Signalleitung 36 durch externe Signale zu verhindern.
Beispielsweise kann der Schaltkreis 20 „Bootstrapping"-Techniken einsetzen,
die in dem Fachgebiet bekannt sind, um die Signalleitung 36 vor
Kapazitätswerten
zu schützen,
die mit anderen Komponenten innerhalb des Schaltkreises zusammenhängen. Beispielsweise kann
der Schalter 44 einen dazugehörigen Kapazitätswert aufweisen,
der die Kapazität
entlang der Signalleitung 36 beeinflussen würde. Die
Bootstrapping-Technik, die der Schutztechnik-Rückkopplungsschleife 38 ähnlich ist,
würde die
Effekte von jedweder Kapazität,
die sich über
den Schalter 44 entwickelt, beseitigen.
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Der
Kapazitätssensor-Schaltkreis 20 kann
in einer Ausführungsform
andere elektrische Komponenten zur Erhöhung der Genauigkeit und der
Stabilität
des Systemschaltkreises 40 umfassen. Die Funktionen dieser
Komponenten sind dem Fachmann bekannt. Beispielsweise ist der Kondensator 54 eine „Bootstrap"-Vorrichtung, die
dabei unterstützt,
die Linearität
der Rampe 46 aufrechtzuerhalten. Verschiedene elektrische
Komponenten (nicht veranschaulicht) können ebenfalls hinzugefügt werden,
um die Leistung des Systemschaltkreises zu erhöhen.
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Die
vorstehend beschriebenen Schaltkreise und Betriebsarten können in
einer Anzahl verschiedener Fluidbehälterkonfigurationen ausgeführt werden.
Die 1A bis 1C veranschaulichen
eine Ausführungsform,
bei welcher der Behälter 14 nicht notwendigerweise
einer Pumpkammer entspricht.
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Unter
Bezugnahme auf die 3 korreliert ein Sensor 60 der
vorliegenden Erfindung eine Änderung
der Kapazität
mit einem Volumen eines medizinischen Fluids innerhalb einer Pumpenkammer 66. D.
h., der Behälter
ist in dieser Ausführungsform
eine Pumpenkammer.
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Der
Sensor 60 umfasst eine „Halbschalen"-Gestaltung mit ersten
und zweiten Abschnitten 62 und 64, die zusammen
die Pumpenkammer 66 bilden. In einer Ausführungsform
bilden die Abschnitte 62 und 64 eine starre, scheibenförmige Pumpenkammer 66 mit
einem feststehenden Volumen, wobei das Volumen bekannt ist. Das
Volumen der Kammer 66 kann mit einem Kalibrierungsvorgang
berechnet oder bestimmt werden. Das Volumen der Kammer 66 kann dann
in einen Mikroprozessor, wie z. B. den Prozessor 52 von 2,
einprogrammiert werden.
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Die
ersten und zweiten Halbschalenabschnitte 62 und 64 sind
geschlossen und auf einem entsorgbaren und ausdehnbaren bzw. erweiterbaren Membranbehälter 70 aufgesiegelt.
Der entsorgbare Behälter 70 umfasst
zwei flexible Membranen 72 und 74. Die flexiblen
Membranen der vorliegenden Erfindung können aus jedwedem geeigneten
Material hergestellt sein, das mit dem zu pumpenden Fluid verträglich ist,
wie z. B. aus einem inerten Kunststoff- oder Kautschukmaterial.
Ein oder mehrere Fluidweg(e) 73 (z. B. mit Ventilen ausgestattete
Dialyse-Einmalartikel) steht bzw. stehen in einer fluidalen Verbindung
mit einer Öffnung 75,
die zwischen den ersten und zweiten Abschnitten 62 und 64 und
den flexiblen Membranen 72 und 74 definiert ist.
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Der
eine oder die mehreren Weg(e) 73 ermöglicht bzw. ermöglichen
es einem medizinischen Fluid, wie z. B. einem Dialysat, in die Kammer 66 zwischen
den Membranen 72 und 74 des Behälters 70 einzutreten
und aus dieser auszutreten. In einer Ausführungsform führt bzw.
führen
der eine bzw. die mehreren Fluidweg(e) 73 zu einem Verteiler 77,
wobei der Verteiler funktionell mit einer Reihe von Ventilen 79 in
Verbindung steht, welche die Fluidwege 73 gemäß einem
Programm öffnen
und schließen.
