DE60023937T2

DE60023937T2 - Vorrichtung zur kompensation von druckunterschieden zwischen ventilen in kasseten vom typ iv pumpen

Info

Publication number: DE60023937T2
Application number: DE60023937T
Authority: DE
Inventors: A. Peter HOLST; A. David KRAJEWSKI; J. Rudolph MASKE
Original assignee: Hospira Inc
Current assignee: Hospira Inc
Priority date: 1999-12-17
Filing date: 2000-12-15
Publication date: 2006-08-10
Anticipated expiration: 2020-12-16
Also published as: EP1611909B1; CA2393337C; DE60023937D1; EP1611909A1; DE60042530D1; EP1237595B1; US7407489B2; US20050238497A1; AU778557B2; US20050235733A1; ATE309013T1; US7402154B2; ES2327750T3; WO2001043798A1; CA2649867C; US6497680B1; AU2108401A; ATE435672T1; US20030055375A1; CA2393337A1

Description

Erfindungsgebiet
Die vorliegende Erfindung betrifft allgemein ein Gerät, das verwendet wird, um Druckunterschiede zwischen einem Einlaß und einem Auslaß einer Pumpe zu kompensieren, und genauer ein Gerät, um Druckunterschiede an dem Einlaß und an dem Auslaß einer Infusionspumpe der Kassettenart zu kompensieren, die verwendet wird, um intravaskulär medizinische Fluide auszugeben.
Hintergrund der Erfindung
Verschiedene Pumpenarten werden vom medizinischen Personal verwendet, um Arzneimittel in den Körper eines Patienten zu infundieren. Unter diesen werden Kassetten-Infusionspumpen oft bevorzugt, da sie eine genauer gesteuerte Rate und Volumen der Arneimittelinfusion bereitstellen als andere Arten von Infusionspumpen. Eine Kassettenpumpe benutzt eine wegwerfbare Kunststoffkassette, die in einer Fluidleitung zwischen einem Arzneimittelbehälter und dem Körper des Patienten angekoppelt ist.
In einem Kassetten-Infusionspumpenaufbau aus dem Stand der Technik umfasst die Kassette eine Kunststoffummantelung oder ein Gehäuse, das einen mit einem hinteren Abschnitt vereinigten vorderen Abschnitt aufweist. Eine dünne Elastomerschicht oder Membran wird zwischen den beiden Abschnitten eingekapselt. Fluid strömt durch die im Gehäuse ausgebildeten Durchgänge aus einem von zwei auswählbaren Einlaß-Öffnungen in eine Pumpenkammer, die von einer konkaven Vertiefung in einem der Abschnitte bestimmt wird. Die Kassette wird in ein passendes Gefäß für ein Pumpen-Chassis eingefügt, das einen Mikroprozessorcontroller und einen Motor-betätigten Antrieb einschließt. Ein vom Motor im Pumpen antrieb betätigter Plunger versetzt die Elastomer-Membran, um Fluid unter Druck aus der Pumpenkammer in Richtung der Auslaß-Öffnung zu drängen. Das Pumpen-Chassis stellt solchermaßen die Antriebskraft bereit, die das Fluid durch die Kassette pumpt. Die Mikroprozessorsteuerung ist programmierbar, um bei einer gewählten Strömungsrate ein gewähltes Volumen an den Patienten auszugeben. Zusätzlich kann das Pumpen-Chassis einen oder mehrere Drucksensoren und Luftblasensensoren einschließen, die verwendet werden, um den Arzneimittelinfusionsablauf zu überwachen, damit vor möglichen Problemen geschützt wird, die während der Arzneimittelausgabe entstehen können.
Sowohl Ein- als auch Mehr-Kanal-Kassettenpumpen sind erhältlich. Eine Mehr-Kanal-Kassettenpumpe erlaubt, dass mehr als eine Art des medizinischen Fluids wahlweise mittels Verwendung einer einzigen Pumpen-Kassette an einen Patienten ausgegeben wird. Diese Pumpen werden häufig in Verbindung mit intravenösen Arzneimittelausgabetherapien verwendet. Wenn die Pumpen-Einlaß- und -Auslaß-Druckbedingungen beinahe gleich sind, sind Infusionspumpen der Kassettenart relativ genau. Wenn jedoch der Druck am Pumpen-Einlaß und -Auslaß wesentlich variiert, verschlechtert sich die Ausgabegenauigkeit der Kassettenpumpen. Wenn die Ausgabe-Rate relativ niedrig ist, wie oft im Fall der pediatrischen Applikationen, und wenn der Differezdruck 3 psi übersteigt, dann wird die Genauigkeit bedeutend beeinträchtigt, und eine Rückwärtsströmung kann auftreten. In einer Rückwärtsströmung bewegt sich das Fluid aus dem vaskulären System des Patienten zur Pumpe, was dazu führen kann, dass Blut aus dem Körper eines Patienten und in die IV-Leitung gezogen wird. Selbst wenn eine solche Rückwärtsströmung nur kurz erfolgt und die Genauigkeit der Ausgabe-Rate nicht stark beeinträchtigt wird, kann das Sehen kleiner Blutmengen in einer IV-Leitung für Pflegepersonal, Patienten und Besucher äußerst störend sein. Eine Rückwärtsströmung erfolgt wahrscheinlicher, wenn die Pumpenfluidquelle niedriger ist als die Eintrittsstelle der IV-Leitung im Körper des Patienten, da der Einlaß-Druck infolge des Kopfdrucks dann tiefer ist als der Auslaß-Druck.
Die Auswirkung, die ein Differezdruck auf die Genauigkeit der Strömungsrate einer Kassettenpumpe hat, hängt davon ab, ob der Druck am Pumpen-Einlaß höher oder tiefer ist als der Druck am Pumpen-Auslaß. Ein höherer Pumpen-Einlaß-Druck, der für gewöhnlich das Ergebnis einer erhöhten Stellung des Fluidbehälter in Bezug auf die Pumpe ist (d. h. den Behälterkopfdruck), bewirkt häufig, dass die Strömungsrate die gewünschte Einstellung übersteigt, auf deren Ausgabe die Pumpe programmiert ist. Umgekehrt kann ein höherer Pumpen-Auslaß-Druck, der von einer teilweise verengten Fluidleitung, die mit dem Pumpen-Auslaß verbunden ist, oder der Eintrittsstelle in den Patienten herrührt, die höher angeordnet ist als der Pumpen-Einlaß, bewirken, dass die Strömungsrate unter den gewünschten Wert sinkt.
In einer kompensierten Druckumgebung neigen die Kassettenpumpen dazu, wie Pumpen mit konstanter Verdrängung zu wirken, so dass jeder Pumpzyklus dasselbe Fluid-Volumen abgibt. Die Ausgaberate des Fluids wird gesteuert, indem die Anzahl der Pumpzyklen je Zeiteinheit geändert wird; solchermaßen benötigen höhere Ausgabe-Raten die Durchführung mehrerer Pumpzyklen in einer gegebenen Zeitspanne als niedrigere Ausgabe-Raten. Der kurz beschriebene Pumpzyklus der Kassettenpumpe aus dem Stand der Technik entspricht einem Plunger, der die Elastomer-Membran in die Kammer biegt, in der das konstante Fluid-Volumen erhalten ist, wodurch das Fluid aus der Kammer durch ein Auslaßventil gezwungen wird. Die Stellung des Plungers wird durch einen Mikroprozessor gesteuert. Es ist möglich, den Ausgabedruck des auszugebenden konstanten Fluid-Volumens in der mit dem Körper des Patienten verbundenen Fluidleitung zu ändern, indem die Stellung des Plungers zu Beginn eines jeden Pumpzyklus eingestellt wird. Da das in jedem Zyklus ausgegebene Fluid-Volumen (und daher das Volumen der Kammer, in der das Fluid enthalten ist) relativ klein ist, wird eine sehr kleine Änderung in der anfänglichen Plunger-Stellung eine bedeutende Auswirkung auf den Pumpenkammerndruck und solchermaßen auf den Ausgabedruck haben.
Klar wäre es wünschenswert, eine Kassettenpumpe bereitzustellen, in der ein Druckausgleich-Pumpzylklus verwendet wird, um die Auswirkung eines Differezdrucks zwischen dem Einlaß und dem Auslaß der Pumpe so gering wie möglich zu halten. Eine Kassettenpumpe, die diesen Vorteil erreicht und genaue Flußraten unter sich ändernden Druckbedingungen hat, ist im Stand der Technik nicht offenbart. Vorzugsweise würde ein solches System ein dynamisches Druck-kinetisches Mehrkomponenten-Modell verwenden, um den benötigten Druckausgleich infolge eines Differezdrucks zwischen dem Einlaß und dem Auslaß der Kassettenpumpe zu bestimmen. Ein solches System würde vorzusgweise Echtzeitmessungen des Drucks sowohl am Pumpen-Einlaß als auch am Pumpen-Auslaß verwenden, um den Differezdruck zu bestimmen, und dann einen empirisch bestimmten Algorithmus verwenden, um das Ausmaß zu bestimmen, bis zu dem die Stellung des Plungers eingestellt werden sollte, um den Ausgabedruck entweder zu erhöhen oder zu senken. Die Ausgabe-Rate kann weiterhin optimiert werden, indem die Rate der Pumpzyklen als eine Funktion des während eines jeden Pumpzyklus ausgegebenen tatsächlichen Volumens geändert wird. Vorzugsweise würde ein solches Modell verwendet werden, um die Ausgabe medizinischer Fluide für Ein- oder Mehr-Kanal-Kassettenpumpen dem Druck nach zu kompensieren. Es wird solchermaßen ersichtlich sein, dass das genaue Steuern der Verabreichung der medizinischen Fluide unter veränderlichen Druckbedingungen mittels der Verwendung eines Druckausgleichsmodells beträchtliche Vorteile gegenüber dem Stand der Technik bereitstellen würde.
US-A-4 840 542 offenbart eine Infusionspumpe, die eine in einer Kassette bestimmte Pumpenkammer, ein von einem Schrittmotor angetriebenes Pumpglied und ein Einzellastelement umfasst, das die vom Schrittmotor ausgeübte Kraft auf einen Trichter des Pumpglieds überwacht. Ein durchgängiger Fluidweg wird bestimmt, der sich durch eine Zufuhrkammer und die Pumpenkammer von einem Einlaß zu einem Auslaß erstreckt. Ein Mikroprozessor wird ebenfalls bereitgestellt, um das System zu steuern, vor allem einen Schrittmotor zu steuern, der ein Ausfluß(Ausgabe)ventil antreibt und in Übereinstimmung mit der von einem Betreiber gewählten Rate die Bewegungsrate des Schrittmotors auswählt. Mithilfe der Lesungen des Lastelements und der programmierten Druckschwellwert-Werte ist der Mikroprozessor in der Lage, einen relativ konstanten Druck in der Pumpenkammer beizubehalten und wenn das Lastelement nicht das Einfangen einer vollen Fluidlast in der Pumpenkammer erfasst, wird der Betrieb der Pumpe gestoppt und ein Alarm ausgegeben.
US-A-5 108 367 offenbart ein Infusionssystem, in dem verschiedene Druck-Lesungen innerhalb einer Druckkammer gemacht werden, die sich strömabwärts von einer Pumpenkammer befindet. Das Infusionssystem umfasst weiterhin einen Prozessor, der programmiert ist, um den Pumpenkolben gemäß vorab gewählter Schritte anzutreiben und am Ende eines jeden Schritts die Druck-Lesung der Druckkammer zu lesen und zu speichern. Der Prozessor ist auch eingestellt, um den Unterschied der Lesungen zu vergleichen, um zu bestimmen, ob sich Luft in der Leitung befindet, und einen Alarm auszugeben, falls die Druckänderung unter einem vorab gewählten Minimum liegt. Wenn sich keine Luft in der Leitung befindet, zieht der Prozessor den Pumpenkolben in einem Abstand aus der Pumpenkammer, der gemäß den Druck-Lesungen innerhalb der Druckkammer gewählt wird.
US-A-4 834 2584 offenbart eine wegwerfbare Kassette, die darin eine Pumpenkammer und eine Pumpe hat, die von einem Mikroprozessor gesteuert werden. Der Mikroprozessor empfängt Signale von einem Drucksensor, der den Druck in einer Kammer überwacht, die sich stromabwärts von der Pumpenkammer befindet. Durch das Vergleichen des erfassten Signals mit einem gespeicherten Wert wird der Mikroprozessor einen Alarm erklingen lassen, und das Pumpenantriebsrad wird blockiert.
US-A-5 554 115 offenbart einen Sensor zum Messen des Drucks in einer Kassettenpumpe, die nah und entfernt zu einer Pumpenkammer liegt. Die Kassettenpumpe umfasst einen Pumpen-Controller, der einen Mikrocontroller einschließt, der ein Verfahren durchführt, das einen Offset-Fehler bestimmt, der aus einer Steifigheit der Elastomer-Membran herrührt, die die Pumpenkammer einschließt, und das diesen kompensiert.
US-A-5 989 222 offenbart ein System, das das Vorliegen einer Versperrung in einer intravenösen Leitung erfasst, die eine medizinische Flüssigkeit an einen Patienten führt. Proximale und distale Drucksensoren werden bereitgestellt, die Signale erzeugen, die mindestens einmal pro Sekunde abgetastet werden, um zu gewährleisten, dass an jedem der von den Sensoren überwachten proximalen und distalen Bereiche keine Höchstdruckwerte überstiegen werden.
US-A-5 292 306 offenbart ein Pumpsystem, das eine Pumpenkammer umfasst, deren Innendruck periodisch mithilfe eines einzelnen Drucksensors überwacht und analysiert wird, um sich des Auftretens irgendwelcher Versperrungen oder Blockierungen im System zu vergewissern.
Zusammenfassung der Erfindung
In Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung wird eine Druck-kompensierte Pumpe bestimmt, um eine genaue Fluidausgabe an einen Patienten zu erhalten, wenn zwischen dem Auslaß und dem Einlaß der Pumpe ein Differezdruck vorliegt. Die Pumpe schließt eine Fluidantriebseinheit ein, die ausgebildet ist, um sich an eine Fluidleitung anzuschließen und das Fluid aus einer Quelle für die Infusion durch die Fluidleitung in den Patienten zu drängen. Eine Steuereinheit wird mit der Fluidantriebseinheit verbunden, um ihren Betrieb zu steuern. Ein erster Drucksensor überwacht den Einlaß-Druck an die Pumpe, und ein zweiter Drucksensor überwacht den Auslaß-Druck der Pumpe. Sowohl der erste als auch der zweite Drucksensor sind elektrisch mit der Steuereinheit verbunden. Die Steuereinheit ist programmiert, um einen Differezdruck zwischen dem Einlaß und dem Auslaß der Pumpe zu bestimmen, und die Steuereinheit verwendet einen in einem Speicher gespeicherten Algorithmus, um einen anzulegenden Korrekturfaktor zu bestimmen, damit der Differezdruck zwischen dem Einlaß und dem Auslaß kompensiert wird, womit die genaue Abgabe des Fluids an den Patienten gewährleistet wird. Zusätzlich zur Korrektur der Druckunterschiede an den Ventilen der Pumpe, kann der Algorithmus einen Korrekturfaktor, der die Kalibrierungs-Differenzen zwischen mehreren Drucksensoren kompensiert, als auch einen Korrekturfaktor einschließen, der Unterschiede zwischen zu erzielenden Ansaugfluidvolumina und tatsächlichen Ansaugfluidvolumina sowie Unterschiede zwischen zu erzielenden Ausgabefluidvolumina und tatsächlichen Ausgabefluidvolumina kompensiert.
Vorzugsweise schließt die Steuereinheit einen Mikroprozessor ein, der auf Programmschritte reagiert, die in einem in der Steuereinheit eingeschlossenen Speicher gespeichert sind. Die Pumpe schließt eine Benutzer-Schnittstelle ein, die mit der Steuereinheit verknüpft ist, um einem Betreiber zu ermöglichen, mindestens einen Parameter zum Steuern der Abgabe des Fluids an den Patienten einzugeben, der entweder einer Rate des Fluidstroms, ein Volumen der Fluidstroms, einer Zeit des Fluidstroms und/oder einer Dauer des Fluidstroms entspricht.
Ebenfalls bevorzugt, ändert der Korrekturfaktor einen Ausgabedruck des Fluids und/oder eine Zeitspanne zwischen aufeinander folgenden Pumpen-Zyklen. Der Algorithmus, der verwendet wird, um den Korrekturfaktor zu bestimmen, wird empirisch bestimmt. In einer bevorzugten Ausführungsform schließt die Fluidantriebseinheit eine Elastomer-Membran ein, die über einer Kammer in der Pumpe liegt. Die Kammer steht mit der Quelle und dem Patient in Verbindung. Der vom Algorithmus bestimmte Korrekturfaktor wird als eine Stellung des angetriebenen Glieds in Bezug auf die Elastomer-Membran ausgedrückt. In dieser Ausführungsform entspricht die korrigierte Stellung des angetriebenen Glieds in Bezug auf die Elastomer-Membran, die durch den Algorithmus bestimmt wird, einer korrigierten Stellung für das Antriebsglied zu Beginn eines Pumpen-Zyklus, d. h. bevor das Antriebsglied die Kraft auf die Elastomer-Membran ausüben wird, die bewirkt, dass das Fluid aus der Kammer in den Patienten ausgestoßen wird.
