CN105338914A - 具有空气检测和去除的气动耦合式流体控制系统和方法 - Google Patents

Abstract

用于液体递送的流体控制系统包括结合了线性致动器以在气体贮存器中实现已知体积变化的气动驱动装置。所述气体贮存器与气体侧贮存器流体连通，所述气体侧贮存器通过柔性膜与流体侧贮存器分隔。所述线性致动器的移动对所述气体侧贮存器中的气体实现了正或负的体积差，导致气体的压力的减小或增大，所述减小或增大被传递到所述流体侧贮存器以从源中抽吸流体(主要是液体)或将液体向外递送至汇。在另一方面中，提供一种用于检测和去除流体路径中的气泡的机制。

Description

具有空气检测和去除的气动耦合式流体控制系统和方法

相关申请的交叉引用

本申请要求2013年5月23日提交的美国临时专利申请第61/826,863号依据35U.S.C.§119(e)所获得的权益，该申请的公开内容以引用的方式并入本文中。

发明背景

流体流量控制是医疗装置如静脉输液泵和肠内喂养系统的必要部分。这些流体流量控制系统必须满足复杂且相矛盾的一组要求，例如宽流率范围、宽范围的流体粘度、有害量气体不可避免的存在、变动的源压力、变动的患者压力、可变患者管线阻力以及大范围的管件配置。

检测故障条件的可靠性和能力是流量控制装置的关键特征。低的购置和维护成本也是重要的特性。

系统的易用性是非常重要的，因为它会影响护理者的工作流程，这对患者护理的质量会有强烈但间接的影响。此易用性包括便于装载无菌管件组、在流体递送时段期间需要护理者加以注意以及留意不必要的报警条件。

常规的流体控制或泵抽机制受到先进性和复杂性之间的不利权衡影响。许多现代系统的所增添的复杂性导致了缺乏可靠性，从而导致产品性能故障、高水平的维护、管理机构对产品的召回和记录在案的高的患者伤害率。

如由HarvardApparatus公司销售和其后在市场上复制了上百次的流体泵的早期类型之一是注射泵。在注射泵中，流体容纳在常见的玻璃或塑料注射器内，该注射器被制造成具有明确指定的直径和行程长度。这些注射器是用于提供对无菌流体的手动注射的相同注射器。注射器的活塞被牢固地固持并且通常是用丝杠机构来进行固持，该活塞是在电动机的经过仔细定时的步中被向前推。电动机的每一步迫使已知量的液体从注射器流出并进入通向患者的脉管系统的管线中。注射泵提供了非常简单的机构和极其简单的控制系统，该系统由通过所需流体流率设置的定时器电路组成。通常增添力和位置传感器以提供关于堵塞、误装和输液结束的反馈。然而，注射泵设计固有地受到注射器的相对较小的尺寸所限制并且所输注流体的量和最大流体流率是有限的，因此此设计不满足许多临床应用的需要。讽刺的是，在非常小的排量和流率下，注射泵会经历流体流量的不连续，该不连续是基于注射器的高的静摩擦。驱动电动机的非常小的移动不一定会转化为活塞的移动和流体的递送；在活塞实际上将流体递送给患者之前可能会需要多个电动机步和多个时间间隔。递送之间的长延迟时段在临床上不是所要的。注射泵的另一缺陷是与患者脉管系统的不适当的阻抗匹配；注射泵的电动机驱动装置配备有能够可靠地满足该系统预期的最大扭矩的电动机。此强大的电动机还是齿轮减速的，使得可以实现非常小的位移，从而使该泵能够以低流率进行递送。然而，强大的电动机与齿轮装置的组合可以使注射器驱动装置产生大大超过将流体安全地输注到患者的脉管系统中所需的流体压力的流体压力。这种潜在的高压输出的结果是，可能会将有害水平的流体压力施加给患者，这具有有害影响，尤其是在输液导管的外渗或在暂时堵塞的释放后团注产生的情况下。

注射泵的变型可见于呈往复式活塞的形式，该往复式活塞可以从流体袋或通风瓶拔出。如在Abbott/HospiraPlum^TM输液装置中发现的，该装置克服了注射泵的排量限制。关于装设阀门的所增添的复杂性增加了成本并降低可靠性。大排量泵因为它的多个流体连接和空气空间而产生了在注射泵中没有发现的、致使引入必须要进行检测并处理的有害气泡的环境。这些往复式活塞泵仍然保留了上文关于注射泵所描述的阻抗不匹配的缺点。

输液泵的最常见的形式是蠕动泵，由此手指或滚轮以蠕动方式堵塞柔性管件的一部分，迫使流体从管流出并流向患者。这种机制提供了用于用简单的柔性管的形式运载无菌流体的最简单配置。蠕动泵遭受与注射泵相同的阻抗不匹配的命运，因为确实地堵塞柔性管的一部分所需的力很大，使泵可以产生有害的高输液压力。可以通过使用管件上的力传感器来减轻这种潜在的高压力，从而增加复杂性和成本。空气进入患者体内的问题与上述往复式活塞泵相同。蠕动泵引入了与流体流量精确度有关的新问题，因为驱迫至患者的流体的量完全取决于流体管件在其未压缩状态下的内径。实际上，表面积误差是直径误差的平方律函数，所以直径10％的误差将产生驱迫至患者的体积的不可接受的21％(1.1²)误差。遗憾的是，有两种很常见的情况可能会减小管件的有效直径：一个是管件的疲劳，因为它通过蠕动机构重复地工作，而另一个是由于来自流体源的低流量而未能完全再注满该管件。