-
Die 3 zeigt
die Pumpenkammer 66 in einem leeren Zustand, wobei beide
Folien 72 und 74 in relaxierten Positionen vorliegen,
so dass der flexible Behälter 70 geschlossen
ist. Der leere Volumenzustand wird erreicht, wenn die Folien 72 und 74 zusammenfallen,
so dass im Wesentlichen das gesamte Fluid aus dem sterilen Behälter 70 und
entsprechend aus der Pumpenkammer 66 entfernt wird.
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Der
leere Volumenzustand kann z. B. dadurch erreicht werden, dass beide
Membranen 72 und 74 gegeneinander oder gegen eine
der Innenseiten der Abschnitte 62 und 64 der Pumpenkammer 66 gedrückt werden.
Der Zustand der leeren Pumpenkammer kann in dieser Position kalibriert
werden. Wenn die Pumpenkammer 66 im vollen Zustand vorliegt,
liegt das medizinische Fluid zwischen den Folien 72 und 74 des
Behälters 70 vor,
wobei die Folien gegen die Innenwände 62 und 64 der
Pumpenkammer 66 gedrückt
und/oder gezogen werden. In diesem Zustand kann das volle Kammervolumen
kalibriert werden.
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Es
sollte beachtet werden, dass die Halbschalenabschnitte 62 und 64 der
Folien 72 und 74 des Behälters 70 eine Diaphragmapumpe
bilden. Eine oder beide der Folien 72 und 74 kann
bzw. können
mit jedweder geeigneten Aktivierungsvorrichtung in die Richtung
der Halbschalenabschnitte 62 und 64 bewegt und
davon wegbewegt werden. In verschiedenen Ausführungsformen wird die Diaphragmapumpe
pneumatisch, hydraulisch oder mechanisch betätigt.
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Die
Diaphragmapumpe von 3 ist in einer Ausführungsform
pneumatisch, hydraulisch oder in sonstiger Weise fluidal aktiviert.
D. h., die Pumpe erfordert keinen separaten Kolben oder eine separate mechanische
Betätigungseinrichtung.
Die Halbschalenabschnitte 62 und 64 definieren Öffnungen 76 bzw. 78,
um eine Bewegung eines Verdrängungsfluids
(z. B. eines Pneumatik- oder Hydraulikfluids) in die Kammerflächen außerhalb
des Behälters 70 und aus
diesen heraus zu ermöglichen,
um die Diaphragmapumpe zu betreiben.
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In
einer alternativen Ausführungsform
wird das medizinische Fluid, wie z. B. ein Dialysat, mit Druck beaufschlagt,
um sich zwischen den Folien 72 und 74 in die Pumpenkammer 66 und
aus derselben herauszubewegen. Eine separate Druckquelle wird verwendet,
um das Fluid in den Behälter 70 zu
drücken.
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In
einer weiteren alternativen Ausführungsform
kann der Behälter 70,
der durch Membranen 72 und 74 definiert wird,
durch Anlegen eines negativen Drucks an eine oder beide der Kammeröffnungen 76 und 78 mit
einem medizinischen Fluid gefüllt
werden. Das medizinische Fluid in der Kammer 66 zwischen den
Folien 72 und 74 kann durch Anlegen eines positiven
Drucks an mindestens eine der Kammeröffnungen 76 und 78 entleert
werden.
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In
dem Kondensatorsensor 60 bilden die Halbschalenabschnitte 62 und 64 die
Kondensatorplatten der vorliegenden Erfindung oder halten diese. In
einer Ausführungsform
ist der untere Halbschalenabschnitt 64 aus einem inerten
Kunststoff hergestellt, wobei eine Metallkondensatorplatte 63 an
der Außenoberfläche des
Kunststoff-Halbschalenabschnitts 64 angebracht ist. Für eine korrekte
Sterilisierung ist es bevorzugt, dass die Metallkondensatorplatte 63 nicht
direkt das medizinische Fluid kontaktiert. In einer Ausführungsform
ist die Metallkondensatorplatte 63, die auf der Außenseite
des Halbschalenabschnitts 64 angeordnet ist, elektrisch
mit der Masse verbunden.