Wenn die Steuereinheit bestimmt, dass der Druck am Auslaß der Pumpe größer ist als der Druck am Einlaß, rückt die Steuereinheit das Antriebsglied in der Kammer an eine vom Algorithmus bestimmte Stelle vor. Wenn die Steuereinheit bestimmt, dass der Druck am Auslaß kleiner ist als der Druck am Einlaß, zieht die Steuereinheit das Antriebsglied von der Kammer an eine vom Algorithmus bestimmte Stelle zurück. In beiden Fällen befindet sich das Antriebsglied während jeden Segments eines Pumpen-Zyklus immer mit der Elastomer-Membran in Kontakt.
Der Algorithmus benutzt eine erste Referenztabelle, in der ein erster Wert als eine Funktion des Drucks angezeigt wird, die vom den Einlaß-Druck überwachenden Sensor gemessen wird, und eine zweite Referenztabelle, in der ein zweiter Wert als eine Funktion eines Drucks angezeigt wird, der vom den Auslaß-Druck überwachenden Sensor gemessen wird. Die Referenztabellen werden empirisch bestimmt. Der Algorithmus verwendet bei der Bestimmung des Korrekturfaktors für den nächsten Pumpen-Zyklus vorzugsweise einen Druck, der vom den Auslaß-Druck überwachenden Sensor gemessen wird, nachdem das Antriebsglied eine Kraft auf die Elastomermembran ausgeübt hat und das Fluid verdrängt und in Richtung des Patienten in die Fluidleitung gedrückt wurde. Nachdem das Antriebsglied eine Kraft auf die Elastomer-Membran ausgeübt hat und das Fluid aus der Kammer gedrückt ist, verwendet die Steuereinheit den Algorithmus, um das an den Patienten ausgegebene tatsächliche Fluid-Volumen zu bestimmen, und berechnet dann einen Korrekturfaktor, der bestimmt, wie die Taktung des nächsten Pumpen-Zyklus modifiziert werden muss, um eine gewünschte Abgabe-Rate des Fluids an den Patienten beizubehalten. Die Pumpe schließt vorzugsweise ein Einlaßventil und ein Auslaßventil ein.
Der Korrekturfaktor, der einem Unterschied zwischen eines zu erzielenden Ansaugfluidvolumens und eines tatsächlichen Ansaugfluidvolumens entspricht, wird bestimmt, indem ein erster Druck in der Nähe der Einlaß-Öffnung abgetastet wird, nachdem die Kammer mit dem zu erzielenden Ansaugvolumen gefüllt wurde, indem das Antriebsglied an eine erste Stelle bewegt wird und danach das Antriebsglied an eine zweite Stelle bewegt wird, so dass das Volumen der Kammer verkleinert wird. Der Einlaß-Drucksensor bestimmt einen zweiten Druck in der Nähe der Einlaß-Öffnung, der den ersten Druck in der Nähe der Einlaß-Öffnung um eine vorbestimmte Größe übersteigt. Der Algorithmus bestimmt das tatsächliche Ansaugfluidvolumen als eine Funktion des ersten Drucks in der Nähe der Einlaß-Öffnung, des zweiten Drucks in der Nähe der Einlaß-Öffnung, der ersten Stellung des Antriebsglieds und der zweiten Stellung des Antriebsglieds, und bestimmt einen Unterschied zwischen dem zu erzielenden Ansaugfluidvolumen und dem tatsächlichen Ansaugfluidvolumen. Vorzugsweise ist die vorbestimmte Größe etwa 1 psi. Der Unterschied zwischen dem zu erzielenden Ansaugfluidvolumen und dem tatsächlichen Ansaug fluidvolumen wird verwendet, um die Genauigkeit der Fluid-Infusion zu verbessern, indem der Unterschied zwischen dem zu erzielenden Ansaugfluidvolumen und dem tatsächlichen Ansaugfluidvolumen zu einem zu erzielenden Ansaugfluidvolumen eines anschließenden Pumpen-Zyklen addiert wird. Vorzugsweise werden die Funktionsverhältnisse zwischen dem Ansaugfluidvolumen, dem proximalen Druck und der Stellung des Antriebsglieds empirisch bestimmt.
Der Algorithmus kann Kalibrierungs-Differenzen zwischen einem Einlass-Drucksensor und einem Auslass-Drucksensor kompensieren. Die Schritte, die benutzt werden, um diese Funktion zu erfüllen, umfassen das Öffnen des Einlaßventils, während das Auslaßventil geschlossen wird, womit die Pumpenkammer mit Fluid gefüllt wird, und das Schließen des Einlaßventils, wenn die Kammer mit einem gewünschten Fluid-Volumen gefüllt wird. Der nächste Schritt bestimmt einen Druck in der Nähe der Einlaß-Öffnung und einen Druck in der Nähe der Auslaß-Öffnung mittels Verwendung der Einlass- und Auslass-Drucksensoren. Ein Stellung der Elastomer-Membran wird so eingestellt, dass ein Druck des Fluids innerhalb der Kammer dem Druck nahe an der Auslaß-Öffnung entspricht; und das Auslaßventil wird dann geöffnet. Als nächstes wird der Auslass-Drucksensor verwendet, um zu bestimmen, ob eine Druckspitze die Öffnung des Auslaßventils begleitet (die Druckspitze deutet auf eine Kalibrierungs-Differenz zwischen dem Einlass-Drucksensor und dem Auslass-Drucksensor). Die Druckspitze wird vom Algorithmus verwendet, um die Kalibrierungs-Differenz im nächsten Pumpen-Zyklus zu kompensieren.
In einer anderen Ausführungsform schließt die Pumpe nur einen Drucksensor in Fluidverbindung mit einer Auslaßseite der Pumpe ein, und ein ersten Pumpen-Zyklus wird nicht kompensiert. Zwei Auslaß-Druck-Lesungen werden in jedem Zyklus gemacht – eine zu Beginn des Pumpen-Zyklus, wenn die Kammer voller Fluid ist, und die andere unmittelbar nachdem das Ausstoßen des Fluids aus der Kammer beendet ist. Im nächsten Pumpen-Zyklus wird die Stellung des Antriebsglieds in Bezug auf die Kammer eingestellt, um irgendeinen Differezdruck zwischen den im vorherigen Pumpen-Zyklus gemachten Lesungen zu kompensieren.
Ein weiterer Aspekt der vorliegenden Erfindung betrifft ein Verfahren, das Schritte einschließt, die allgemein mit den Funktionen zusammenpassen, die von den Komponenten des oben beschriebenen Geräts implementiert werden. Ein weiterer Aspekt der vorliegenden Erfindung betrifft einen Algorithmus, der Schritte einschließt, die ebenfalls mit der oben geschilderten Beschreibung zusammenpassen.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
Die vorherigen Aspekte und viele der damit verknüpften Vorteile dieser Erfindung werden direkter gewürdigt werden, wenn dieselbe unter Bezugnahme auf die folgende detaillierte Beschreibung besser verständlich wird, die in Verbindung mit den begleitenden Zeichnungen gemacht wird, in denen:
1 ein schematisches Blockdiagramm einer Mehr-Kanal-Druckausgleich-Kassettenpumpe in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung ist;
2a ein schematisches Blockdiagramm der Mehr-Kanal-Druckausgleich-Kassettenpumpe aus 1 ist, die einen Antriebsplunger in einer Ausgangs(nicht-kompensierten)stellung in Bezug auf eine mit einer Elastomer-Membran bedeckte Pumpenkammer zeigt, wie sie geeignet wäre, wenn der Druckausgleich nicht erforderlich ist;
2b ein schematisches Blockdiagramm des Mehr-Kanal-Druckausgleich-Kassettenpumpe aus 1 ist, die den Antriebsplunger in einer zurückgezogenen (kompensierten) Stellung in Bezug auf die von der Elastomer-Membran bedeckte Pumpenkammer zeigt, solchermaßen einen proximalen Druck kompensierend, der größer als ein distaler Druck ist;
2c ein schematisches Blockdiagramm des Mehr-Kanal-Druckausgleich-Kassettenpumpe aus 1 ist, die den Antriebsplunger in einer vorgerückten Stellung in Bezug auf die von der Elastomer-Membran bedeckte Pumpenkammer zeigt, womit ein proximaler Druck kompensiert wird, der tiefer ist als ein distaler Druck;
3 ein Ventilzyklusdiagramm für eine Druckausgleich-Einkanalpumpe in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung ist.
4 ein Ventilzyklusdiagramm für eine Druckausgleich-Mehr-Kanalpumpe in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung ist;
5 ein Graph ist, der die Antriebsplunger-Stellung als eine Funktion des distalen Drucks zeigt;
6 ein Graph ist, der die Antriebsplunger-Stellung als eine Funktion des distalen Halte-Drucks (der kalibrierte proximale Druck in Bezug auf den distalen Druck) zeigt;
7 ein Graph ist, der das Volumen der Elastomer-Pumpenkammer mit dem Antriebsplunger an der +169 Stufen-Stellung als eine Funktion des distalen Drucks zeigt;
8 ein Graph ist, der das Volumen der Elastomer-Pumpenkammer mit dem Antriebsplunger an der Ausgang-Stellung als eine Funktion des distalen Halte-Drucks zeigt;
9 ein Graph ist, der das Nenn-Kassetten-Volumen als eine Funktion des Antriebsplungers zeigt; und
10 ein Graph ist, der die Antriebsplunger-Stellung als eine Funktion eines Ziel-Ansaugvolumens zeigt.
Beschreibung der bevorzugten Ausführungsform
Übersicht der vorliegenden Erfindung
Die vorliegende Erfindung benutzt einen Algorithmus, um einen Differezdruck zwischen dem Einlaß und dem Auslaß einer Infusionspumpe der Kassettenart zu kompensieren, um die Genauigkeit der Pumpe, vor allem bei niedrigen Flußraten, zu verbessern. Eine bevorzugte Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist in der PLUM A+^TM Infusionspumpe von Abbott Laboratories verkörpert, die in Verbindung mit ihrer PLUM^TM Kassette verwendet wird. Der in dieser Ausführungsform verwendete Algorithmus wurde für diese spezifischen Produkte empirisch bestimmt. Jedoch sollte angemerkt werden, dass ein ähnlicher Algorithmus für weitere Aufbauten an Infusionskassetten und Infusionspumpen empirisch bestimmt werden kann. Die vorliegende Erfindung ist solchermaßen in keiner Weise auf den spezifischen Aufbau der unten erörterten Pumpe und Kassette eingeschränkt.
Die Begriffe "proximal" und "Einlaß", wie hierin in Verbindung mit der anschließenden Beschreibung und den Ansprüchen danach verwendet, betreffen gleichbedeutend den Abschnitt der Kassette, der in Fluidverbindung mit einer Fluidleitung (oder Leitungen) verbunden wird, die ausgebildet ist, um mit einer Fluidzufuhr bzw. einem Fluidbehälter verbunden zu werden. Die Begriffe "distal" und "Auslaß" betreffen auf ähnliche Weise gleichbedeutend den Abschnitt der Kassette, der mit einer Fluidleitung in Fluidverbindung angekoppelt wird, die ausgebildet ist, um an einem Patienten angeschlossen zu werden.
Da die folgende Beschreibung einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ihre Verwendung mit der PLUM A + Pumpe und PLUM Kassette betrifft, werden bestimmte Aspekte durch ihre Betriebsbeschreibungen bestimmt. Ein abgebbares Volumen je Pumpen-Zyklus in dieser Ausführungsform ist z. B. 0–500 μl, mit einem bevorzugten Volumen von etwa 333 μl. Die unkompensierte Abgabe-Rate ist von 0–999 ml/Stunde veränderlich, und die kompensierte Abgabe-Rate ist von 0,1–500 ml/Stunde veränderlich. Der Bereich des betreibbaren distalen und proximalen Drucks ist etwa –11,0 psi bis 14,0 psi. Im allgemeinen erfolgt die Druckabtastung für etwa 2 ms/Probe über etwa einer Abtastdauer von 50 ms. Aus der Mehrzahl der Proben wird der Mittelwert erstellt, um irgendwelche Druckabtaständerungen so gering wie möglich zu halten.
Diese Ausführungsform der vorliegenden Erfindung stellt die Überwachung des distalen (Auslaß) und proximalen (Einlaß) Drucks der Pumpen-Kassette und die Bestimmung des Differezdrucks zwischen den beiden bereit, und regelt den Pumpzyklus, um diesen Differezdruck zu kompensieren. Der Pumpzyklus wird eingestellt, indem der Druck des medizinischen Fluids innerhalb der Pumpen-Kassette erhöht oder gesenkt, und, falls erforderlich, die Taktung des Pumpen-Zyklus geändert wird. Vor Beginn eines jeden Pumpen-Zyklus wird der Differezdruck wieder bestimmt. Ein Korrekturfaktor wird durch den Algorithmus bestimmt, und der Druck des medizinischen Fluids innerhalb der Pumpen-Kassette wird entsprechend eingestellt. Wenn das Fluid die Pumpen-Kasset te verläßt, wird sein Druck auch verwendet, um das vom gegenwärtigen Pumpen-Zyklus ausgegebene Fluid-Volumen zu bestimmen. Diese Information wird vom Algorithmus verwendet, um zu bestimmen, wie die Taktung des nächsten Pumpen-Zyklus geändert werden sollte, um eine gewünschte Flußrate zu erreichen. Vorzugsweise wird die Taktung geändert, indem die Dauer des Ausgabehubs der Pumpe geändert wird. Der Druckausgleichsablauf wird für jeden Zyklus wiederholt. Weitere Details der bevorzugten Ausführungsform sind wie folgt.
Details einer bevorzugten Ausführungsform
Mit Bezug auf 1 wird eine Mehr-Kassetten-Infusionspumpe 10 gezeigt, die die vorliegende Erfindung implementiert. Eine Quelle 12 eines medizinischen Fluids A und eine Quelle 14 eines medizinischen Fluids B werden beide in Fluidverbindung mit einem proximalen Ende 16 einer Kassette 15 angekoppelt. Der Strom des medizinischen Fluids A in die Kassette wird wahlweise durch ein Zufuhrventil 20 gesteuert, und der Strom des medizinischen Fluids B wird wahlweise durch ein Zufuhrventil 18 gesteuert. Wenn die Kassette 15 verwendet werden soll, um zu einem Zeitpunkt nur eines dieser beiden medizinischen Fluide zu pumpen, wird nur das richtige Zufuhrventil 18 oder 20 geöffnet, um das zu pumpende medizinische Fluid zu wählen. Das gewählte medizinische Fluid (bzw. die Fluide) strömt dann durch einen Luftsensor 22 und in eine Mischkammer 26. Der Luftsensor und die Mischkammer sind herkömmliche Merkmale der Infusionspumpen des Kassettentyps. Der Zweck des Luftsensors ist es, Luftblasen zu erfassen, die im medizinischen Fluid A und/oder B mitgerissen werden können, bevor das Fluid in die Pumpenkammer und an den Patienten weiter läuft. Wenn zu viele Luftblasen in den Blutstrom eines Patienten dringen, kann eine Luftembolie mit schädlichen Folgen verursacht werden. Ein proximaler (bzw. Einlass-) Drucksensor 24 wird innerhalb der Mischkammer 26 angeordnet. Das gewählte medizinische Fluid (bzw. die Fluide) verläßt die Mischkammer durch ein Einlaßventil 28, wenn sich das Einlaßventil in seiner offenen Stellung befindet, und in eine Pumpenkammer 30.
Details für geeignete Drucksensoren zur Verwendung mit der vorliegenden Erfindung und weitere Aspekte der Kassette werden im ebenfalls auf die gegenwärtige Inhaberin übertragenen US-Patent Nr. 5.554.115 offenbart, dessen Beschreibung und Zeichnungen hierdurch ausdrucklich unter Bezugnahme hierin eingeschlossen sind.
Infusionspumpen des Kassettenstils sind Pumpen mit konstanter Verdrängung. Das Volumen des medizinischen Fluids in der Kammer 30 ist daher allgemein für jeden Pumpen-Zyklus dasselbe. Der Differezdruck zwischen der proximalen und distalen Seiten der Kassette kann kompensiert werden, indem der Druck des konstanten Fluid-Volumens in der Pumpenkammer 30, wie passend, erhöht oder gesenkt wird. Wie oben angemerkt, ist das bevorzugte Ausgabevolumen des in der Kammer 30 enthaltenen medizinischen Fluids 333 μl – für diese spezielle Ausführungsform. Wegen des kleinen Volumens der Kammer wird nur eine sehr kleine Änderung im Relativ-Volumen der Kammer 30 benötigt, um einen Anstieg oder einer Abnahme des medizinischen Fluiddrucks in der Kammer bereitzustellen. Eine Seite der Kammer 30 wird mit einer Elastomermembran 29 bedeckt. Ein medizinisches Fluid wird durch die Tätigkeit eines Plungers 42 (schematisch in den 2a–2c gezeigt), der auf die Elastomer-Membran einwirkt, wodurch die Elastomer-Membran in die Kammer gezwungen wird, um das darin enthaltene Fluid zu verdrängen, aus der Pumpenkammer 30 gedrückt (wenn das Einlaßventil 28 geschlossen und ein Auslaßventil 32 geöffnet ist). Das Einstellen des Drucks innerhalb der Kammer 30 kann auf leichte Weise mit einer inkrementalen Änderung in der Stellung des Plungers in Bezug auf die Kammer vor dem Start eines Pumpzyklus erfüllt werden. In der bevorzugten Ausführungsform ist die Plunger-Stellung von –489 Stufen auf +220 Stufen veränderlich, wobei eine Ausgang-Stellung als bei 0 Stufen befindlich bestimmt wird. Ein Nenn-Hubabstand für den Plunger 42 zum Ausgeben von 333 μl Fluid ist +169 Stufen.
