连续性肾脏替代治疗机的工作原理及临床应用.docx

连续性肾脏替代治疗机的工作原理及临床应用刘 伟 ,朱海鹏 ,于天林(青岛大学医学院附属医院 医学工程科 ,山东 青岛 266003) 摘要 本文介绍了连续性肾脏替代治疗设备的临床应用 , 并以德国贝朗公司的 Di ap a c t 为例 , 分析其工作原理和硬件结构 。 关键词 连续性肾脏替代治疗 ;工作原理文章编号 1007 - 7510 ( 2005) 05 - 0025 - 04 中图分类号 R 318. 16文献标识码 APr in c i pl e of c on t in uo us rena l re pla ce men t t hera py e qui p men t a n d it s a p pl ica t ionL I U W ei , Z H U H ai - p e n g , YUTi a n - li n( D ep t . of M e di c al E n gi ne e ri n g of t h e Ho sp i t al Af f ili a t e d t o M e di c al Co ll e ge of Q i n gD ao U ni ve r si t y , Q i n g dao S h a n do n g266003 , C hi n a )Abstra c t : T h e a r t i cl e i n t ro d uce s t h e cli ni c al a p p li c a t io n of co n t i n uo u s r e n al r e p l a ce m e n t t h e r a p y . B y t h e e x a mp l e ofB . B R A U N Di a p a c t , w e a n al yze i t s w o r k p ri ncip l e a n d h a r d w a r e co n st i t u t e s .Ke y wor ds : co n t i n uo u s r e n al r e p l a ce m e n t t h e r a p y ; w o r k p ri ncip l e1引言连续性肾脏替代治疗 ( C R R T) 通常是指持续数小时或数 天的体外血液滤过治疗 , 在该治疗中 , 体内的液体 、电解质 、小和中分子溶质缓慢 、持续地从病人体内清除 , 同时补充与血浆液体成分相似的置换液 , 以达到净化血液的目的 。整个治疗过 程模仿肾小球的滤过功能 , 并通过补充置换液来完成肾小管的部分功能 。其与血液透析的原理不同的 : 前者通过对流作用及跨膜压清除溶液及部分溶质 , 其溶质清除率取决于超滤量及滤 过膜的透过系数 ; 其对中分子物质清除率高于血液透析 ; 而后者则通过弥散作用清除溶质 , 其溶质清除率与溶质的当量成正比 ,因而血液透析有更高的小分子物质清除率 。2临床应用C R R T 机现在已作为常规的医疗抢救设备 , 广泛用于病 情危重的急性肾功能衰竭 、顽固性水肿及部分中毒病人 。比如 ,烧伤科 : 休克 、需大量输液 、败血症的病人 ; 重症监护室 : 多脏器衰竭 、感染中毒性休克病人 ; 心内科 : 心源性水肿 、急性呼吸窘 迫综合症 、急性肺水肿的病人 ; 肾内科 : 急性肾衰 、肾移植手术后 、肾病性水肿的病人以及心 、肺 、肝器官移植手术后的维持治疗等 。通常 , 血液通过一条双腔导管或两条单腔导管 , 利用血泵 作为驱动血液运转的动力 , 从动脉至静脉或静脉至静脉通路把 血液从病人体内引出 , 到达血滤器处理后返回病人 。目前经常 使用的治疗是静静脉血液滤过 , 因为它允许只在股静脉中放置 双腔导管 。这些治疗通常使用对水和溶质具有高通透性且表面积较小的滤器 。血液通过滤器时 , 静水压和胶体渗透压之间的差异使水和分子量小于约 30000 道尔顿的溶质通过滤膜进入 收集容器 。通过连续的血液滤过 , 不仅可以达到与间断血液透析 ( I HD ) 同样的效果 , 而且还可以清除炎性介质 , 并平地去除更多的容量负荷 。