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In
einer Ausführungsform
umfasst der Halbschalenabschnitt 62 eine aktive, aus Metall
ausgebildete oder in sonstiger Weise leitende Kondensatorplatte 65 innerhalb
einer Anzahl von Schichten: Innenschicht 62a, Mittelschicht 62b und
Außenschicht 62c.
Jede der Schichten 62a bis 62c ist aus einem inerten
Kunststoff hergestellt. Die aktive Metallkondensatorplatte 65 liegt
zwischen den Kunststoffschichten 62a und 62b vor.
Eine Metallschutzplatte 67, die für die aktive Platte und die
damit zusammenhängenden Schaltkreise
einen Störungsschutz
bereitstellt, wie es vorstehend beschrieben worden ist, ist zwischen
den Kunststoffschichten 62b und 62c angeordnet.
Folglich ist kein Metall entweder einem direkten Kontakt mit dem
Dialysat oder einem potenziellen Kontakt mit Personen ausgesetzt.
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Die
aktive Kondensatorplatte 65 des Halbschalenabschnitts 62 ist
elektrisch mit einem Kapazitätsmess-Schaltkreis
verbunden, wie z. B. einem Schaltkreis 20, der im Zusammenhang
mit den 1A, 1B, 1C und 2 beschrieben worden
ist. Die Schutzplatte 67 ist auch mit der Rückkopplungsschleife
des Kapazitätsmess-Schaltkreises
verbunden, wie es in den vorstehend genannten Figuren veranschaulicht
ist.
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In
einer Ausführung
wird ein negativer Druck konstant an der Öffnung 78 aufrechterhalten,
so dass die untere Membran 74 gezogen wird, so dass sie
der Innenoberfläche
des geerdeten Halbschalenabschnitts 64 während einer
Vielzahl von Füll-
und Entleerungszyklen entspricht. Bei dieser Ausführung führt die
obere Membran 72 die Pumparbeit aus. D. h., wenn ein negativer
Druck auf die Öffnung 76 der Halbschale 62 ausgeübt wird,
wird die Membran 72 gegen die Innenoberfläche der
Halbschalenschicht 62a gesaugt und passt sich an diese
an. Dieser Vorgang zieht Fluid durch einen der Fluidwege 73 und die Öffnung 75 von
dem Verteiler 77 und in den ausdehnbaren Behälter 70.
Um Fluid auszustoßen
wird der negative Druck von der Öffnung 76 aufgehoben, wobei
die Membran 72 zusammenfällt, so dass das Fluid aus
dem Behälter 70 herausgedrückt wird.
Alternativ wird durch die Öffnung 76 anstelle
des negativen Drucks ein positiver Druck ausgeübt.
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Im
Betrieb dehnt sich der Behälter 70 zwischen
den Abschnitten 62 und 64 aus (der Behälter 24 dehnt
sich von einer Seite des Behälters 14 in
den 1A bis 1C aus).
Der variierende Abstand d des Verdrängungsfluids mit niedriger
Dielektrizitätskonstante
zwischen dem sich ausdehnenden und zusammenziehenden Behälter 70 und
den Abschnitten 62 und 64 kann einen gewissen
Effekt auf die Kapazität
zwischen der Masseplatte 63 und der aktiven Platte 65 haben.
Entsprechend kann die Oberfläche S,
die durch die Masseplatte und die aktive Kapazitätsplatte und die sich ausdehnende
Membran 72 definiert wird, einen gewissen Effekt auf die
Gesamtkapazität
aufweisen. Sicherlich beeinflusst das sich ändernde Gesamtdielektrikum
die gemessene Kapazität.
-
Wenn
sich die Folien 70 und 72 ausdehnen und sich mit
medizinischem Fluid, wie z. B. Dialysat, füllen, ändert sich die Kapazität, d. h.
sie nimmt zu. Jede unterschiedliche Menge an medizinischem Fluid
innerhalb der Kammer 66 weist daher eine bestimmte Gesamtkapazität auf. Daher
kann ein bestimmter Kapazitätswert
jedem spezifischen Fluidvolumen in der Kammer zugeordnet werden,
wie z. B. im Wesentlichen leer, teilweise voll oder im Wesentlichen
voll.