Das Einlaßventil 28 und das Auslaßventil 32 werden in der Kassette ausgebildet und geschlossen, wenn die von der Antriebseinheit 19 angetriebenen Stangen (nicht gezeigt) so auf die Elastomer-Membran einwirken, dass der Strom durch den Fluid durchgang der Kassette gesperrt wird. Details dieses Mechanismus werden hierin nicht eingeschlossen, sind aber dem Fachmann auf dem Gebiet gut bekannt. Wenn sich das Aulaßventil 32 in seiner offenen Stellung befindet, fließt das aus der Kammer gedrückte medizinische Fluid weiter am distalen Drucksensor 34 vorbei, durch einen distalen Luftsensor 36 und verläßt die Kassette, um an einen Patienten 40 befördert zu werden. Die Mehr-Kanal-Infusionspumpe 10 schließt auch eine Steuereinheit 17 und eine Antriebseinheit 19 ein. Die Steuereinheit 17 schließt vorzugsweise einen Mikroprozessor und einen Speicher (nicht getrennt gezeigt) ein; jedoch wird verständlich sein, dass die Steuereinheit alternativ weitere logische Vorrichtungsarten wie beispielsweise eine festverdrahtete logische Steuerung, eine Applikation-spezifische integrierte Schaltung, usw. verwenden kann, um den Algorithmus zu implementieren. Der Algorithmus wird als eine Mehrzahl von Vorrichtungssprachbefehlen und Daten im Speicher gespeichert. Der Mikroprozessor empfängt die Information vom distalen Drucksensor 34 und vom proximalen Drucksensor 24, und implementiert den Algorithmus, um zu bestimmen, ob die Plunger-Stellung vorgerückt oder zurückgezogen werden sollte, um den Differezdruck zu kompensieren (s. 2a–2c). Die Antriebseinheit 19 schließt eine Antriebsmaschine (einen Elektromotor – nicht genauer gezeigt) ein, der antreibend mit dem Plunger 42 verbunden ist, der das Fluid aus der Kammer 30 drängt.
Der Algorithmus gleicht den zwischen dem proximalen Ende 16 und dem distalen Ende 38 der Kassettenpumpe erfassten Differezdruck vorrangig aus, indem die Stellung des Plungers in Bezug auf die Kammer 30 geändert wird, um den Druck innerhalb der Kammer zu erhöhen oder zu senken, bevor der eigentliche Pumphub erfolgt. Der Algorithmus kann auch die Taktung des Pumpen-Zyklus durch das Steuern der Antriebseinheit 19 ändern. Weitere Details des Algorithmus werden unten erörtert.
Die 2a–2c veranschaulicht, wie eine Änderung in der Stellung des Plungers in Bezug auf die Kammer das Volumen der Kammer 30 und solchermaßen den Druck des Fluids innerhalb der Kammer während eines Pumpen-Zyklus beeinflußt. Um der Einfachheit willen, wird in diesen Figuren nur das medizinische Fluid A gezeigt. Jedoch sollte verständlich sein, dass die vorliegende Erfindung alternativ angelegt werden kann, um einen Differezdruck des medizinischen Fluids B oder eine Kombination aus dem medizinischen Fluid A und dem medizinischen Fluid B zu kompensieren, das durch die Mehr-Kanal-Kassetten-Infusionspumpe 10 dringt. In 2A wird der Plunger 42 in einer Ausgangsstellung (an der 0-Stufen-Stellung) gezeigt. Diese Stellung entspricht dem Beginn eines Pumpen-Zyklus, in dem kein Differezdruck-Ausgleich erforderlich ist. Man beachte, dass sich der Plunger 42 mit der elastischen Membran der Pumpenkammer 30 in Kontakt befindet, wodurch eine leichte Krümmung der Membran bewirkt wird. Zu Beginn eines Pumpen-Zyklus befindet sich der Plunger 42 bei +169 Stufen in einer ausgefahrenen Stellung, das Auslaßventil 32 wird geschlossen, das Einlaßventil 28 ist offen und das Zufuhrventil 20 befindet sich in der offenen Stellung (nur für die Auswahl des medizinischen Fluids A). Die Pumpenkammer 30 wird durch das Zurückziehen des Plungers 42 mit dem richtigen medizinischen Fluid-Volumen für die Kassettenpumpe, für diese Ausführungsform vorzugsweise etwa 333 μl, gefüllt.
Wenn der Algorithmus bestimmt, dass zum richtigen Kompensieren eines Differezdrucks der Ausgabedruck reduziert werden muss (d. h. da der proximale Druck größer ist als der distale Druck), wird der Plunger durch die Zahl der vom Algorithmus bestimmten Stufen zurückgezogen (während sowohl das Einlaßventil 28 als auch das Auslaßventil 32 geschlossen wird). Man beachte, dass die Antriebseinheit 19 vorzugsweise einen Schrittmotor umfasst (nicht unabhängig gezeigt), und es ist daher richtig, sich auf die Verdrängung des Plungers 42 im Sinne der Schritte des Schrittmotors zu beziehen. 2b zeigt den eingezogenen Plunger 42, um diese Differezdruck-Bedingung zu kompensieren. Das Einlaßventil 28 und das Auslaßventil 32 befinden sich in ihrer geschlossenen Stellung, und es wird ersichtlich sein, dass das Volumen der Pumpenkammer 30 infolge des Zurückziehens des Plungers erhöht wurde (im Verhältnis zu ihrem Volumen in 2a). Folglich wird der Druck in der Pumpenkammer 30 wirkungsvoll reduziert, bevor der Plunger durch die Zahl der Schritte verdrängt wird, die erforderlich sind, um nominelle 333 μl an Fluid zu pumpen.
Wenn umgekehrt der Algorithmus bestimmt, dass der Ausgabedruck erhöht werden muss, um die Tatsache zu kompensieren, dass der proximale Druck niedriger ist als der distale Druck, wird der Plunger anfangs um ein Inkrement in die Kammer vorgerückt, der in Übereinstimmung mit dem Algorithmus bestimmt wird.
2C zeigt deutlich, dass, wenn sich der Plunger in dieser vorgerückten Stellung befindet, die Druckkammer 30 ein kleineres Volumen hat. Daher wird der Druck des medizinischen Fluids innerhalb der Pumpenkammer 30 unter diesen Bedingungen erhöht.
3 stellt Details eines Pump-Zyklus-Taktungsdiagramms für eine Mehr-Kanal-Kassettenpumpe 10 bereit, in dem nur eine einzige medizinische Fluidzufuhr infundiert wird. Während die Infusionspumpe auf diese Weise betrieben wird, befindet sich das Zufuhrventil 20 für das medizinische Fluid A jederzeit in seiner offenen Stellung und das Zufuhrventil 18 für das medizinische Fluid B jederzeit in seiner geschlossenen Stellung. Natürlich ist es für einen Benutzer auch möglich, dass er, eher als das medizinische Fluid A, nur das medizinische Fluid B zu liefern wünscht; in diesem Fall würden entsprechend die Stellungen der Ventile geändert werden. Wie in 3 gezeigt, hat ein einzelner Zyklus der Kassetten-Infusionspumpe vier unabhängige Teile, wenn nur eine einzige medizinische Fluidzufuhr eingegeben wird. Im Teil 1 eines jeden Pumpen-Zyklus befindet sich das Einlaßventil 28 anfangs in seiner offenen Stellung und schließt dann schnell. Das Auslaßventil 32 befindet sich in seiner geschlossenen Stellung, und der Plunger 42 befindet sich anfänglich in einer Ausgang-Stellung 44. Zu diesem Zeitpunkt hat das medizinische Fluid A die Kammer 30 gefüllt, und nachdem das Einlaßventil schließt, wird die Kammer isoliert, so dass jede Änderung in der Stellung des Plungers 42 den Druck des innerhalb der Kammer eingefangenen Fluids beeinflussen wird. Die Plunger-Ausgang-Stellung 44 entspricht der gewünschten Stellung des Plungers 42, wenn sich der proximale und der distale Druck im Wesentlichen entsprechen (d. h. wenn kein Ausgleich erforderlich ist).
Der Plunger 42 bleibt in der Ausgang-Stellung 44, bis der Mikroprozessor in der Steuereinheit 17 Druck-Lesungen sowohl vom proximalen Drucksensor 24 als auch distalen Drucksensor 34 empfangen hat. Hat der Mikroprozessor in der Steuereinheit 17 einmal diese Druck-Lesungen empfangen, werden die Druck-Lesungen vom im Speicher der Steuereinheit 17 gespeicherten Algorithmus verwendet, um irgendeinen Differezdruck zwischen den beiden Lesungen zu bestimmen, und ein Korrekturfaktor wird bestimmt. Dieser Korrekturfaktor wird als eine Stufenänderung in der Stellung des Plungers 42 ausgedrückt. Im in 3 dargestellten beispielhaften Pumpen-Zyklu-Zeitdiagramm wird vorausgesetzt, dass der Algorithmus bestimmt hat, dass der Plunger zurückgezogen werden muss, um zu bewirken, dass der Ausgabedruck reduziert wird (wie in 2b dargestellt). Wurde der Korrekturfaktor einmal bestimmt, wird die Steuereinheit 17 bewirken, dass die Antriebseinheit 19 den Plunger um die gewünschte Anzahl an Stufen in eine Druckausgleich-Plunger-Stellung 46 (im Teil 1 aus 3 dargestellt) zurückzieht. In dieser bevorzugten Ausführungsform ist die maximale Plunger-Erstreckung +229 Stufen von der Plunger-Ausgang-Stellung, und die maximale Zurückzieh-Stelle ist –220 Stufen von der Plunger-Ausgang-Stellung. Der Nenn-Abgabe-Erstreckung-Hub für den Plunger ist +169 Stufen von der Plunger-Ausgang-Stellung. Wenn der distale und der proximale Druck gleich sind, wird der Nenn-Plunger-Erstreckung-Hub von 169 die gewünschten 333 μl des gewählten medizinischen Fluids an den Patient ausgeben.
Vorzugsweise werden der vom Algorithmus verwendete distale und proximale Druck zum Bestimmen der richtigen Plunger-Stellung ein Mittelwert der mehreren Druck-Lesungen sein. Das folgende Funktionsverhältnis konvertiert eine Reihe von Druckdaten-Proben in einen mittleren Druck und filtert kleine Druckänderungen heraus. Die mittlere Filterdruck(P_Ave)-Transformierte lautet:
Für Teil 1 wird, wenn das Einlaßventil 28 schließt, der proximale Druck vorzugsweise an jeder Motorstufe gemessen, und der proximale Halte-Druck wird berechnet, indem der Mittelwert der ersten acht Datenproben mittels Verwendung der Gleichung (1) erstellt wird.
Eine Ausnahme für die obige Gleichung besteht, wenn der Drucksensor einmal je Motorstufe abgetastet wird, was sich um 5 msek unterscheiden könnte. Ein anderer Weg zum Filtern kleiner Änderungen aus mehreren Druckproben-Lesungen liegt darin, eine Exponential-Filterdruck-Transformierte zu verwenden. Dieses Funktionsverhältnis konvertiert eine Reihe an Druckdaten-Proben in einen Exponential-Filterdruck (P_Filt). Die Exponential-Filterdruck-Transformierte ist: PFilt(n) = (1 – α) PFilt(n – 1) + αPAT(n) (2) worin 0 < α < 1,0. Der α-Koeffizient wird auf der Grundlage einer erwarteten Ausregelzeitkonstante gewählt. Im Teil 1 aus 3 werden die Druck-Lesungen an den Algorithmus eingegeben, um die richtige Standorteinstellung für den Plunger 42 zu bestimmen. Wie oben angemerkt, wird der Algorithmus auf der Grundlage einer besonderen Kassettenart und Pumpe, an die die vorliegende Erfindung angelegt wird, empirisch bestimmt. Die 5 und 6 sind Graphen, die die empirisch abgeleiteten Verhältnisse zeigen, die genauer für die oben beschriebene Pumpe und Kassette bestimmt werden. Die in diesen Graphen gezeigten Daten werden vorzugsweise als Referenztabellen im Speicher der Steuereinheit 17 gespeichert und stehen solchermaßen zur Verfügung, um vom Mikroprozessor zugegriffen zu werden, damit sie in Verbindung mit dem Algorithmus und den oben erörterten mittleren Druckdaten verwendet werden. Zwei Referenztabellen werden benötigt, da eine Referenztabelle die Plunger-Stellung als eine Funktion des mittleren distalen Drucks und die andere Referenztabelle die Plunger-Stellung als eine Funktion des mittleren distalen gehaltenen Drucks (ein berechnetes Äquivalent des proximalen Drucks, wie unten beschrieben werden wird) ausdrückt.
5 stellt die richtige Anzahl an Stufen bereit, um die der Plunger 42 auf der Grundlage einer speziellen distalen Druck-Lesung bewegt werden muss, und zeigt den Plunger 42 als eine Funktion des distalen Drucks positioniert. Man beachte, dass eine distale Druck-Lesung von 0 psi einem Datenpunkt 62 entspricht, der wiederum einer Plungereinstellung von 0 Stufen entspricht (wie erwartet würde, ist für einen Druck von 0 psi kein Ausgleich erforderlich). Mit Bezug auf den Graph aus 5 sollte die Plunger-Stellung, wie von einem Datenpunkt 64 angezeigt, 7 Stufen vorgerückt werden, wenn die distale Druck-Lesung 7 psi ist. Ähnlich sollte die Plunger-Stellung, wenn die distale Druck-Lesung 16 psi ist, etwas mehr als um 13 Stufen vorgerückt werden; wie durch einen Datenpunkt 66 angezeigt.
Wie oben angemerkt, muss die der 5 zugrundeliegende Referenztabelle in Verbindung mit der der 6 zugrundeliegenden Referenztabelle verwendet werden, die die Plunger-Stellung als eine Funktion des distalen Halte-Drucks zeigt, um die richtige Plunger-Stellung zu bestimmen. Im ersten Pumpen-Zyklus unmittelbar nach der Erregung der Pumpe wird der proximale Druck bei der Bestimmung der Korrektur verwendet. Anschließende Pumpenzyklen verwenden für diesen Zweck eher den distalen Halte-Druck als den proximalen Druck, um die Auswirkung irgend welcher Kalibrierungs-Differenzen (oder Fehler) zwischen dem proximalen Drucksensor 24 und dem distalen Drucksensor 34 zu vermeiden. Im ersten Pumpen-Zyklus könnte eine distale Druck-Lesung 5 psi und eine proximale Drucklestung 2 psi sein, einen offensichtlichen Differezdruck von 3 psi liefernd. Der Algorithmus wird beide Referenztabellen (5 und 6) verwenden, um die richtige Stellung des Plungers 42 zu bestimmen, damit dieser Differezdruck kompensiert wird. Es würde dann erwartet werden, dass der distale Drucksensor, nachdem das Auslaßventil 34 geöffnet wird, keine Druckspitze aufzeichnen würde, da der Differezdruck kompensiert wurde. In der Praxis wird jedoch die Druckspitze häufig vom distalen Drucksensor 34 abgetastet, was darauf deutet, dass immer noch irgendein Differezdruck existiert. Die Hauptursache für dieses Phänomen liegt darin, dass die distalen und proximalen Drucksensoren in Bezug aufeinander etwas aus der Kalibrierung fallen. Zum Beispiel deutet eine Druckspitze von 1 psi darauf, dass die Kalibrierung der distalen und proximalen Drucksensoren um 1 psi nicht übereinstimmen. So wird nach dem anfänglichen Pumpen-Zyklus der distale Halte-Druck verwendet, der eine Korrektur für die Druckspitze einschließt, die beobachtet wird, nachdem sich das Auslaßventil 32 öffnet.
Die folgenden Funktionsverhältnisse werden verwendet, um den distalen Halte-Druck (P_DxSus) für die Verwendung mit den Daten in 6 zu bestimmen. Das erste Verhältnis ist das Überführungsmerkmal der proximalen Drucksensor-Lesung (P_PxSus), die für den gegenwärtigen Zyklus (n) auf den distalen Halte-Druck (P_DxSus) kalibriert wird. PDxSus(n) = PPxSus(n) + PDxAdj(n) (3)
Im ersten Zyklus wird der distale Halte-Druck auf die proximale Drucksensor-Lesung (P_PxSus) gleichgesetzt. Für den anschließenden Pumpen-Zyklus wird P_DxAdj(n), was die distale Spitzen-Amplitude darstellt, benötigt, um Gleichung 3 zu lösen, damit der distale Halte-Druck bestimmt wird. Die distale Spitzen-Amplitude kann mittels Verwendung der distalen Spitzen-Amplituden-Transformierten erhalten werden. Das Funktionsverhältnis konvertiert eine Reihe an Druckdaten-Proben in eine repräsentative Spitzen-Amplitude. Diese Druckdaten-Proben werden im Teil 2 der 3 am distalen Drucksensor 34 gemacht, und diese Werte stellen eine distale Druckspitze 50 dar, die unmittelbar nachdem sich das Auslaßventil 32 öffnet auftritt. Vorzugsweise ist die Magnitude dieser Spitze kleiner als 0,5 psi, wobei in diesem Fall die Genauigkeit der Ausgabe-Rate annehmbar wird. Vor allem während des ersten Pumpen-Zyklus, wenn die Kalibrations-Differenzen zwischen dem distalen und dem proximalen Drucksensor nicht korrigiert wurden, ist die distale Druckspitze 50 oft größer als 0,5 psi. Der Basisdruck ist der Mittelwert der in der Reihe verwendeten ersten paar Datenpunkte, um den Vor-Störungsdruck zu errichten. Die distale Spitzen-Amplituden(P_DxSpk)-Trans formierte für den aktuellen Zyklus (n) ist:
worin:

V_{Dx_Spk}(n): der distale Spitzendruck ist, der etwa 100 msek nachdem das Auslaßventil 32 geöffnet ist, gemessen wird;
0,020 V/psig: ein empirisch abgeleiteter Neigungskoeffizient zwischen der Spitzenspannung versus Offsetdruck (P_Px – P_Dx) des Sensors ist; und
0,043 V: das Offset (in psig) des linearen Verhältnisses zwischen der Spitzenspannung versus Offsetdruck (P_Px – P_Dx) des Sensors ist.

Für die 6 im ersten Pumpen-Zyklus verwendet solchermaßen der Mikroprozessor der Steuereinheit 17 die proximale Druck-Lesung (für die Gleichung 1 oben Mittelwert-erstellt), um die Stellungskorrektur für den Plunger 32 zu bestimmen. In den Zyklen danach verwendet der Mikroprozessor der Steuereinheit 17 den distalen Halte-Druck, wie er für die obigen Gleichungen berechnet wird. Man beachte, dass eine distale Halte-Druck-Lesung von 0 psi einem Datenpunkt 72 in 6 entspricht, der wiederum einer Plunger-Stellung-Einstellung von 0 Stufen entspricht (da, wie erwartet würde, für einen Druck von 0 psi kein Ausgleich erforderlich ist). Wenn die distale Halte-Druck-Lesung –6,5 psi ist, sollte die Plunger-Stellung um 9 Stufen vorgerückt werden, wie von einem Datenpunkt 68 in 6 angezeigt. Wenn ähnlich die distale Halte-Druck-Lesung –3 psi ist, sollte die Plunger-Stellung etwa mehr als 3,5 Stufen vorgerückt werden, wie von einem Datenpunkt 70 angezeigt. Wiederum sollte angemerkt werden, dass 6 für die spezifische Kombination aus verwendeter Pumpe und Kassette empirisch bestimmt wird.
Kehrt man jetzt auf Teil 1 aus 3 zurück, wird die Druckausgleich-Plunger-Stellung 46, wie weiterhin erörtert werden wird, mittels Verwendung von gemittelten Druck-Lesungen (für die Gleichung 1) vom distalen Drucksensor 34 bestimmt, wobei der Referenztabelle die Daten aus 5 zugrundeliegen, und der gemittelten Druck-Lesungen (für die Gleichung 1) vom proximalen Drucksensor 24 bestimmt, wobei der Referenztabelle die Daten aus 6 zugrundeliegen. Man beachte, dass für die anschließenden Zyklen die Gleichungen 2, 3 und 4 verwendet werden, um den distalen Halte-Druck zu bestimmen, der einen Korrekturfaktor für die Kalibrierungs-Differenzen zwischen dem distalen und dem proximalen Drucksensor einschließt, wie oben beschrieben.
Vorausgesetzt, dass die mittlere distale Druck-Lesung –2 psi war, dann wäre die entsprechende Plunger-Stellungskorrektur annähernd –2,5 Stufen bzw. ein Zurückziehen von 2,5 Stufen von der Ausgang-Stellung. Dieses Verhältnis kann man deutlich sehen, indem auf den Datenpunkt 61 aus 5 Bezug genommen wird. Weiterhin vorausgesetzt, dass die mittlere proximale Druck-Lesung 3 psi war, auf den Datenpunkt 74 aus 6 Bezug nehmend, dann wäre die entsprechende Plunger-Stellungskorrektur annähernd –3,5 Stufen bzw. ein Zurückziehen von 3,5 Stufen von der Ausgangsstellung. Das Kombinieren dieser beiden Korrekturen führt zu einer Netto-Plungerkorrektur von –6 Stufen oder einer Zurücknahme von 6 Stufen. Die Druckausgleich-Plunger-Stellung 46 in 3 wird solchermaßen um diese Größe von der Ausgangsstellung zurückgezogen. Ein solches Zurückziehen ermöglicht der Elastomermembran, sich von der Kammer 30 zurückzuziehen, wobei die Kammer 30 größer wird und der Druck des medizinischen Fluids in der Kammer reduziert wird. Wenn das Auslaßventil 32 geöffnet wird, wird der Ausgabedruck des medizinischen Fluids von dem Wert herabgesetzt, den er in einem nicht kompensierten Pumpen-Zyklus gehabt hätte.
Da in diesem Beispiel der proximale Druck größer ist als der distale Druck, ist das Senken des Ausgabedrucks eine logische Kompensation. Das Verhältnis zwischen der endgültigen korrigierten Plunger-Stellung 46 und der den Daten aus den 5 und 6 zugrundeliegenden Referenztabellen kann mit der folgenden Gleichung beschrieben werden: XDx_EQ(n) = TABPxEq(PDxSus) + TABDxEq(PDxDel) (6)
Teil 2 der in 3 dargestellten Ventilzyklu-Zeitabstimmung setzt ein, wenn sich das Auslaßventil 32 zu öffnen beginnt; gleichzeitig zeichnet der distale Drucksensor 34 eine distale Druckspitze 50 auf. Der Druck wird vorzugsweise 50 ms lang bei 2 ms/Probe abgetastet. Von diesen Druckproben wird kein Mittelwert erstellt, da der Spitzendruck, nicht der mittlere Druck, erwünscht ist. Die distale Spitzen-Amplituden(P_DxSpk)Transformierte wird verwendet (Gleichung 4 und 5), um die distalen Druckproben in eine distale Druckspitze zu konvertieren. Die distale Druckspitze 50, wie in 3 gezeigt, ist eine positive Druckspitze, könnte jedoch gleichermaßen auch eine negative Druckspitze sein. Wie oben angemerkt, wird diese Druckspitze vorrangig durch Unterschiede in der Kalibration des distalen und proximalen Drucksensors bewirkt. Jedoch gibt es weitere Ursachen für diese Druckspitze, einschließlich Druckschwankungen innerhalb der Fluidleitungen, die zum Patient führen, oder von der Quelle zur Kassette. Zu Beginn des Teils 2 wurde eine distale Druckspitze 50 von 1,5 psi vom distalen Drucksensor 34 aufgezeichnet, darauf deutend, dass der distale Drucksensor und der proximale Drucksensor in Bezug aufeinander um etwa 1,5 psi fehl-kalibriert sind. Diese Information wird während des nächsten oben mit Bezug auf 6 beschriebenen Pumpen-Zyklus und den Gleichungen, die den distalen Halte-Druck betreffen, verwendet. Wie oben angemerkt, wird die medizinische Fluidausgabe akzeptabel, wenn die im Teil 2 des Pumpen-Zyklus gemessene Druckspitze kleiner als 0,5 psi ist.
Der Plunger 42 bewegt sich im Teil 2 des in 3 dargestellten Pumpen-Zyklus. Die Plunger-Stellung wird auf +169 auf eine Stelle 48 vorgerückt. Es sollte angemerkt werden, dass die eigentliche Bewegung des Plungers nicht 169 Stufen, sondern stattdessen 169 Stufen plus die Anzahl an Stufen sein wird, die der Plunger im Teil 1 des Ventilzyklus zurückgezogen wurde (6 Stufen im obigen Beispiel). Wenn der Plunger im Teil 1 des Ventilzyklus vorgerückt wurde, wird die eigentliche Entfernung, die sich der Plunger bewegen wird, 169 minus die Anzahl an Stufen sein, die der Plunger vorgerückt wurde. Die +169 Stufenstellung 48 stellt den Nenn-Hub des Plungers dar, der erforderlich ist, um 333 μl des in der Kammer 30 enthaltenen medizinischen Fluids auszugeben, wenn der proximale und distale Druck kompensiert sind. Es sollte angemerkt werden, dass die Zeit, die erforderlich ist, damit sich der Plunger von der Druckausgleich-Plunger-Stellung 46 auf die +169 Stufen der Stellung 48 bewegt, eine Funktion des Drucks innerhalb der Pumpenkammer in der erweiterten Stellung des vorherigen Zyklus (Tab_{EXT_I}·(P_DxPc[n – 1])) und des Drucks der Pumpenkammer in der Ausgang-Stellung (Tab_{HOM_I}·(P_DxSus)). ist.
Das folgende Funktionsverhältnis beschreibt die erforderliche Zeit, die als ein Zeitsegment 45 im Teil 2 aus 3 gezeigt wird. TDel = f{TabExt_I·(PDxPc[n – 1]). TabHOM_I·(PDx_Sus)} (7)
Ein Expansionshub des Plungers, der länger andauert, verlangsamt die Ausgabe-Rate (man beachte, dass das abgegebene Volumen konstant bei 333 μl plus oder minus kleine Änderungen bleibt). Die Taktungsänderung wird mittels Verwendung der Funktionsverhältnisse und der empirisch bestimmten Referenztabellen berechnet.
Eine ausgeglichene Plunger-Erstreckung-Stufen-Periode wird benötigt, um ein Hub-Volumen des Fluids zu liefern, während einer erwartete Ausgabe-Rate aufrechterhalten wird, und die Ausgleich-Stufen-Periode-Transformierte wird mit der folgenden Gleichung definiert (man nehme auch auf die 3 und 4 und die Zeitsegmente 45, 45a und 45b Bezug): TStep = [TExt(n – 1) – TNow + A]÷[+169 steps – XDxEq] (8) A = [333 l + TABHom_I·(PDxSus) + TABExt_I·(PDxPC[n – 1])]÷RDel (9) worin:

T_Ext(n – 1): der Zeitstempel ist, wann der Plunger-Erstreckung-Hub des letzten Zyklus endete (+169 Stufen 48);
T_Now: der Zeitstempel der aktuellen Plunger-Stellung unmittelbar vor der Erstreckung des Plungers ist;
333 μl: der Nenn-Plunger-Hub bei 0 psig ist;
TAB_{Hom_I}(P_DxSus): der Wert aus der Fehlervolumen-Tabelle (8) an der Plunger-Ausgang-Stellung als eine Funktion vom proximalen Druck (kalibriert auf den distalen Druck);
TAB_{EXT_I}(P_DXPC[N – 1]): der Wert aus der Fehlervolumen-Tabelle (7) bei +169 Stufen als eine Funktion des distalen Drucks vom vorherigen Zyklus ist;
R_Del: die Benutzer-bestimmte Abgabe-Rate ist;
+169 Stufen: die Nenn-Plunger-Erstreckung-Stellung (+169 an der Stelle 48) ist;
X_DxEq: die Plunger-Stellung (+169 Stufen an der Stelle 48) ist;
X_DxEq: die Plunger-Stellung nach dem Ausgleich und unmittelbar vor dem Ausfahren ist; und die Plunger-Erstreckung-Stufen-Periode T_Step größer als 2ms ist.

Die erwartete Ausgabe-Rate wird beibehalten, indem die Zeitspanne T_Ext(n) – T_Ext(n – 1) konstant gehalten wird. Es gibt zwei Plunger-Erstreckung-Hubfehler-Tabellen (TAB_{Hom_}V, der die in 8 gezeigten Daten zugrundeliegen, und TAB_{Ext_}V, der die in 7 gezeigten Daten zugrundeliegen), die Funktionen des Drucks in der Kammer darstellen und das Zeitsegment, wie in Gleichung (7) beschrieben, betreffen. Die Daten für diese beiden Referenztabellen werden empirisch bestimmt. Die Referenztabellen betreffen den Differezdruck, wenn das Einlaßventil 28 nach einem Ansaughub (P_DxSus) geschlossen wird, und wenn das Auslaßventil 32 nach dem Erstreckung-Hub (P_DxPC) des Plungers geschlossen wird. Diese beiden Differezdruckgrößen treten an der Plunger-Ausgang-Stellung 44 und bei den +169 Stufen an der Stellung 48 auf.
Auf der Grundlage der obigen Verhältnisse wird der Plunger 42 an die Erstreckung-Stellung (die +169 Stufen-Stellung) im berechneten Zeitsegment (Zeitsegmente 45, 45a, 45b, usw.) bewegt. Wie oben angemerkt, werden auch die Druck-Lesungen verwendet, um die Parameter zu berechnen, die den Ansaughub des Plungers 42 betreffen. Im Anschluß an den Erstreckung-Hub wird das eigentlich ausgegebene Volumen berechnet. Das eigentlich ausgegebene Volumen wird mittels Verwendung des folgenden Funktionsverhältnisses berechnet: 333 l + TABHom_I·(PDxSus) + TABExt_I·(PDxPC[n – 1]) (10) worin:

333 μl: das Nenn-Plunger-Hub-Volumen bei 0 psig ist;
TAB_{Hom_}I(_PDxSus): der Wert aus der Fehlervolumen-Tabelle (8) an der Plunger-Ausgang-Stellung als eine Funktion des proximalen Drucks (auf den distalen Druck kalibriert) ist; und
TAB_{Ext_I}(P_DxPC[n – 1]): der Wert aus der Fehlervolumen-Tabelle (7) bei +169 Stufen als eine Funktion des distalen Drucks vom vorherigen Zyklus ist.