2. 1 连续性肾脏替代治疗的治疗方式C R R T 包括以下各种治疗方式 :缓慢持续超滤 ( S C U F) : 动静脉 (利用动静脉压差驱动 体外血液循环) 或静静脉 (借助血泵驱动体外血液循环) 血液滤过 , 液体少量 、持续地从病人超滤 。这种治疗的主要目的是脱水 ,不给病人输入置换液 ,也无需透析液 。连续性动静脉血液滤过 ( CA V H) : 通过病人自身的心脏 输出驱动体外血流回路 , CA V H 使用表面积小 , 通透性高的中空纤维膜滤器 , 并仅能通过对流清除溶质 ; 而且具有自限性超 滤 ,即当动脉压力下降时 ,超滤率便会减少 。连续性静静脉血液滤过 ( C V V H) :通过静静脉血液回路进行超滤 , 需要利用体外血泵驱动血液通过回路 , 现已逐渐取 代 CA V H 成为标准的治疗模式 。连续性动静脉血液透析 ( CA V HD ) 及连续性静静脉血液透析 ( C V V HD ) : CA V HD 治疗基本与 CA V H 相同 , 利用 人体动静脉的压差来驱动体外血液循环 , 溶质转运主要依靠弥 散作用及少量对流 。区别在于要将透析液输入滤器 , 与血液反 向流动 , 以增进对小分子物质溶质清除 ; 另外不需要补充置换 液 , 同 时 每 小 时 的 平 衡 液 量 也 会 相 应 减 少 。C V V HD 与 CA V HD 的不同之处仅在于 : 它需要借助血泵驱动体外血液循 收稿日期 2004 - 10 - 14修回日期 2004 - 12 - 16环 。为单纯的比例控制作用是指输出与偏差输入信号的关系为线性比例关系 , 控制作用简单 , 但不能消除系统的稳态偏差 ; 积分 控制作用的采用就是为了消除系统的稳态偏差 。所以只有结合二者的方式 ,才能平稳 、准确地控制置换液的温度 。 控制器接受加热板上设置的温度传感器传来的温度信号(由于加热板设有测量置换液的温度传感器 , 所以加热板上的 温度信号就代表了置换液的温度) , 与机器设定要求的置换液 温度设定值进行比较 , 得到温度测量值与设定值的偏差 , 然后根据偏差值的大小 、变化率和被控制对象的动态情况 , 以比例 、 积分控制的复合作用方式来输出控制加热板的信号 , 以期达到 对温度快速 、平稳 、准确的控制 。3. 1. 2超滤反馈控制 机器对病人超滤量的控制分别由超滤量反馈控制和 T M P反馈控制组成 , 从而保证对病人的精确超滤 。超滤流量通过在 积分电路的累加得到一个估计的超滤量后 , 与从电子称测量的 实际超滤相比较 , 得出一个超滤量的偏差值 ; 超滤流量经加法器累加上透析液/ 置换液的流量得出一个理论上要求达到的超 滤泵流量 。超滤量的偏差值和理论要求的超滤泵流量值一并进 入超滤计算控制电路进行校正 : 即在理论要求的超滤泵流量值的基础上 , 乘以相应的校正因子来达到最后反馈控制的超滤泵 流量 。超滤泵的校正分为二个部分 : 即时校正 : 当超滤量的偏 差值大于 10ml , 则超滤泵的泵速增加 5 % ; 当超滤量的偏差值 小于 10ml ,则超滤泵的泵速减少 5 % 。平均校正 :当即时校正不能够满足于超滤的校正 , 这时超滤偏差就超过了预定的上下 限 , 微处理器便利用已滤出的超滤量和设定时间计算出平均校 正 , 它可以对超滤泵的泵速以每次步进 10 %的幅度进行调节 ,最大调节范围为 30 % 。在一次校正后 ,需等待一段稳定时 间 ,来判断是否要进行下一步的校正 。超滤量的控制一方面是反馈系统控制超滤泵的泵速 , 另一 方面是来控制 T M P 来双重保证超滤的精确 。同样 , 设定的超 滤流量通过积分电路的累加得到一个估计的超滤量后 , 与从电子称测量的实际超滤经比较器相减 , 得出一个超滤量的偏差 值 ; 超滤量的流量经加法器加上替换液的流量得到理论上要求 达到的超滤泵的流量 。需要的 T M P (跨膜压) 可以从公式计算连续性动静脉血液透析滤过 ( CA V HD F ) 及连续性静静脉血液透析滤过 ( C V V HD F) : CA V HD F 治疗增加了透析液 ,将 CA V H 中的对流与血液透析中的弥散结合在一起 。