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Durch
die Erzeugung einer gepulsten Spannung während eines bestimmten und
vorgegebenen Zeitraums erzeugt der Systemschaltkreis ein hohes Impedanzpotenzial über die
aktive und die geerdete Kondensatorplatte 65 bzw. 63.
Der Kapazitätsmess-Schaltkreis
verstärkt
das Signal mit hoher Impedanz, so dass ein Potenzial mit niedriger
Impedanz vAusgang erzeugt wird, (das auch
zurück
eingespeist wird, um das Kapazitätssignal
zu schützen),
das abhängig
von dem Gesamtvolumen des Fluids in der Kammer variiert. Das verstärkte Potenzial
wird in ein digitales Signal umgewandelt und in einen Mikroprozessor
eingespeist, wo es gefiltert und/oder aufsummiert und zur Bereitstellung
einer Volumen- und/oder Flussratenanzeige für einen Patienten oder Bediener oder
zur Steuerung des Pumpens des Systems z. B. zum Beenden eines Dialysatstroms
beim Erreichen eines Gesamtvolumens genutzt wird. Die Volumenanzeige
kann in jedweder gewünschten
Form vorliegen, wie z. B. visuell, numerisch, hörbar, elektronisch und Kombinationen
davon.
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Es
sollte beachtet werden, dass die Kondensatorplatten 65 und 63 der
Abschnitte 62 bzw. 64 (und die Schutzeinrichtung 67)
der Form des Fluids entsprechen, das sich innerhalb des Behälters 70 der Folien 72 und 74 ausdehnt.
Die Kondensatorplatten 65 und 63 der Abschnitte 62 und 64 weisen
im Wesentlichen die gleiche Form wie der Behälter 70 auf, der vollständig mit
Fluid ausgedehnt worden ist. Die Genauigkeit des Sensors 60 wird
aufgrund der Tatsache verstärkt,
dass die Kondensatorplatten 65 und 63 mit der
Form des Fluidbehälters übereinstimmen oder
im Wesentlichen die gleiche Form wie der Fluidbehälter aufweisen.
D. h., die Genauigkeit, die durch die gekrümmten Kondensatorplatten 65 und 63 der hohl
geformten Abschnitte 62 bzw. 64 bereitgestellt wird,
ist größer als
in dem Fall, bei dem die Platten 65 und 63 einfach
gerade parallele Platten sind.
-
Wie
es vorstehend im Zusammenhang mit den 1A bis 1C angegeben
worden ist, können
die Kondensatorplatten 63 und 65 parallel sein, müssen jedoch
nicht im Wesentlichen parallel sein. In einer alternativen Ausführungsform
können
mehr als zwei Kondensatorplatten bereitgestellt werden und eine
Mehrzahl von Signalen kann erzeugt werden.
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Unter
Bezugnahme auf die 4A und 4B ist
in einer anderen Ausführungsform
ein Sensor 80 der vorliegenden Erfindung veranschaulicht.
Der Sensor 80 umfasst wie vorstehend eine Pumpe 82.
In dieser Ausführungsform
ist die Pumpe 82 jedoch zumindest teilweise mechanisch
angetrieben. Die Pumpe 82 definiert eine Pumpenkammer 84 und
weist einen Pumpenkolben 86 auf, der einen Kolbenkopf 87 umfasst.
Die Pumpenkammer 84 ist durch ein oberes, starres Pumpengehäuseelement 88 und
ein unteres, starres Pumpengehäuseelement 98 definiert.
Wie vorstehend ist ein flexibler Fluidbehälter 85 durch dehnbare
Membranen oder Folien 90a und 90b definiert, die
in einer Ausführungsform einen
Teil einer entsorgbaren Einheit zur Verwendung mit einem Dialysesystem,
wie z. B. einem Durchfluss-Dialysesystem,
bilden.
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In
der 4A weisen dann, wenn die Pumpe 82 mit
medizinischem Fluid gefüllt
ist, die Pumpenkammer 84 und der Fluidbehälter 85 im
Wesentlichen die gleiche Form auf. Gemäß der 4B behält die Pumpenkammer 84 dann,
wenn die Pumpe 82 das gesamte oder nahezu das gesamte medizinische Fluid
verdrängt
hat, das gleiche Volumen bei, jedoch sind die Membranen 90a und 90b,
die den Fluidbehälter 85 definieren,
auf ein Volumen von nahezu Null zusammengefallen.