Gleichung (10) betrifft die oben beschriebene Ausgleich-Stufen-Periode-Transformierte, wie in Gleichung (9) zu sehen.
Nachdem das ausgegebene eigentliche Volumen wie oben beschrieben berechnet wurde, rückt der Pumpen-Zyklus auf Teil 3 vor, wie in 3 gezeigt. Das Einlaßventil 28 bleibt in seiner geschlossenen Stellung, während sich das Auslaßventil 32 von seiner offenen Stellung zu seiner geschlossenen Stellung bewegt. Der Plunger 42 bleibt bei +169 der Stellung 48. Die Steuereinheit 17 mißt die distalen Druck mittels Verwendung des distalen Drucksensors 34, um den endgültigen Druck in der Pumpenkammer 30 zu bestimmen, nachdem das Auslaßventil geschlossen wurde. Vorzugsweise wird diese Messung durchgeführt, indem der distale Druck bei jeder Ventil-Motor-Stufe überwacht und der endgültige Druck bestimmt wird, indem die mittlere Filterdruck-Transformierte (Gleichung 1) an die ersten acht Datenproben angelegt wird.
Teil 4 beginnt mit der Bewegung des Einlaßventils 28 von seiner geschlossenen Stellung an seine offene Stellung. Der Plunger bewegt sich von der +169 Stufen-Erstreckung bei der Stelle 48 an die Ausgang-Stellung 44. Dieser vollständige Hub ist direkt proportional zum Volumen des medizinischen Fluids A, die erforderlich ist, um in die Kammer 30 gezogen zu werden, die in dieser bevorzugten Ausführungsform 333 μl ist. Eine proximale Druckspitze 51 wird aufgezeichnet, wenn sich das Einlaßventil 28 öffnet; jedoch wird diese Druckspitze nicht für alle die vorliegende Erfindung betreffenden Kompensation-Berechnungen verwendet. Die Taktung des Zurückziehens ist vorzugsweise so schnell, wie der Schrittmotor den Plunger bewegen kann.
Am Ende des Teils 4 ist der erste Pumpen-Zylus abgeschlossen. Jeder Fehler in dem ausgegebenen eigentlichen Volumen (wie oben beschrieben im Teil 2 berechnet) wird durch das Ändern der Taktung der Pumpen-Zyklen korrigiert, um irgendwelche Änderungen zwischen der gewünschten Abgabe-Rate und der eigentlichen Abgabe-Rate zu kompensieren. Da die Infusionspumpen der Kassettenart Pumpen mit konstanter Verdrängung sind, wird die Ausgabe-Rate des medizinischen Fluids geändert, indem die Zahl der Pumpen-Zyklen pro Zeiteinheit geändert wird. Solchermaßen ist die Dauer der Zeit zwischen dem Pumpen-Zyklus n und dem Pumpen-Zyklus n + 1 eine Funktion der gewünschten Ausgabe-Rate, die in der Steuereinheit der Pumpe programmiert wurde, und des abgegebene eigentlichen Volumens Eine höhere medizinische Fluid-Ausgabe-Rate erfordert weniger Zeit zwischen aufeinanderfolgenden Pumpenzyklen.
Wenn die Steuereinheit bestimmt hat, dass die richtige Zeitspanne verstrichen ist und ein neuer Pumpen-Zyklus einsetzt, wird allgemein das oben beschriebene Verfahren für den nächsten Pumpen-Zyklus wiederholt. Das Verfahren für den nächsten (zweiten) Pumpen-Zyklus ist allgemein identisch mit dem für den ersten Pumpen-Zyklus beschriebenen; jedoch wird in diesem zweiten Pumpen-Zyklus wie in allen anschließenden Zyklen statt der Verwendung des Drucks, der vom proximalen Drucksensor im Teil 1 als eine Eingabe an den Algorithmus gemessen wird, um die richtige Stellung des Plungers zu bestimmen, der distale Halte-Druck (die alle Kalibrierungs-Differenzen zwischen dem distalen und dem proximalen Drucksensor korrigiert) verwendet, wie oben detailliert beschrieben. Solchermaßen können sich die Druckausgleich-Plunger-Stellungen 46 und 46a für den zweiten und dritten Pumpen-Zyklus von der Druckausgleich-Plunger-Stellung 46 unterscheiden, die während des ersten Pumpen-Zyklus bestimmt wurde. Die Größe (Absolutwert) der distalen Druckhöhen 50a und 50b sollte infolge der angelegten Korrektur viel kleiner sein als die Größe der distalen Druckgröße 50. Auch die Größe der anschließenden proximalen Druckspitze 51a kann sich vom Wert für die proximale Druckspitze 51 im ersten Pumpen-Zyklus unterscheiden.
4 veranschaulicht den Pumpen-Zyklus für die in 1 gezeigte Mehr-Kanal-Kassettenpumpe 10, die sowohl das medizinische Fluid A von der Quelle 12 als auch das medizinische Fluid B aus der Quelle 14 verwendet. Da das medizinische Fluid jetzt aus beiden Fluidquellen gezogen wird, setzt sich ein vollständiger Pumpen-Zyklus aus sechs Teilen zusammen, nicht wie der in Verbindung mit 3 beschriebene vierteilige Pumpen-Zyklus. Im Teil 1 befindet sich das Zufuhrventil 20 in seiner offenen Stellung und das Zufuhrventil 18 in seiner geschlossenen Stellung. Das Einlaßventil 28 befindet sich anfangs in seiner offenen Stellung und schließt schnell zu Beginn des Teils 1. Das Auslaßventil 32 befindet sich in seiner geschlossenen Stellung und schließt bleibt im Teil 1 in der geschlossenen Stellung. Der Plunger 42 befindet sich anfangs in seiner Ausgang-Stellung 44. Zu Beginn des Teils 1 verwendet der Mikroprozessor der Steuereinheit 17 den proximalen Drucksensor 24 und den distalen Drucksensor 34, um jeweils den Druck am Einlaß und am Auslaß der Pumpe zu messen. Auf der Grundlage dieser Druckgrößen, bestimmt der Algorithmus die Einstellung, die für die Stellung des Plungers 42 erforderlich ist, um den Differezdruck zu kompensieren, indem die Referenztabellen auf der Grundlage der in den 5 und 6 dargestellten Daten und auf dieselbe Weise, wie oben mit Bezug auf Teil 1 der 3 beschrieben, verwendet werden. Während des Teils 1 bewegt sich der Plunger 42 ähnlich an die Druckausgleich-Plunger-Stellung 46 in 4, die ein Zurückziehen des Plungers aus der Kammer darstellt. Dieses Zurückziehen des Plungers zeigt an, dass der proximale Druck größer als der distale Druck befunden wurde. Wenn der distale Druck größer war als der proximale Druck, wäre der Plunger, verglichen zur Ausgang-Stellung 44 des Plungers, in Richtung vorgerückt worden.
Teil 2 im Pumpen-Zyklus der 4 beginnt mit der Öffnung des Auslaßventils 32. Sobald sich das Auslaßventil 32 öffnet, wird die distale Druckspitze 50 vom distalen Drucksensor 34 erfasst. Wie oben beschrieben, wird in zukünftigen Pumpen-Zyklen der für den vorherigen Zyklus gemessene Spitzendruck vom Algorithmus verwendet, um eine Korrektur für die Kalibrierungs-Differenzen des distalen und des proximalen Drucksensors zu bestimmen, und diese Korrektur wird verwendet, um die Stellung des Plungers zu bestimmen, d. h. ob der Plunger entweder zurückgezogen oder vorgerückt werden sollte. Wenn das Fluid aus der Kammer gezwungen wird, bewegt sich der Plunger 42 entweder aus der vorgerückten oder zurückgezogenen Druckausgleich-Plunger-Stellung 46 (wie vom Algorithmus bestimmt) auf +169 Stufen (Stellung 48). Das Auslaßventil 32 bleibt im Teil 2 offen. Das Zeitsegment 45 wird mittels Verwendung des Ausgleich-Stufen-Periode-Transformiertenverhältnisses (Gleichungen 8 und 9) bestimmt, das oben in Bezug auf 3 beschrieben wurde. Ebenfalls oben mit Bezug auf 3 beschrieben, wird das ausgegebene eigentliche Volumen berechnet (Gleichung 10).
Zu Beginn des Teils 3 im in 4 gezeigten Pumpen-Zyklus kehrt das Auslaßventil 32 in seine geschlossene Stellung zurück. Der Plunger hält seine Erstreckung-Stellung bei +169 Stufen an der Stelle 48 bei. Sowohl für Teil 3 als auch Teil 4 bleibt das Zufuhrventil 20 in seiner offenen Stellung, während das Zufuhrventil 18 des medizinischen Fluids B geschlossen bleibt. Die Steuereinheit 17 mißt den distalen Druck mittels Verwendung des distalen Drucksensors 34, um den endgültigen Druck in der Pumpenkammer 30 zu bestimmen, nachdem das Auslaßventil geschlossen wurde. Vorzugsweise wird diese Messung durch das Überwachen des distalen Drucks bei jeder Ventil-Motor-Stufe und das Bestimmen des endgültigen Drucks durch Anlegen der mittleren Filterdruck-Transformierten (Gleichung 1) an die ersten 8 Datenproben durchgeführt.
Die Hauptunterschiede zwischen dem in Verbindung mit 3 beschriebenen vierteiligen Pumpen-Zyklus und dem sechsteiligen Pumpen-Zyklus aus 4 erfolgt in den Teilen 4, 5 und 6 des sechsteiligen Pumpen-Zyklus. Im Teil 4 kehrt der Plunger 42 nicht vollständig in die Ausgang-Stellung 44, sondern eher in eine Zwischenstellung zurück, der der Füllkammer 30 mit einem berechneten Volumen des medizinischen Fluids A entspricht. Im Teil 5 wird eine Kassetten-Konformität-Transformierte (detailliert unten beschrieben) in Verbindung mit einer Plungerbewegung verwendet, die zu einer Druckänderung von 1,0 psi führt. Die erhaltenen Werte werden im Teil 6 verwendet, um die eigentlichen Ansaug-Volumina für die medizinischen Fluide A und B zu berechnen. Der Plunger 42 kehrt in die Ausgang-Stellung 44 und füllt, indem er das tut, die Kammer 30 mit dem medizinischen Fluid B. Wie unten detailliert beschrieben wird, kehrt der Plunger 42 immer in die Ausgang-Stellung 44 zurück. Es ist möglich, dass die Bewegung des Plungers 42 aus der Zwischenstellung des Teils 4 (erforderlich, um die Kammer 30 mit dem richtigen Volumen des medizinischen Fluids A zu füllen) in die Ausgang-Stellung 44 nicht zu de- gewünschten Ziel-Ansaug-Volumen für das an die Pumpenkammer 30 auszugebende medizinische Fluid B (s. die unten beschriebene Gleichung 13) führt. Darüber hinaus kann sich das eigentliche Ansaug-Volumen für das medizinische Fluid A aus Teil 4 infolge der Druckbedingungen von dem Ziel-Ansaug-Volumen unterscheiden. Solchermaßen werden im Teil 6 die eigentlichen Ansaug-Volumina für die medizinischen Fluide A und B für die Verwendung mit dem Algorithmus im nächsten Pumpen-Zyklus bestimmt, so dass irgendwelche Defizite in einer der beiden eigentlichen Ansaug-Volumina für die medizinischen Fluide A oder B in anschließenden Pumpen-Zyklen kompensiert werden können.
Teil 4 beginnt damit, dass sich das Einlaßventil 28 aus seiner geschlossenen Stellung an seine offene Stellung bewegt. Der Plunger bewegt sich aus der +169 Stufen-Stellung an der Stelle 48 an eine Ansaugstelle 49a für das medizinische Fluid A. Dieser Teilhub ist direkt proportional zum Volumen des medi zinischen Fluids A, die für das Ziehen in die Kammer 30 benötigt wird und die mittels Verwendung der unten erörterten Plunger-Bezug-Stellung-Transformierten berechnet wird. Nachdem das richtige Volumen des medizinischen Fluids A in die Pumpenkammer 30 eingedrungen ist, wird das Zufuhrventil 20 (für das medizinische Fluid A) geschlossen. Dieser Schritt unterscheidet sich von dem oben in Bezug auf den vierteiligen Pumpen-Zyklus aus 3 beschriebenen, da das Zufuhrventil 20 im vierteiligen Pumpen-Zyklus immer offen war, während das Zufuhrventil 18 (für das medizinische Fluid B) immer geschlossen war. Da der sechsteilige Pumpen-Zyklus aus 4 beide medizinischen Fluide A und B beinhaltet, müssen die Zufuhrventile 18 und 20 während des Pumpen-Zyklus im Pumpen-Zyklus zyklisch offen und geschlossen sein. Wie in Zusammenhang mit dem einzigen vierteiligen Pumpen-Zyklus wird eine proximale Druckspitze 51 aufgezeichnet, wenn sich das Einlaßventil 28 öffnet. Wie oben beschrieben, wird diese Druckspitze für keine die vorliegende Erfindung betreffende Kompensation-Berechnung verwendet.
Es sollte angemerkt werden, dass eine Verbesserung in der Genauigkeit der Abgabe-Rate erreicht werden kann, wenn beide medizinischen Fluide A und B verabreicht werden, wenn die Ansaugsequenz für die medizinischen Fluide wechselt. Wenn z. B. ein medizinisches Fluid A eines ersten Pumpen-Zyklus in die Pumpenkammer 30 eingeführt wird und dann das medizinische Fluid B in die Pumpenkammer 30 eingeführt wird, wird im nächsten Pumpen-Zyklus das medizinische Fluid B vorzugsweise zuerst in die Pumpenkammer 30 eingeführt, gefolgt von medizinischen Fluid A. Durch das Abwechseln der Sequenzen, in denen ein medizinisches Fluid zuerst in die Pumpenkammer 30 eingeführt wird, werden alle Abgabe-Raten-Fehler, die eine Funktion der Reihenfolge sind, in der die medizinischen Fluide in die Pumpenkammer 30 eingeführt werden, so gering wie möglich gehalten. Es ist egal, ob die Sequenz bei jedem weiteren Pumpen-Zyklus oder bei irgendeinem anderen Muster (wie beispielsweise bei jedem dritten, vierten oder fünften Zyklus) wechselt, solange das medizinische Fluid B zuerst im Wesentlichen für dieselbe Pumpen-Zyklenanzahl wie das medizinische Fluid A in die Pumpenkammer 30 eingeführt wird.
Die Taktung des Plunger-Zurückziehens erfolgt vorzugsweise so schnell wie der Schrittmotor den Plunger bewegen kann. Die Plunger-Bezug-Stellung ist die Stellung des Plungers 42, die erforderlich ist, um ein Ziel-Ansaug-Volumen des medizinischen Fluids A zu erreichen, die für den nächsten Pumpen-Zyklus benötigt wird. Das Ziel-Ansaug-Volumen des medizinischen Fluids A setzt sich aus einem Nenn-Ziel-Ansaug- und irgendeinem Erweiterung-Defizit-Volumen für das medizinische Fluid A aus dem vorherigen Zyklus zusammen. Wenn das Einlaßventil 28 geöffnet wird, überwacht der Drucksensor 24 eine Druckspitze 51. Da sich diese Druckspitze an der proximalen Seite der Pumpe befindet, beeinflußt sie nicht die Abgabe-Rate des medizinischen Fluids an den Patient und wird daher nicht vom Algorithmus verwendet, um einen Differezdruck (wie es die oben erörterte distale Druckspitze 50 ist) zu kompensieren.
Die folgende Gleichung wird verwendet, um die Plunger-Bezug-Stellung (X_Ref in Bezug auf +169 Stufen) zu bestimmen, um das Ziel-Ansaug-Volumen (V_{A_Tgt} und V_{B_Tgt}) für den aktuellen Zyklus (n) zu liefern. Das Ziel-Ansaug-Volumen setzt sich aus einer Nenn-Ziel-Ansaug- und einem Erweiterung-Defizit-Volumen (s. Gleichungen 14 und 15 unten) aus dem vorherigen Zyklus zusammen. Es gibt eine Zurückzieh-Stufen-Tabelle TAB_Rtrct (auf der Grundlage der Daten aus 10), die eine Funktion des Ziel-Ansaug-Volumens ist und empirisch abgeleitet wird. Wenn das erste Ansaugen aus dem medizinischen Fluid A von Quelle 12 erfolgt, wird die Plunger-Bezug-Stellung-Transformierte aus den folgenden Gleichungen bestimmt: XRef = +169steps – TABRtrct(VA_Tgt) (11) VA_Tgt = {[(RA_Del)÷(RA_Del + RB_Del)](333 l)} – VA_Cum_Def(n – 1) (12) worin:

+169 Stufen: die Nenn-Plunger-Erstreckung-Stellung ist;
V_{A_Tgt}: das Ziel-Ansaug-Volumen für das medizinische Fluid A ist;
R_{A_Del}: die vom Benutzer bestimmte Abgabe-Rate für das medizinische Fluid A ist;
R_{B_Del}: die vom Benutzer bestimmte Abgabe-Rate für da medizinische Fluid B ist (im Mehr-Kanal-Pumpgehäuse, s. 4);
333 μl: das Nenn-Plunger-Hub-Volumen bei 0 psig ist; und
V_{A_Cum_} _Def(n – 1): das Akkumulierte-Defizit-Volumen aus dem vorherigen Zyklus für das medizinische Fluid A ist.