透析液 被输入滤器 , 与血液反向流动 , 使其对小分子溶质清除优于单 用 CA V H 。C V V HD F 与 CA V HD F 的工作原理完全相同 ,不 同之处在于 :它需要借助血泵驱动体外血液循环 。C R R T 治疗的优缺点连续性血液净化治疗相对比较安全 , 并发症少 , 并可达到 下列治疗目的 :有效地解决容量负荷 。温和的 ,持续的治疗 。充分去除尿毒症毒素和炎症物质 。纠正酸碱失衡 ,维持酸碱平衡 。纠正电解质紊乱 ,维持电解质平衡 。能满足大量液体的输入 ,利于营养支持治疗 。减少血液动力学不稳定性 。缺点 : 需要连续的抗凝 , 滤过可能丢失有益的物质如 : 分子 量小或与蛋白结合率低的药物 ,另外治疗费用较高 。3 机器工作原理目前国内用于 C R R T 治疗的机器多为欧美医疗公司的产 品 , 主要有 Di ap a c t 、P ri s m a 、B M 25 、A c u m e n 和 M ul t i m a tB I C 等型号 。均可精确地控制置换液和超滤液的流量 , 并具有完善的安全报警设施 , 充分地满足了临床一线的要求 。现以德 国贝朗公司的 Di ap a c t 为例简述 C R R T 机的工作原理 。Di ap a c t C R R T 是设计用于高流量连续肾脏替代治疗和 急症透析抢救治疗 , 分为连续或间断治疗两种模式 。主要治疗方式包括 : 缓慢连续超滤 ( S C U F) , 连续静脉 静脉 血 滤( C V V H) , 连续静脉 静脉透析 ( C V V HD ) , 连续静脉 静脉 高流量透析 ( C V V H FD ) ,间断静脉 静脉血滤 ( IV V H) ,血液 滤过 ( H F) , 血液透析 ( HD ) , 间断高流量透析 ( H FD ) , 血浆吸 附/ 灌注 ( P A P) ,血浆置换 ( P E X) ,血浆分离 ( P S E) ,单针方式 血浆分离等 。3. 1系统基本控制原理 血泵驱动病人的血液在体外管路中循环 ; 置换液经加热板加温至预定的温度后 , 在置换液泵作用下 , 以前置换或后置换 的方式 , 在管路中和病人的血液混合 ; 超滤泵接在血滤器的上端 , 通过在滤膜外侧产生负压而透出血液中的各种无用成分 。 置换液袋和废液袋分别悬挂于电子称的两端 , 微处理器通过感 知传感器重量的化 ,来测量 、控制病人的超滤量 。机器的基本控制包括 : 置换液温度的控制 , 和对病人超滤 量的控制 (血泵转速 、置换泵转速和超滤泵转速的控制) 。3. 1. 1 加热器的反馈控制加热器的反馈控制采用 P I 控制器 (比例积分控制器) , 因2. 2出 :T M P ( m m H g)= U F Flo w ( ml / h ) / f a t o r ( ml / h *m m H g) 。下一步要调节的就是依据超滤量偏差量来调节实际的 T M P 值 。同样如上 , 超滤量的偏差值和需求的超滤流量值一并进入T M P 计算控制部分 。在治疗的开始阶段 ,透析器系数被赋予一 个缺省值为 20ml / h 、m m H g ,开关压力值设置为最小 ( - 20/ -40m m H g) ,因为这时治疗都是用的高通透性滤器 。随着治疗的 进行 , 通过超滤出的容量和稳定的时间 , 便会计算出透析器的滤过系数 。如果这时超滤的偏差值超过预定上限/ 下限时 ,透析26 20 卷 5 期 2005. 5器的系数会随着公式计算呈现相应的下降/ 上升 , 稳定一段时间后再比较 , 直到得到平均校正后的透析器系数为实际的系 数 。这时如果超滤量的偏差量大于 10ml ,系统便会加快 5 %的超滤泵速 , 以达到增加 5 % T M P 值的目的 ; 如果超滤量的偏差 量小于 10ml ,系统便会减慢 5 %的超滤泵速 ,以达到减少 5 %的T M P 值的目的 。3. 2电路结构原理 整个机器结构框图如下 :3. 2. 1液晶屏显示D P C 控制部分是机器的主体电路 , 共分为三个部件 : 、微处理器部分 , 、模拟电路部分 , 、数字电路部分 。