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Die
Pumpenmembran 90a ist in einer Ausführungsform zum Abdichten gegen
eine Fläche 92 oder
zum mechanischen Anbringen an der Fläche 92 des Kolbenkopfs 87 des
Pumpenkolbens 86 angepasst. Die Membran 90b dichtet
gegen das Element 88 ab oder ist an diesem angebracht.
Der Kolbenkopf 87 und das Element 88 definieren Öffnungen 83 bzw. 89,
durch die ein Vakuum gezogen werden kann (oder ein positiver Druck
ausgeübt
werden kann). Die Öffnungen 83 und 89 sind
fluidal mit Kanälen
(nicht veranschaulicht) verbunden, die sich von den Öffnungen 83 und 89 in
verschiedenen Richtungen fluidal radial auswärts erstrecken. Die Kanäle unterstützen dabei,
den negativen Druck, der durch die Öffnungen 83 und 89 ausgeübt wird,
zu verteilen, so dass die jeweiligen Membranen 90a und 90b im
Wesentlichen mit den Innenformen der Elemente 88 und 98 und des
Kolbenkopfs 87 übereinstimmen,
wenn an den Sensor 80 ein Vakuum oder mehrere Vakuen angelegt
wird bzw. werden.
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In
einer Ausführungsform
wird ein negativer Druck konstant durch die Öffnung 89 ausgeübt, um die
Membran 90b gegen das Element 88 zu halten (wie
bei der 3). Das Element 88 stützt die
aus Metall ausgebildete oder in sonstiger Weise leitende, geerdete
Kapazitätsplatte 100.
Das Element 98 stützt die
aus Metall ausgebildete oder in sonstiger Weise leitende, geerdete
Kondensatorplatte 102 und die Schutzeinrichtung 104.
Der Kolbenkopf 87 und die Membran 90a bewegen
sich auf das obere Pumpengehäuseelement 88 zu
und entfernen sich davon, wie z. B. durch eine Linearbetätigungseinrichtung,
die funktionell mit dem Kolben 86 verbunden ist, eine Fluidbetätigungseinrichtung
oder jedwede andere geeignete Betätigungseinrichtung.
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Mindestens
eine Öffnung 94 der
Fluidöffnung zu
dem Behälter 85,
der durch die Membranen 90a und 90b innerhalb
der Pumpenkammer 84 definiert ist, ermöglicht es einem Fluid, in den
Behälter 85 innerhalb
der Pumpenkammer 84 einzutreten und aus diesem auszutreten.
Während
des Pumpenfüllhubs zieht
der Kolbenkopf 87, während
die Membran 90b mittels Vakuum gegen das Element 88 gedrückt wird und
die Membran 90a mittels Vakuum gegen das Element 98 und
den Kolbenkopf 87 gedrückt
wird, die Membran 90a von der zentralen Position in der
Mitte der Kammer 84 weg, so dass innerhalb des Behälters 85 ein
negativer Druck erzeugt wird, der Fluid durch das Dialysat und in
den Behälter 85 zieht.
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Die 4A zeigt
die Pumpe 82 des Sensors am Ende des Füllhubs. Während des Pumpenleerhubs treibt
eine Betätigungseinrichtung
den Kolben 86 an, der den Kolbenkopf 87 und die
dazugehörige Membran 90a nach
oben drückt.
Die Membran 90a drückt
medizinische Fluide, wie z. B. Dialysat, durch eine Öffnung 94,
die zwischen den Membranen 90a und 90b und den
Elementen 88 und 98 definiert ist, heraus.
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Davon
abgesehen, dass der Fluidpumpenantriebsmechanismus durch den mechanischen Pumpenkolben 86 und
den Kolbenkopf 87 ersetzt ist, arbeitet der Sensor 80 im
Wesentlichen genau so wie der Sensor 60 von 3.