Wenn das erste Ansaugen das medizinische Fluid A ist, wird das Ziel-Ansaug-Volumen für das medizinische Fluid B durch die folgende Gleichung (Bezug auf 4) bestimmt: VB_Tgt = 333 μl – VA_Tgt (13)
Wie oben angemerkt, bestimmt der Mikroprozessor der Steuereinheit 17 irgendein Volumen-Defizit für den momentanen Pumpen-Zyklus und addiert das Defizit zum oben berechneten Ziel-Ansaug-Volumen. Die folgenden Gleichungen werden verwendet, um das Plunger-Erstreckung-Defizit-Volumen (V_{A_Def}) und das Akkumulierte-Defizit-Volumen (V_{A_Cum_Def}) zu berechnen: VA_Cum_Def(n) = VA_Cum_Def(n – 1) + VA_Def(n) (14) VA_Def = (VB_Int – VB_Tgt) – (VA_Int – VA_Tgt) (15)worin:

V_{A_Int}: das eigentliche Ansaug-Volumen für das medizinische Fluid A ist;
V_{A_Tgt}: das Ziel-Ansaug-Volumen für das medizinische Fluid A ist;
V_{B_Int}: das eigentliche Ansaug-Volumen für das medizinische Fluid B ist;
V_{B_Tgt}: das Ziel-Ansaug-Volumen für das medizinische Fluid B ist;

Wie oben angemerkt, beginnt Teil 5 im Pumpen-Zyklus aus 4 (und endet Teil 4), wenn sich das Zufuhrventil 20 von seiner offenen Stellung an seine geschlossene Stellung bewegt. Das Zufuhrventil 18 bleibt, wie das Auslaßventil 32, in seiner geschlossenen Stellung. Das Einlaßventil 28 bleibt in der offenen Stellung. Ein proximaler Bezugsdruck wird mittels Verwendung des proximalen Drucksensors 24 und der mittleren Filterdruck-Transformierten bestimmt (Gleichung 1). Vorzugsweise wird der Mittelwert der ersten acht Druckproben erstellt. Der Plunger 42 wird aus der Ansaugstellung 49a (die im Teil 4 für das medizinische Fluid A berechnete Plunger-Bezug-Stellung) bewegt, bis der proximale Drucksensor 24 an der Falle 26 einen Druckabfall 53 von 1 psi mißt. Wie oben angemerkt, wird diese bekannte Druckänderung in Verbindung mit der Kassetten-Konformität-Transformierten (unten beschrieben) verwendet, um eine Plunger-CM-Stellung (Ansaugstellung 49a, die das Volumen des medizinischen Fluids B entspricht, die für die maximale Genauigkeit des nächsten Pumpen-Zyklus erforderlich ist) zu bestimmen. Die Bewegung des Plungers 42 aus der Plunger-Bezug-Stellung (Ansaugstellung 49a) an die Plunger-CM-Stellung (Ansaugstellung 49a) sollte 84 Stufen bzw. etwa eine Hälfte eines vollständigen Hubs von 169 Stufen nicht übersteigen. Unter idealen Betriebsbedingungen reicht für gewöhnlich eine Bewegung von weniger als 10 Stufen aus. Wenn die Bewegung 84 Stufen übersteigt, wird vorzugsweise ein Alarm losgehen, um einem Benutzer einen Fehlerzustand zu melden. Eine mögliche Ursache für eine Fehlerbedingung wäre eine undichte Kassette. Dann wird der proximale Drucksensor 24 verwendet, um einen proximalen CM-Druck zu bestimmen, indem wiederum die mittlere Filterdruck-Transformierte (Gleichung 1) verwendet wird. Die Plunger-Bezug-Stellung, die Plunger-CM-Stellung, der proximale Bezugsdruck und der proximale CM-Druck werden dann verwendet, um die Kassetten-Konformität mittels Verwendung der Kassetten-Konformität-Transformierten zu bestimmen. Die wird benötigt, um das Fluid-Volumen in der Kassette als eine Funktion des Drucks und der Plunger-Stellung zu bestimmen. Es gibt eine Nenn-Kassetten-Volumen-Tabelle (auf der Grundlage der Daten aus 9), die eine Funktion der Plunger-Stellung ist und empirisch abgeleitet wird. Die Referenztabelle wird im Speicher der Steuereinheit 17 gespeichert und steht dem Mikroprozessor zur Verfügung, wenn der Algorithmus verwendet wird, um einen Differezdruck zu kompensieren. Die Kassetten-Konformität ist ein Verhältnis der Änderung der Nenn-Kassetten-Volumen an zwei Plunger-Stellungen und der entsprechenden Änderung in den proximalen Druckgrößen, und zwar wie folgt: CCass = [TABN_C_I·(X1) – TABN C_I·(X0)]÷[PPx(0) – PPx(1)] (16)
Teil 6 des Pumpen-Zyklus aus 4 beginnt damit, dass sich das Zufuhrventil 18 von seiner geschlossenen Stellung an seine offene Stellung bewegt. Das Zufuhrventil 20 bleibt in seiner geschlossenen Stellung wie das Auslaßventil 32. Das Einlaßventil 28 bleibt in seiner offenen Stellung. Der Plunger 42 bewegt sich aus der Plunger-CM-Stellung (Ansaugstellung 49b für das medizinische Fluid B) an die Plunger-Ausgang-Stellung 44. Die eigentlichen Ansaug-Volumina für die medizinischen Fluide A und B werden berechnet, indem die eigentlichen Ansaug-Volumina-Transformierte (unten beschrieben) als eine Funktion der Plunger-Bezug-Stellung, der Plunger-CM-Stellung, des distalen Halte-Drucks, des distalen PC-Drucks, des proximalen Bezugsdrucks, des proximalen Halte-Drucks und der Kassetten-Konformität angelegt wird. Am Ende des Teils 6 bestimmt der Mikroprozessor der Steuereinheit 17 irgendein Volumen-Defizit für den momentanen Pumpen-Zyklus und addiert das Defizit zum Ziel-Ansaug-Volumen für den nächsten Zyklus (wie oben mit Bezug auf Teil 4 aus 3 beschrieben). Es sollte angemerkt werden, dass der Plunger 42 immer an die Plunger-Ausgang-Stellung 44 zurückkehrt, selbst wenn diese Stellung zu weniger als des optimalen eigentlichen Fluid-Volumens für das medizinische Fluid B führt. Im allgemeinen wird das eigentliche Ansaug-Volumen für das medizinische Fluid B eher als einen Überschuß des medizinischen Fluids B ein Defizit darstellen. Dieses Defizit wird aufgezeichnet und es wird bestrebt, es in zukünftigen Pumpzyklen zu korrigieren. Wenn das Defizit klein ist, ist es vorzuziehen, das Defizit über mehrere Pumpen-Zyklen zu akkumulieren und das akkumulierte Defizit zu korrigieren, wenn es eine entsprechende Plunger-Stellungskorrektur von 30 Stufen übersteigt. Die empirischen Daten haben darauf hingewiesen, dass der Versuch zum Korrigieren kleiner Defizite zu geringerer Genauigkeit führt.
Die folgenden Funktionsverhältnisse werden verwendet, um die eigentlichen Ansaug-Volumina (V_{A_Int} und V_{B_Int}) für den aktuellen Pumpen-Zyklus (n) zu berechnen. Ein Ansaug-Volumen setzt sich aus drei Komponenten zusammen: dem Nenn-Ansaugen, dem Fehler-Volumen infolge der distalen Druckinjektion und dem Fehler-Volumen infolge der Kassetten-Konformität. Es wird eine Nenn-Kassetten-Volumen-Tabelle TAB_{X_C_V} (auf der Grundlage der Daten aus 9) geben, die ein Funktion der Plunger-Stellung ist und empirisch bestimmt abgeleitet wird. An der Plunger-Erstreckung-Stellung gibt es ein Fehler-Volumen infolge der distalen Injektion, die mittels Verwendung der Pumpenkammer-Erweiterung-Volumen-Tabelle (auf der Grundlage der Daten aus 7) als eine Funktion des distalen Differezdrucks (P_DxSus + P_DxPc) berechnet wird. Wenn der Plunger von +169 Stufen auf X_Ref bewegt wird, gibt es ein Fehler-Volumen infolge der Kassetten-Konformität als eine Funktion de proximalen Differezdrucks (P_PxRef – P_PxSus). Wenn das erste Ansaugen vom medizinischen Fluid A, Quelle 12, ist, wird die eigentliche Ansaug-Volumina-Transformierte für diese Quelle durch die folgenden Gleichungen bestimmt: VA_Int = VA_Nom + VDxInj + VA_P (17) VA_Int = A + [TABExt_I·(PDxPC)] + [(PPxRef – PPxSus)·CCass] (18) worin: A = [TABN_C_I·(XRef) – TABN_C_I·(+169 steps)] + [TABExt_I·(PDxSus)] (19) CCass = [TABN_C_I·(XCM) – TABN_C_I·(XRef)]÷[PPxRef – PPxCM] (20)und worin:

V_{A_Nom}: das Nenn-Ansaug-Volumen des medizinischen Fluids A ist;
V_Dxinj: das Fehler-Volumen infolge der Kassetten-Konformität ist; und
C_Cass: die Kassetten-Konformität zwischen X_Ref und X_CM ist.

Wenn das Mehr-Kanal-Pumpen benutzt wird, um beide medizinischen Fluide A und B zu infundieren, werden die folgenden Verhältnisse verwendet: VB_Int = VB_Nom – VA_P (21) V_{B_Int} = TAB_{N_C_I}·(0) – TAB_{N_C_I}·(X_Ref)] – [(P_PxRef – P_PxSus)·C_Cass] (22) worin:

V_{B_Nom}: das Nenn-Ansaug-Volumen für das medizinische Fluid B ist.

Der erste Pumpen-Zyklus ist dann abgeschlossen, und wenn der Mikroprozessor der Steuereinheit 17 bestimmt, dass ein neuer Pumpen-Zyklus begonnen werden sollte (um eine programmierte medizinische Fluid-Abgabe-Rate zu erfüllen), wiederholt sich das Verfahren. Für den zweiten Zyklus können sich die Größen des Druckausgleichs an der Stellung 46a des Plungers, die Dauer des Zeitsegments 45a und auch die Werte der proximalen Druckspitze 51a und der distalen Druckspitze 50a sämtlich von den entsprechenden Größen dieser Elemente im vorherigen Pumpen-Zyklus unterscheiden.
Obwohl die bevorzugte Ausführungsform der Erfindung sowohl einen proximalen als auch distalen Drucksensor verwendet, wird erwogen, dass die vorliegende Erfindung ebenso angelegt werden kann, um die Genauigkeit der Kassettenpumpen zu erhöhen, die nur einen distalen Drucksensor haben. Die eigentliche Druck-Lesung durch den distalen Drucksensor mit dem in seiner geschlossenen Stellung befindlichen Auslaßventil der Kassette wird für eine erste distale Druck-Lesung verwendet, und dann wird eine zweite distale Druck-Lesung vorgenommen, während das Auslaßventil geöffnet ist. Irgendein Differezdruck zwischen den ersten und zweiten Druck-Lesungen (einem Kammerndruck und einem Auslaß stromdruck entsprechend) wird dann mittels Verwendung des Algorithmus mit empirisch bestimmten Parametern und Referenztabellen, wie oben beschrieben, kompensiert, um die Plunger-Stellung zu Beginn. eines jeden aufeinanderfolgenden Pumpen-Zyklus einzustellen. In einem solchen System gleicht der Algorithmus keinen Differezdruck im ersten Pumpen-Zyklus aus.
Beispielhafte Zusammenfassung der Teile eines Zwei-Leitung-Pumpen-Zyklus
Pumpzyklus Teil 1: Kompensieren der Pumpenkammer 30 auf den distalen Druck.

Schritt 1 Während das Einlaßventil 28 schließt, Messen des proximalen Drucks bei jeder Stufe und Bestimmen des proximalen Halte-Drucks durch das Anlegen der mittleren Filterdruck-Transformierten (Gleichung 1) an die ersten acht Datenproben.
Schritt 2 Berechnen des distalen Halte-Drucks durch das Anlegen der proximalen zu distalen Druck-Transformierten (Gleichung 3) an die distale Druckspitze vom vorherigen Zyklus.
Schritt 3 Messen des distalen Drucks und Bestimmen des distalen Abgabesdrucks durch Anlegen der mittleren Filterdruck-Transformierten (Gleichung 1).
Schritt 4 Berechnen der Anzahl an Stufen, um den Druck der Pumpenkammer auf den distalen Druck zu kompensieren, indem die distale Ausgleich-Stufen-Transformierte (Gleichungen 8 und 9) an den distalen Abgabesdruck und den distalen Halte-Druck (im vorherigen Abgabeszyklus berechnet) angelegt wird.
Schritt 5 Entsprechendes Bewegen des Plungers 42.

Pumpzyklus Teil 2: Bestimmen der distalen Druckspitze 50 (im nächsten Zyklus zu verwenden), Berechnen des Verlängerung-Stufen-Periode/Zeitsegments 45 und Bewegen des Plungers 42 an die +169 Stufen-Stellung 48.

Schritt 6 Während das Auslaßventil 32 öffnet, Abtasten des distalen Drucks in Intervallen von 2 ms/Probe über 50 ms.
Schritt 7 Berechnen der distalen Druckspitze 50 durch Anlegen der distalen Spitzen-Amplituden-Transformierten (Gleichungen 4 und 5) an die distalen Druckproben.
Schritt 8 Berechnen des Verlängerung-Stufen-Periode/Zeitsegments 45 durch das Anlegen der kompensierten Stufen- Periode-Transformierten (Gleichungen 8 und 9) als eine Funktion der Plunger-Stellung des distalen Halte-Drucks und des distalen PC-Drucks vom vorherigen Zyklus.
Schritt 9 Bewegen des Plungers 42 an die +169 Stufen-Stellung 48 am Verlängerung-Stufen-Periode/Zeitsegment 45. Schritt 10 Berechnen und Mitteilen des abgegebenen eigentlichen Volumens (Gleichung 10).

Pumpzyklus Teil 3: Bestimmen des distalen PC-Drucks

Schritt 11 Beginnen mit dem Schließen des Auslaßventils 32, gefolgt vom Öffnen des Einlaßventils 28. Während das Auslaßventil 32 schließt, Messen des distalen Drucks bei jeder Stufe und Bestimmen des distalen PC-Drucks durch das Anlegen der mittleren Filterdruck-Transformierten (Gleichung 1) an die ersten acht Datenproben.