3. 2. 2. 1 微处理器部分微控制器 : 系统时钟为 16M Hz , 具有 16 位数据/ 地址总 线 , 它控制微处理板的主要操作 : 包括监测所有的传感器 , 控制 传动机构 , 用于控制外部连接的肝素泵 , 和外界的 R S232 串行 通信 , 控制内部与 D PD 的并行通信 , 以及确定 D PD 和 D P C 之间的 16 位双向锁存并行通信 , 以防数据进出锁存器时 , 导致 其它通信的中断 。微控制器内置一个 10 位 A / D 转换器用于监 控外部供电电源的电压 。地址锁存器 : 锁存地址信号 , 把 8 位的数据总线和地址 总线分离开来 。地址解码器产生不同元件的片选信号 ; 存储页寄存器用于控制选择程序存贮器 E2 P R O M 的存贮页数 。存贮器 : 程序存贮器 E 2 P R O M 存贮运行程序代码 ,包 括一个 12k 8 的常驻存贮部分和 3 页的 32k 8 位的扩展部 分 , 它可以通过程序接口板进行编程 。 数据存贮器为静态 R A M ,存贮 16k 8 的临时数据 。3. 2. 2. 2 数字电路部分数字输入/ 输出接口 : 为外部的传感器和传动装置提供 和 D P C 相连的数字接口 。数字输入接口是采用三态门驱动 ,数字输出接口采用锁存器 , 二者直接连接到内部微处理器的地址总线 、数据总线和控制总线上 。电机接口 : 可连接血泵 、超滤泵 、置换液泵的三个电机接 口 。D P C 板上的微处理器产生控制电机转速的 P W M 信号和控制电机停止的 S TO P 信号 。各泵门的开启信号输出至微处 理器认别其状态 。泵头和电机旋转检测脉冲一路连接至 D P S 板用于第二套控制系统的监控 ; 另一路通过多路模拟开关连接至微处理器用于自我校正 。安全空气探测器 ( SA D ) 接口 : SA D 的校正和测试都是 由 D P C 板上微处理器C 控制 。SA D 输出信号分二路分别直 接连接于 D P C 微处理器和 D P S 的微处理器用于监测 。SA D 下部的红色探测器是由 D P C 板上的 E PL D ( 电子可编程逻辑 器件) 产生的交流方波脉冲驱动发光二极管 , 光线透过管路后 , 被光敏二极管接受后输出方波信号 , 经 E PL D 内部的鉴相器 感知管路内液体的颜色 。漏血探测器接口 : D P C 的微处理器C 控制着漏血探测 器的校正和测试 , 同样 漏 血 探 测 器 也 输 出 二 路 信 号 分 别 至 D P C 和 D P S 二套控制系统 ,分别监测 。采 用 640 480 的 单 色 液 晶 显 示 器 ,像 素 的 大 小 为0. 27m m ,间距为 0. 3m m 。背光源采用是冷阴极荧光灯管 。控制器上微处理器通过输出设定信号的脉宽比来控制 L CD 背景 光的亮度和 L CD 的对比度 。显示控制板 D PD 驱动 L CD 显示 图文信息 。D P C 主要分为二个部分 : 微处理部分和 L CD 控制 部分 。L CD 控制板执行单色 V GA L CD 的显示 , 它使用字母 码 ,不同的标志定义不同的字母显示 ,如 ,字母的翻转 、闪烁 。包括 : 字母 R O M : E2 P R O M 包括 4096 不同字母和半图形符号 ,它依据来自视频 R A M 的 12 位长的字母码寻址 。一个字母 的不同行列是由 L CD 控制器来编址的 。视频 R A M :包括着字母码和屏幕地址的志 : 字母码为 12 位 , 直接和字母 R O M 相连 ; 屏幕标志为 4 位数据 , 直接和 L CD 控制器相连 。视频 R A M 包括 : 视频 R A M 1 和 R A M 2 。主要的存储单元为视频 R A M 2 ,它可同时存贮 16 个屏幕的显示 。当屏幕没有新内容显 示 , 对视频 R A M 2 的写操作激活 。在刷新屏幕的同时 , 视频 R A M 2 的内容自动拷贝至视频 R A M 1 。为了达到屏幕没有闪 烁现象 , R A M 1 被激活用于屏幕更新 , 同时新的屏幕内容被视 频 R A M 逻辑电路控制用于对视频 R A M 2 写入 , 然后 R A M 2 被阻止激活 。