Bei beiden Systemen wird ein Behälter
oder eine Kammer mit einem feststehenden Volumen und ein flexibler
Behälter
mit veränderbarem
Volumen, der fluidal mit einer Fluidquelle, wie z. B. einem Dialysatbeutel,
verbunden ist, eingesetzt. Der flexible Behälter kann ein Teil einer entsorgbaren Einheit
sein. Beide Systeme weisen Kondensatorplatten, die der Form oder
dem Volumen entsprechen, das durch den Behälter erzeugt wird, wenn dieser
voll ist, und eine Schaltkreisschutzeinrichtung, die der Form der
aktiven Kondensatorplatte entspricht, auf.
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Das
System 80 umfasst ein zusätzliches Substrat 96,
das zwischen dem oberen bzw. dem unteren Element 88 bzw. 98 gespannt
ist. Das Substrat 96 definiert zusammen mit der Membran 90a ein
geschlossenes Luftvolumen, das mittels eines negativen Drucks, der
auf die Öffnung 83 des
Kolbenkopfs 87 ausgeübt
wird, herausgezogen wird. Wenn ein Vakuum an die Öffnung 83 angelegt
wird und der Kolbenkopf 87 weg von dem Element 98 nach
oben betätigt
wird, verbleibt die Membran 90a demgemäß an die Form des zusätzlichen
Substrats 96 gezogen und stimmt mit dieser überein.
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Im
Betrieb dehnt sich der Behälter 85 zwischen
den Elementen 88 und 98 aus. Der variierende Abstand
d des Verdrängungsfluids
mit niedriger Dielektrizitätskonstante
zwischen dem sich ausdehnenden und zusammenziehenden Behälter 85 und
dem unteren Element 98 kann einen gewissen Effekt auf die
Kapazität
zwischen der Masseplatte 100 und der aktiven Platte 102 aufweisen.
Entsprechend kann die Oberfläche
S der Kapazitätsplatten
und der sich bewegenden Membran 90a einen gewissen Effekt
auf die Kapazität
aufweisen. Sicherlich beeinflusst das sich ändernde Gesamtdielektrikum
die gemessene Kapazität.
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Wenn
sich die Membranen 90a und 90b ausdehnen und mit
medizinischem Fluid, wie z. B. Dialysat, füllen, ändert sich die Gesamtkapazität, d. h.
sie nimmt zu. Durch die Erzeugung einer gepulsten Spannung über einen
bestimmten und vorgegebenen Zeitraum erzeugt der Systemschaltkreis
ein Potenzial mit hoher Impedanz über die geerdete und die aktive
Kondensatorplatte 100 und 102. Das Potenzial mit
hoher Impedanz zeigt die Menge an Fluid in dem Behälter 85 an.
Wenn sich das Potenzial im Zeitverlauf nicht ändert, wobei erwartet wird,
dass es sich ändert,
kann der Sensor 80 auch eine Menge oder einen Teil von
Luft innerhalb des Behälters 80 anzeigen.
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Ein
Kapazitätsmess-Schaltkreis
verstärkt das
Signal mit hoher Impedanz, so dass ein Potenzial mit niedriger Impedanz
vAusgang erzeugt wird (das auch zu der Schutzeinrichtung 104 zurückgeführt wird), das
abhängig
von der Gesamtkapazität
variiert. Das verstärkte
Potenzial wird in ein digitales Signal umgewandelt und in einen
Mikroprozessor eingespeist, wo es gefiltert und/oder summiert und
genutzt wird, um visuell eine Volumen- und/oder Flussratenanzeige
für einen
Patienten oder einen Bediener bereitzustellen oder das Pumpen des
Systems zu steuern, um z. B. den Dialysatstrom beim Erreichen eines
Gesamtvolumens zu beenden. Jedwedes geeignete Medium kann zur Anzeige
des Volumens oder der Flussrate verwendet werden.
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Auch
hier entsprechen die Kondensatorplatten 100 und 102 der
Form des Fluids, das sich innerhalb des Behälters 85 der Membranen 90a und 90b ausdehnt.
Die Kondensatorplatten 100 und 102 weisen im Wesentlichen
die gleiche Form wie der Behälter 85 auf,
der vollständig
mit Fluid ausgedehnt ist. Die Genauigkeit des Sensors 80 wird
aufgrund der Tatsache verstärkt,
dass die Kondensatorplatten 100 und 102 mit der
Form des Fluidbehälters übereinstimmen
oder im Wesentlichen die gleiche Form wie dieser aufweisen.