Pumpzyklus Teil 4: Bestimmen der Plunger-Bezug-Stellung und Ansaugen eines berechneten Ziel-Ansaug-Volumen der Leitung A

Schritt 12 Öffnen des Einlaßventils 28.
Schritt 13 Berechnen der Plunger-Bezug-Stellung 49a, die erforderlich ist, um ein Ziel-Ansaug-Volumen der Leitung A zu erhalten, indem die Plunger-Bezug-Stellung-Transformierte (Gleichungen 11 und 12) angelegt wird. Das Ziel-Ansaug-Volumen der Leitung A schließt ein Erweiterung-Defizit-Volumen (Gleichungen 14 und 15) vom vorherigen Zyklus ein.
Schritt 14 Zurückziehen von der +169 Stufen-Stellung 48 an die Plunger-Bezug-Stellung 49a.
Schritt 15 Schließen des Zufuhrventils 20 (medizinisches Fluid der Leitung A).

Pumpzyklus Teil 5: Bestimmen der Kassetten-Konformität

Schritt 16 Bestimmen des proximalen Bezugsdrucks durch Anlegen der mittleren Filterdruck-Transformierten (Gleichung 1).
Schritt 17 Bewegen des Plungers 42, um den proximalen Druck an der Falle um 1,0 psi (Druckabfall 53) zu senken. Die Bewegung sollte nicht 84 Stufen von der Plunger-Bezug-Stellung 49a überschreiten. Diese Stellung ist die Plunger-CM-Stellung 49b.
Schritt 18 Bestimmen des proximalen CM-Drucks durch Anlegen der mittleren Filterdruck-Transformierten (Gleichung 1).
Schritt 19 Berechnen der Kassetten-Konformität durch Anlegen der Kassetten-Konformität-Transformierten (Gleichung 16) als eine Funktion der Plunger-Bezug-Stellung und der Plunger-CM-Stellung, dem proximalen Bezugsdruck und dem proximalen CM-Druck.

Pumpzyklus Teil 6: Ansaugen des Fluids der Leitung B von der Plunger-CM- an die Plunger-Ausgang-Stellung.

Schritt 20 Öffnen de Zufuhrventils 18 des medizinischen Fluids B für die Leitung B.
Schritt 21 Bewegen des Plungers 42 von der Plunger-CM-Stellung an die Ausgang-Stellung.
Schritt 22 Berechnen der eigentlichen Ansaug-Volumina der Leitung A und Leitung B durch das Anlegen der eigentlichen Ansaug-Volumina-Transformierten (Gleichungen 17 bis 22) als eine Funktion der Plunger-Bezug-Stellung, Plunger-CM-Stellung, des distalen Halte-Drucks, distalen PC-Drucks, proximalen Bezugsdrucks, proximalen Halte-Drucks und der Kassetten-Konformität. Wie oben angemerkt, wechselt vorzugsweise die Sequenz, in der ein medizinisches Fluid als erstes in die Pumpenkammer 30 eingeführt wird, so dass zuerst das medizinische Fluid A in etwa genauso vielen Pumpen-Zyklen in die Pumpenkammer 30 eingeführt wird, mit denen das medizinische Fluid B zuerst in die Pumpenkammer eingeführt wird.

Wie oben erörtert, wird eine bevorzugte Ausführungsform der vorliegenden Erfindung in der PLUMA+^TM Infusionspumpe von Abbott Laboratories eingeschlossen sein, die in Verbindung mit ihrer PLUM^TM Kassette verwendet wird; Jedoch kann ein ähnlicher Algorithmus für weitere Aufbauten an Infusionskassetten und Infusionspumpen empirisch bestimmt werden. Es wird ins Auge gefasst, dass eine besonders wirkungsvolle Kombination aus Algorithmus und Infusionskassette eine Ausführungsform wäre, in der ein einziger Drucksensor in der Pumpenkammer selbst eingeschlossen würde. Ein Funktionserfordernis des Algorithmus liegt darin, dass der Druck innerhalb der Pumpenkammer an verschiedenen Teilen des Pumpen-Zyklus bekannt ist. Da die existierende PLUM^TM Kassette einen proximalen Drucksensor und einen distalen Drucksensor, aber keinen Drucksensor innerhalb der Pumpkammer einschließt, verwendet der detailliert beschriebene Algorithmus die Druck-Lesungen des proximalen und des distalen Drucks, und zwar mit den Pumpenventilen an den richtigen Stellen, um den Druck innerhalb der Pumpenkammer zu unterschiedlichen Zeitpunkten im Pumpen-Zyklus anzunähern. Wie oben beschrieben, kann infolge der möglichen Kalibrierungs-Differenzen zwischen den proximalen und distalen Drucksensoren eine Korrektur erforderlich sein. Die Verwendung eines einzelnen Drucksensors innerhalb der Pumpenkammer würde das Erfordernis für eine solche Korrektur ausschließen, womit der Algorithmus einfacher wird. Abhängig von den anderen Funktionserfordernissen der Infusionskassette, können proximale und distale Drucksensoren benötigt werden oder nicht. Solchermaßen wird ins Auge gefasst, dass der Algorithmus angepaßt werden könnte, um eine Infusionskassette mit proximalen, distalen und Pumpenkammern-Drucksensoren sowie eine Infusionskassette mit nur einem Pumpenkammern-Drucksensor zu ermöglichen.
Obwohl die vorliegende Erfindung in Verbindung mit der bevorzugten praktischen Ausführungsform beschrieben wurde, werden die Fachleute auf dem Gebiet verstehen, dass daran viele Modifikationen innerhalb des Schutzumfangs der folgenden Ansprüche vorgenommen werden können. Entsprechend ist es nicht beabsichtigt, dass der Schutzumfang der Erfindung in irgendeiner Weise durch die obige Beschreibung eingeschränkt wird, sondern stattdessen vollständig über den Bezug auf die folgenden Ansprüche bestimmt wird.

Claims

Eine Pumpe (10), die verwendet wird, um ein Fluid, die aus einer Quelle (12, 14) strömt, einem Patienten zu infundieren, und folgendes umfasst: (a) eine wegwerfbare Kassette (15) mit einem Gehäuse, die einen Fluidpfad von einer Eintrittsöffnung (16), die ausgebildet ist, um in Fluidaustausch mit der Quelle (12, 14) gekoppelt zu werden, zu einer Austrittsöffnung (38), die ausgebildet ist, um in Fluidaustausch mit einer Infusionsstelle am Patienten gekoppelt zu werden, bestimmt und einen Einlass-Drucksensor (24) einschließt, der ein Signal erzeugt, das einen Druck nahe der Eintrittsöffnung (16) anzeigt, und einen Auslass-Drucksensor (34), der ein Signal erzeugt, welches einen Druck nahe der Austrittsöffnung (38) anzeigt, wobei der Fluidpfad folgendes einschließt: (i) eine Kammer (30), bedeckt von einer Elastomer-Membran (29), die, wenn sie in die Kammer (30) gedrückt wird, das Fluid aus der Kammer (30) durch die Austrittsöffnung (38) verdrängt; (ii) ein Einlassventil (28), das die Strömung des Fluids in die Kammer (30) aus der Eintrittsöffnung (16) steuert, wobei das Einlassventil (28) offen ist, wenn Fluid in die Kammer (30) aus der Eintrittsöffnung (16) strömt, und geschlossen, wenn Fluid durch die Austrittsöffnung (38) verdrängt wird; und (iii) ein Auslassventil (32), das die Strömung des Fluids aus der Kammer (30) zur Austrittsöffnung (38) steuert, wobei das Auslassventil (32) offen ist, wenn das Fluid durch die Austrittsöffnung (38) verdrängt wird, und geschlossen, wenn das Fluid in die Kammer (30) aus der Eintrittsöffnung (16) strömt; (b) eine Antriebseinheit (19), ausgebildet, um mit der wegwerfbaren Kassette (15) gekoppelt zu werden, und mindestens ein Antriebsaggregat und einen Plunger (42) einschließend, wobei das mindestens eine Antriebsaggregat den Plunger (42) relativ zu der Kammer (30) bewegt, um die Elastomer-Membran zu verformen, wodurch Fluid aus der Kammer (30) zur Austrittsöffnung (38) hin verdrängt wird, wobei die Antriebseinheit (19) auch das Einlassventil (28) und das Auslassventil (32) betätigt, um die Ventile (28, 32) zu öffnen und zu schließen; und (c) eine Steuereinheit (17), gekoppelt, um die Signale vom Einlass-Drucksensor (24) und vom Auslass-Drucksensor (34) zu empfangen, und mit der Antriebseinheit (19) gekoppelt, um das mindestens eine Antriebsaggregat zu steuern, und so die Bewegung des Plungers (42) steuernd, wobei die Steuereinheit (17) einen Differenzdruck aus den Signalen bestimmt, die vom Einlass-Drucksensor (24) und vom Auslass-Drucksensor (34) erzeugt werden, und eine Ausgangsposition des Plungers (42) relativ zur Kammer (30) einstellt, bevor der Plunger (42) das Fluid aus der Kammer (30) verdrängt, um den Differenzdruck zu kompensieren, so dass eine Genauigkeit der Pumpe (10) beim Infundieren des Fluids in den Patienten wesentlich verbessert wird.
Die Pumpe von Anspruch 1, worin die Einstellung an die Ausgangsposition des Plungers (42) einen Druck des Fluids in der Kammer (30) verändert, bevor das Auslassventil (32) geöffnet wird, um die Verdrängung des Fluids aus der Kammer (30) zu ermöglichen.
Die Pumpe von Anspruch 1, worin abhängig von der Einstellung an die Ausgangsposition des Plungers (42) die Steuereinheit (17) eine Dauer der Zeit für die Verdrängung des Fluids aus der Kammer (30) durch den Plunger (42) verändert.
Die Pumpe von Anspruch 1, worin der Plunger (42) während des Pumpen-Zyklus immer in Kontakt mit der Elastomer-Membran ist.
Die Pumpe von Anspruch 1, worin der Differenzdruck nach der Kompensation weniger als 0,5 psi beträgt.
Die Pumpe von Anspruch 1, worin die Steuereinheit (17) einen Prozessor einschließt, der mit einem Speicher gekoppelt ist, in dem Maschinenbefehle gespeichert sind, die einen Steueralgorithmus umfassen, wobei die Maschinenbefehle vom Prozessor ausgeführt werden und ihn dazu veranlassen, den Differenzdruck zu bestimmen und die Ausgangsposition des Plungers (42) einzustellen, um den Differenzdruck zu kompensieren.
Die Pumpe von Anspruch 6, worin der Steueralgorithmus einen Druck verwendet, der vom Auslass-Drucksensor (34) gemessen wird, direkt nachdem sich das Auslassventil (32) geöffnet hat und Fluid durch das Auslassventil (32) zum Patienten strömt, um eine Kalibrierungs-Differenz zwischen dem Einlass-Drucksensor (24) und dem Auslass-Drucksensor (34) zu bestimmen, und worin die Kalibrierungs-Differenz bei der Einstellung der Ausgangsposition des Plungers (42) zur Kompensation des Differenzdrucks während eines nächsten Pumpen-Zyklus verwendet wird.
Die Pumpe von Anspruch 6, worin Parameter des Steueralgorithmus für eine bestimmte Konstruktion der wegwerfbaren Kassette (15) und der Antriebseinheit (19) empirisch bestimmt werden.
Die Pumpe von Anspruch 6, worin, wenn die Steuereinheit ermittelt, dass der Differenzdruck zwischen dem Einlass-Drucksensor (24) und dem Auslass-Drucksensor (34) derart ist, dass ein höherer Druck am Auslass-Drucksensor (34) als am Einlass-Drucksensor (24) angezeigt wird, die Steuereinheit (17) den Plunger (42) veranlasst, sich zur Kammer (30) hin in eine Position zu bewegen, die vom Algorithmus bestimmt wird, und wenn die Steuereinheit ermittelt, dass der Differenzdruck zwischen dem Einlass-Drucksensor (24) und dem Auslass-Drucksensor (34) derart ist, dass ein niedrigerer Druck am Auslass-Drucksensor (34) als am Einlass-Drucksensor (24) angezeigt wird, die Steuereinheit (17) den Plunger (42) veranlasst, sich von der Kammer (30) in eine Position zurückzuziehen, die vom Algorithmus bestimmt wird.
Die Pumpe von Anspruch 9, worin, wenn der Plunger (42) aus seiner Ausgangsposition in eine kompensierte Position hin, wie vom Algorithmus bestimmt, bewegt wird, diese Vorwärtsbewegung eine stärkere Verformung der Elastomer-Membran verursacht und so ein Volumen der Kammer (30) veranlasst abzunehmen, und einen Druck innerhalb der Kammer (30), zuzunehmen; und worin, wenn der Plunger (42) aus seiner Ausgangsposition in eine kompensierte Position wie vom Algorithmus bestimmt zurückgezogen wird, dieses Zurückziehen eine geringere Verformung der Elastomer-Membran verursacht und somit ein Volumen der Kammer (30) veranlasst zuzunehmen, und einen Druck innerhalb der Kammer (30), abzunehmen.
Die Pumpe von Anspruch 6, worin der Algorithmus eine erste Referenztabelle beinhaltet, in welcher die Plunger-Position von einem Druck abhängig ist, der mit dem Einlass verknüpft ist, und eine zweite Referenztabelle beinhaltet, in welcher die Plunger-Position von einem Druck abhängig ist, der mit dem Auslass verknüpft ist, und eine kompensierte Plunger-Position durch die Kombination eines Ergebnisses aus beiden Referenztabellen bestimmt wird.
Die Pumpe von Anspruch 11, worin die erste und die zweite Referenztabelle empirisch bestimmt werden.
Die Pumpe von Anspruch 6, worin, nachdem der Plunger (42) eine Kraft auf die Elastomer-Membran ausgeübt und das Fluid aus der Kammer (30) zur Austrittsöffnung (38) verdrängt hat, die Steuereinheit den Algorithmus nutzt, um das tatsächliche Fluidvolumen zu bestimmen, das aus der Kammer (30) verdrängt wird, und um dann einen Korrekturfaktor zur Modifizierung des nächsten Pumpen-Zyklus zu bestimmen, um eine gewünschte Geschwindigkeit der Verabreichung des Fluids an den Patienten aufrecht zu erhalten.