空气探测器 A D :直接做在 D P C 的板上并被C 所控制 , 它的原理类似 SA D , 用于检测置换液管路中有无空气 。它与 SA D 的区别在于当 A D 报警时 ,不会产生相应的停止血泵 、 关闭静脉夹等保护动作 。传动装置驱动板 : 提供管路液面水平调节电机 、水平调节电磁阀和管路夹 SA K 的驱动信号 。水平调节电机的驱动是图 1 机器结构框图Di ap a c t co n t ro ll e r ( D P C)3. 2. 220 卷 5 期 2005. 527 双向的 ,其可正反转用于对管路的抽气或进气 ,来调节液面 。D P P (主电源) 接口 : D P C 板上 E PL D 产生一个 P W M信号控制固态继电器的开/ 关比例来达到控制加热板功率的目 的 。3. 2. 2. 3模拟电路部分模拟传感器 (包括温度传感器 T S1 、压力传感器 P S1 - 5 和电子称) 为电桥式结构 , 这些桥式电路的电源来自于同一个 恒压源的驱动 。5V 的参考电压经模拟开关的选择放大 ,经二个 三极管互换推动放大 , 增强其恒压源的驱动能力后 , 分别接至 七个模拟传感器的桥式两端 , 传感器在没有外界因素作用时 , 电桥平衡输出信号为零 ; 当外界因素作用后 , 由于电桥上各臂 电阻值的变化 ,影响了电桥的平衡 ,产生输出电压信号 。为了可 以对后置大器进行自动校零 ,D P C 的微处理器C 的置零信号 经模拟开关选择后 , 切换 5V 参考电压的输入 , 这样在后级互 换驱动三极管上的恒压源的输出就变为 0 伏 。C 便可检测出 后置放大器零信号输入时的输出信号 , 来对放大器的零点漂移 进行校正 。各传感器电桥上的输出信号进入各自的差分预放大器中 进行放大 , 7 个差分放大器的输出连接至一个八选一的模拟选择开关 ,进入同一个高共模抑制比放大器 ,然后经一 12 位 A / D转换器转换为数字信号 。为了使 A / D 转换器达到更高的的分 辨力 , 还设置一个零移位寄存器 , 来选择 A / D 转换器的零点 ;可设置为 5 个零点位置 : 分别为全程 、半程 、零位 、负半程 、负全程 , 这相当于把 A / D 转换的范围扩大 32 倍 (相当于自动调节 的可编程放大器) 。其中压力传感器 P S1 、P S2 和电子称的预放大器输出还要连接至 D P S 板进行监测 。板上各键 : B P + 、B P S 、B P - 、A Q 、E Q 的工作状态及驱动A Q 、E Q 的指示灯 ; D P S 还可独立于 D P C 单独控制报警蜂鸣 器发出报警 。3. 2. 3. 2 模拟电路部分 :压力传感器 P S6 、温度传感器 T S2 和称重传感器 W T 1 (可选件) 三套器件完全独立于 D P C 板之外 , 这三路传感器输出信号是被各自单独的预放大器进行放大 ; 而其他的压力传感器 P S1 、P S3 和称重传感器是在 D P C 板上进行预放大后 ,经过8 位选 1 的模拟开关进入一个高共模抑制比的放大器放大 。为 了保证更高 A / D 的分辨率 , 放大器采用一个三档的零位移相 器 (相当于三档可编程放大器) , 放大器分别可被微处理器设置 为半全程 、0. 9V 和零位 ,以充分放大信号 ,保证输入到 A / D 转 换器之前的信号电压在 05V 之间 , 经过转换时间为 3s 、12 位的 A / D 7880 转换成数字信号后 ,锁存进入微处理器处理 。启动板 ( Di ap a c t Boo t e r Bo a r d,D PB )3. 2. 4在 D PB 板上可以运行生产测试程序 ,从 D PB 板也可以运行 D PD 、D P C 和 D P S 上的程序 。同样板上带有相同固定于存 储器的控制程序 , 可适用于 D PD 、D P C 和 D P S 三板 。还可以 通过串行口对板上的 E2 P R O M 中进行编程 。机器启动时 , D PB 运行引导装配程序 。3. 2. 