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Wie
es vorstehend im Zusammenhang mit den 1A bis 1C und
der 3 beschrieben worden ist, können die Kondensatorplatten 100 und 102 parallel
sein, müssen
jedoch nicht im Wesentlichen parallel sein. In einer alternativen
Ausführungsform
können
mehr als zwei Kondensatorplatten bereitgestellt sein und eine Mehrzahl
von Signalen kann erzeugt werden.
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Unter
Bezugnahme auf die 5 wird in einer weiteren Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ein Satz von Kapazitätssensoren 110a und 110b (die
hier zusammen auch als Sensor 110 bezeichnet werden) veranschaulicht.
Die 5 veranschaulicht, dass die zwei Sensoren 110a und 110b zusammenwirken.
Der Sensor 110a auf der linken Seite wirkt mit einer Pumpe 112 zusammen,
die gegenwärtig
mit medizinischem Fluid gefüllt
ist, während
der Sensor 110b auf der rechten Seite mit einer Pumpe 112 zusammenwirkt,
die gegenwärtig
leer ist. Die Pumpen 112 sind zeitlich so gesteuert, dass dann,
während
sich eine Pumpe füllt,
die andere sich leert. Jedweder der Pumpensensoren 60, 80 oder 110,
die hier beschrieben sind, kann funktionell mit anderen Pumpensensoren
gekoppelt sein. Die Volumina, die in den Pumpen 112 gemessen
werden, werden summiert, um eine Gesamtmenge an medizinischem Fluid,
die zu dem Patienten übertragen
wird, zu erfassen.
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Der
Sensor 110 unterscheidet sich von den Sensoren 60 und 80,
da der Fluidbehälter 114 auf
einer Seite durch eine feststehende, entsorgbare Kunststoffkassette 116 definiert
ist und auf der gegenüber
liegenden Seite durch eine flexible, inerte entsorgbare Membran 118 definiert
ist. Die vorstehend beschriebenen Ausführungsformen umfassen feststehende
Hartkunststoffgehäuse
mit innenliegenden, flexiblen Membranen.
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Der
gefüllte
Kammersensor 110a von 5 veranschaulicht,
dass der Kolbenkopf 120 die Membran 118 invertiert
oder von der Kassette 116 wegbewegt, wenn der Behälter 114 mit
Dialysat gefüllt
ist. Der leere Kammersensor 110b veranschaulicht, dass der
Kolbenkopf 120 die Membran 118 in den Kammerhohlraum
drückt,
der durch die Kassette 116 definiert ist, wenn der Behälter 114 leer
ist.
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Wie
bei dem Sensor 80 treibt eine Linearbetätigungseinrichtung 122 einen
Kolben 124 zum Pumpen von Fluid in den Behälter 114 und
aus dem Behälter 114 heraus
an. Anders als bei den vorstehend beschriebenen Sensoren 60 und 80 ist
jedoch kein Vakuum erforderlich, um eine zweite Membran konstant
in die Richtung der Masse-Kondensatorplatte 126 zu ziehen.
Eine Schutzabdeckung 130 ist an der Kassettengrenzfläche 116 angeordnet,
um die aus Metall ausgebildete oder ansonsten leitende, geerdete
Kondensatorplatte 126 elektrisch zu isolieren.
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Ein
Vakuum wird durch die Öffnung 128,
die durch den Kolben 124 definiert ist, angelegt, um die Membran 118 gegen
den Kolbenkopf 120 zu ziehen und abzudichten. Wie bei jedwedem
der vorstehend beschriebenen Systeme dichtet die Membran 118 in alternativen
Ausführungsformen
den Kolbenkopf (oder je nach dem die Pumpenkammerwand) mit jedweder
geeigneten mechanischen Technik oder Haftmitteltechnik ab oder ist
mit diesem verbunden.
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Unter
Bezugnahme auf die 5 und 6 sind ein
Kondensatorbecher 140, eine entsprechende aktive, aus Metall
ausgebildete oder ansonsten leitende Kondensatorplatte 132 und
eine elektrische Schutzeinrichtung 134 veranschaulicht.