5主电源板 ( Di ap a c t M ai n Po w e r S up p l y,D P P)本机器采用了功率因子校正 ( R F C) 方式来提高对交流电源的利用效率 , 其目的就是通过增加对交流整流导通角的加 大 , 使产生的电流波形尽可能与正弦电压波形一致 , 这样最大化地利用了交流电源的电能 。外界输入的 220V 交流电压经过抑制滤波器 、滤除干扰 后 ,经过整流后进入 R F C 电路 。它采用增压转换器实现所有开关电源拓扑学中最大的输入动态范围 。即使输入电压降到 30V也可以被增至 370V 的电压输出 , 这比交流波峰的电压值要高 很多 。P F C 控制器为 U C3854 ,它通过外围电路的运作 ,可把输入 220V 的 50 Hz 的交流电增至 70k Hz 的 380V 。这样大容量滤波电容可以放在增压转换器的输出端 , 而交流电 50 Hz 的整 流桥的输入滤波电容就可以很少 (小于 1F) 。外部的 220V 交 流电经 P F C 电路的转换成高频高压的脉动直流 , 提高了电源 功率因数后 , 变成 24V 、12V 、5V 直流电压供各电路板工 作 。3. 2. 6 备用电源 (B P S)B P S 系统实际是一个不间断电源供电系统 , 它保证机器 在停电状态或电源质量恶劣条件下正常工作 。在电源的输入端 加入了线路滤波器 , 其中 L 1 和 L 2 的线圈按同一方向绕在同 一磁芯上 , 这两个电感对于差模电流主电流所产生的磁通互相 抵消 , 因此不会引起磁芯的饱和 , 而对共模电流则可以反映为 很大的电势 , 以便获得最大的滤波效果 , 达到抑制电源共模干 扰的影响 。电容 C 时用于衰减差模干扰 。这个线路滤波器是用3. 2. 3Di ap a c t S up e r vi so r ( D P S)分为两大部分 :微处理器部分和模拟电路部分 。3. 2. 3. 1 微处理器部分( 1) 微处理器的系统频率为 12M Hz , 具有 8 位数据/ 地址 总线结构 。主要作用 :监控所有传感器的工作状态 ,在报警的条 件下控制传动装置 , 控制与内部 D PD 的串行通信和外部程序 下载用的串行 R S232 接口 。程序存贮器为 E2 P R O M , 它可通 过接口进行程序的再编程 。静态 R A M 存贮程序运行中的临时 数据 。( 2) 接口 : 包括一个简单基于异步通信芯片的 R S232 接口 。编程接口 :直接从外界的 D PB 启动板来进行程序的下载 或修改 。 安全空气探测器 ( SA D ) 接口 : 接受 SA D 板上传送 而来的信号和 SA D 参考信号 。 静脉夹接口 : 确定 D P S 对SA K 的控制 ,并接受监测其开/ 关的状态 。漏血探测器接口 : 监测漏血探测器的输出状态 , 在漏血时产生报警信号 。 泵速 信号接口 : D P S 监控 M P 1 - 3 的泵头转速脉冲 , 以监控其泵速 。加热板关闭信号 : D P S 可直接发生信号至 D P P 板 ,去关 闭控制加热器电源输入的继电器 。其它 : D P S 单独识别前面 (下转第 84 页) 28 20 卷 5 期 2005. 5德国拜耳 AD V IA - 120 全自动血球分析仪故障 1 例麦海涛(中山市陈星海医院 设备科 ,广东 中山 528415)A D V IA - 120 血球分析仪是德国 B a ye r 公司生产的最为先进的六分类产品 。它采用了激光测量法 , 并设计成整合流路 系统 ( U F C) , 使仪器管路系统以及各反应池大为集中 , 减少了外露型管道 ,外形美观 ,维护方便 。故障现象 仪器做标本时 , 发现所做的 100 多个标本的测试参 数中 : 大的未染色细胞 (L U C) 和嗜酸性细胞 ( EO S) 的结果均 高于正常值 3 4 倍 , 其余参数与我院其它机器结果基本相符 。再观察各项参数和图形 , 发现过氧化物酶 ( P E R O X) 的三 个图像模糊不清且偏离正常情况较严重 。系统清洗后用同一标 本重复试做 , 发现 L U C 、EO S 数值变化较大 , 其余数值重复性均较好 。