Der Becher 140 ist in einer Ausführungsform aus einem inerten starren
Kunststoff ausgebildet. Der Becher 140 umfasst einen integrierten
inneren Abschnitt 142, der eine Öffnung 144 definiert,
die es dem Kolben 124 ermöglicht, sich innerhalb des
Bechers 140, der bezüglich
der Position an dem medizinisches Fluid-System fixiert ist, zurück und vor
zu bewegen.
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Die
elektrische Schutzeinrichtung 134 ist an der Rückseite
des Bechers 140 fixiert. Die aktive Kondensatorplatte 132 ist
an der Oberfläche
des Innenabschnitts 142 fixiert. In einer Ausführungsform isoliert
eine inerte Kunststoffabdeckung (nicht veranschaulicht) die Kondensatorplatte 132 elektrisch.
Alternativ beruht das System 110 auf dem Kolbenkopf 120 zur
Isolierung der Kondensatorplatte 132.
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Der
Becher 140 definiert einen äußeren Steg 146, der
den Innenabschnitt 142 umgibt. Der Innenabschnitt 142 und
der äußere Steg 146 definieren eine
kontinuierliche Öffnung 148,
die es dem Kolbenkopf 120 ermöglicht, sich innerhalb der
kontinuierlichen Öffnung 148 zurück und vor
zu bewegen. In einer Ausführungsform
folgt die aktive Kondensatorplatte 132 der Kontur des Innenabschnitts 142 in
die Öffnung 148 und
auswärts
entlang des hinteren Randabschnitts des Bechers 140, der
den Steg 146 mit dem Innenabschnitt 142 verbindet.
Der Innenabschnitt 142, der hintere Randabschnitt und der
Steg 146 können
integriert den Becher 140 bilden. In anderen Ausführungsformen
kann bzw. können
einer oder mehrere der Abschnitte separat angebracht werden, so
dass der Becher 140 gebildet wird.
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Der
Kapazitätssensor 110 arbeitet
im Wesentlichen so, wie es vorstehend bezüglich der Systeme 60 und 80 beschrieben
worden ist. Wenn sich die Membran 118 zurück und vor
bewegt, so dass sich der Behälter 114 mit
medizinischem Fluid, wie z. B. Dialysat, füllt und davon entleert wird, ändert sich die
Gesamtkapazität.
Durch die Erzeugung einer gepulsten Spannung über einen bestimmten und vorgegebenen
Zeitraum erzeugt ein Systemschaltkreis, der elektrisch mit der aktiven
Platte 132 verbunden ist, ein Potenzial mit hoher Impedanz.
Das Potenzial mit hoher Impedanz zeigt eine Fluidmenge in dem Behälter 114 an.
Wenn sich das Potenzial im Zeitverlauf nicht ändert, wenn es sich ändern soll,
kann der Sensor 110 auch die Menge oder den Teil von Luft
innerhalb des Behälters 114 anzeigen.
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Der
Kapazitätsmess-Schaltkreis
verstärkt das
Signal mit hoher Impedanz zur Erzeugung eines Potenzials vAusgang mit niedriger Impedanz (das auch zu
der Schutzeinrichtung 134 zurückgeführt wird), das abhängig von
der Gesamtkapazität
variiert. Das verstärkte
Potenzial wird in ein digitales Signal umgewandelt und in einen
Mikroprozessor eingespeist, wo es gefiltert und/oder aufsummiert
und zur Bereitstellung einer Volumen- und/oder Flussratenanzeige
für einen
Patienten oder Bediener oder zur Steuerung des Pumpens des Systems
z. B. zum Beenden eines Dialysatstroms beim Erreichen eines Gesamtvolumens
genutzt wird. Der Sensor 110 kann jedwedes geeignete Medium
zum Anzeigen des Volumens oder der Flussrate nutzen.
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Es
sollte beachtet werden, dass für
den Fachmann verschiedene Änderungen
und Modifizierungen der hier beschriebenen gegenwärtig bevorzugten
Ausführungsformen
offensichtlich sind. Solche Änderungen
und Modifizierungen können
durchgeführt
werden, ohne vom Schutzbereich der vorliegenden Erfindung abzuweichen
und ohne deren Vorteile zu vermindern. Es ist daher beabsichtigt,
dass solche Änderungen
und Modifizierungen von den beigefügten Ansprüchen umfasst sind.