故障分析 临床上 L U C 、EO S 分类是由 P E R O X 试剂反应而 测得结果 。从图形上看 ,较可能和 P E R O X 试剂一路有关 。从仪器结构和原理上分析 , 和 P E R O X 有关的主要有 : 电路控制部分 ; P E R O X 流动池 ; P E R O X 反应池 ; P E R O X 排 气口 ; P E R O X 鞘液过滤器 ; P E R O X 真空池 。暂不从电路上考虑 ,先考虑试剂一路 ,其流程如下所示 ,具体分析如下 。P E R O X1 V 76 流动池 、P E R O X 真空池清洗 。由于针筒里无气泡 ,且动作起来无异常 ,所以可排除是针筒的故障 。按要求更换 P E R O X 鞘液过 滤 。由于 P E R O X 排气口与 P E R O X 反应池连成一体 , 旋下P E R O X 排气口进行输通时发现试剂结晶厉害 , 按要求清洁P E R O X 反应池 , 完成后试做标本故障依旧 。查阅各部分的结 构特点 , 发现 P E R O X 反应池 相 连 结 构 最 为 复 杂 , 且 通 过 P E R O X 试剂的三根管脚直径分别为 1m m 、0. 5m m ,清洗时只 能洗到外露部分 ,且考虑到和 P E R O X 反应池相连的 P E R O X 排气口结晶厉害 , 怀疑其中的管脚是否有堵塞 。拆下 P E R O X 反应池 ,用注射器从排气口注入水 ,发现两个直径 1m m 管孔出 水自如 , 但直径 0. 5m m 管孔基本不出水 , 用铜丝输通管脚 , 重 新注水 ,发现有固体微小颗粒被冲出 ,而后直径 0. 5m m 管孔出 水也自如 , 完成后复原 , 系统清洗后试机 , 仪器测量结果及参数 和图形均恢复正常 。维修小结 因微孔被堵而使仪器不能正常工作是较常见的故 障 。但正确的分析方法是排除故障的关键所在 , 这就要求维修人员对仪器的原理与结构要有较深的认识 , 血球分析仪涉及到电路 、液路 、光路以及计算机信息处理 , 特别其液路使用化学试 剂 , 故如果仪器清洗不干净 , 维护不好 , 易引起试剂结晶而影响工作 , 血液凝固也常引起管路堵塞 。这就对以下几方面提出了更高要求 : 仪器的维护 、保养 ; 试剂 、抗凝采样管的保护 ; P E R O X2 V 77 动P E R O X3 V 79 池( P E R O X) V 5 用等量的蒸馏水代替 P E R O X 三种试剂 , 打开阀 V 76 、V 77 、V 79 ,由于负压作用使其吸取蒸馏水 ,发现吸样比例正确 ,说明阀 V 76 、V 77 、V 79 正常 。按仪器保养手册进行 P E R O X 流正确的操作 。(上接第 28 页)于抑制 30M H Z 以下频率范围的噪声 。如果外界的供电电压超过设定值的上界或下界 , 则 B P S 系统自动切换至内部电源系 统 , 电池的直流电压经过升压器对其进行升压后 , 进入内部的逆变器把电池直流电压变为交流电压给机器供电 (供电时间的长短依靠所配电池的容量) 。在正常情况下 ,输入的交流电压经 稳压器稳压后输出至机器工作 , 另一方面交流电压变压至充电 器对电池组进行浮充 。其中 ,微处理器P 1 对 B P S 系统输出的 电压进行监测和处理 , 并可通过 R S232 接口使外界的计算机 对电源电压的情况进行监控 。微处理器P 1 和P 2 进行通信 后 , 根据电压的运行情况控制稳压器 、升压器 、逆变压器及输出 切换的工作状态 ,保证良好的电源输出电压 。 参考文献 1 王质刚 . 血液净化学 (第二版) M . 北京 :北京科学技术出版社 , 2003.3 M cA l p i ne L . CA V H . P r i nci p le s a n d p r a c t ic al ap p lic a t io n s J . C r i tCa r e Cli n N o r t h A m , 1998 ,10 ( 2) : 179 - 189.4 B ello mo R , e t al . T h e a c