有另一类泵是使用恒力弹簧、膜或气体反应来抵抗固定的经校准的阻力来推动流体而提供单个流率。这些装置不提供大多数临床应用所需的流率的可程控变化。

往复式活塞泵的一个变型是由马萨诸塞州纽伯里波特的FluidSense公司设计并销售。它使用柔性膜，该膜在一侧连接至装有弹簧的活塞而在另一侧连接至无菌流体。如果装有弹簧的活塞往回“竖”起以装载弹簧从而提供正流体力，那么低开启压力被动入口阀和主动操作的瞬态出口阀实现泵抽动作。使用非常灵敏的线性编码器来查看装有弹簧的活塞的位置，从而提供关于流体的压力和体积的信息。这种设计实现了简化和更灵敏的泵机构，但流动是随着出口阀的每一脉冲的动作而为间歇性的，并且驱动压力从3至7PSIg变化，高于大多数临床应用所必需的。与所有的大排量泵抽系统一样，它也会经历气泡的引入。

与单速率递送系统相反，可程控输液装置都会经历机电复杂性的两个作用。第一，存在可能会通过冲击、振动、温度偏移和老化扰乱的通常是窄的机械公差。输液泵通常超出它们的性能规格(有时是间歇地)，使得排解故障成本非常高并且非常困难。第二，这些复杂的机构通常难以消毒。客户近来才意识到给输液泵和其它医疗装置消毒的极高重要性。患者交叉感染是急性护理环境中的顶级卫生护理问题之一。

患者和护理者经常面临的另一特定问题是气泡在流体路径中的存在。常规输液泵经由超声波或光学检测器电路来观察管件的段。它们用高的灵敏度可靠地检测气泡。遗憾的是，这些传感器的特异性低，因此假警报是很平常的。当检测到这些气泡时，三个不好的事情发生。第一，泵进入报警条件并且到患者的流体流动停止，这通常可能会因为拒绝给予所需的药物治疗而对患者造成伤害。第二，在床边的警报对患者和患者家属造成很大的困扰。第三，警报使护士的工作流程中断，减少了用在其他患者身上的时间并且将护士的注意力引向输液泵和从患者身上移开。

空气去除过滤器常见于输液治疗施与装置中。这些过滤器未能解决上述问题，因为如果它们位于输液泵附近，那么当曝露于负表压时，这些过滤器不能正常运行。如果这些过滤器放置在输液泵的下方，那么泵没有办法验证这些过滤器在工作，因此警报必须仍然保持启用。这些过滤器还必须结合亲水性过滤器，该亲水性过滤器与某些医用流体(例如全血)不相容。

发明概要

本发明涉及实现为气动耦合式直接驱动装置的流体控制系统。该系统是可靠的、能容忍变动的条件以及对防止精确地递送流体的条件敏感。该系统提供了与低压的闭环控制系统耦合的简单致动机制，其克服了上文所述的现有技术的系统的限制。

该流体控制系统的气动驱动装置结合了与气体贮存器介接以在气体贮存器中实现已知的体积变化的线性致动器。在一个实施方案中，线性致动器包括驱动电动机，该驱动电动机耦合至提供直线运动以通过已知的线性增量将往复式元件(例如波纹管或活塞)推动或拉动。该往复式元件在一个维度上双向地平移并且(例如)在与平移方向正交的平面中具有固定的已知横截面面积。因此，平移了已知距离导致气体贮存器内的已知体积变化。往复式元件与气体贮存器中的气体(通常是空气)介接，使得往复式元件的平移使气体贮存器中的气体体积增加或减小。电动机可以在任一方向上移动以增加或减小气体体积。气体贮存器中的压力传感器感测其中的气体压力。通向周围环境的排气阀也设置在气体贮存器中。

气体贮存器与分开的流体室流体连通。流体室通过柔性膜分隔成气体侧贮存器和流体侧贮存器。气体侧贮存器中的气体与线性致动器的气体贮存器中的气体流体连通。流体侧贮存器主要是填充有液体，例如供递送至患者的脉管系统的药物或喂养溶液。往复式元件(例如活塞或波纹管)在驱动电动机的控制下的往复运动对气体侧贮存器中的气体施加正或负的体积差，这导致气体的压力减小或增加。这又导致膜挠曲，挠曲将压差传给流体侧贮存器中的任何流体。被动入口和出口止回阀沿着穿过流体侧贮存器的流体流路来设置。入口和出口止回阀响应于流体的压力变化而打开，以产生单向泵抽动作以使流体通过入口止回阀流入并且随后通过出口止回阀流出。

系统包括操作气动驱动装置的控制器。控制器可操作以通过按照将递送的液体的目标体积与已递送的液体的体积之间的差来确定待递送的液体的体积以及按计算出的增量操作气动驱动装置以递送待递送的液体的体积来控制液体至流体汇的递送。控制器可操作以计算将在连续的时间间隔中递送的液体体积以及在已递送的液体体积的每次计算后更新已递送的液体体积。

控制器按规则的时间间隔(包括在气动驱动装置的受控移动之前和之后)从压力传感器接收感测到的压力数据，以及将压力数据与由受控移动导致的气体体积的已知变化进行比较。控制器基于感测到的压力数据与已知的气体体积之间的理想气体定律关系基于压力数据和气体体积的已知变化来计算气体体积。

控制器还可操作以确定指示各种条件(例如在始于流体源或去往流体汇的流体流路中的阻抗或阻力)的压力趋势。流体源中的阻抗或阻力可以指示(例如)流体流路上的管线中的堵塞、流体源中剩余的液体的量、流体源处的粘性液体、或注射器的存在。去往流体汇的流体流路中的阻抗或阻力可以指示(例如)流体流路上的管线中的堵塞或与流体汇断开连接。

在另一方面中，流体控制系统结合了空气检测和主动空气去除机构，机构改进了检测特异性并且可操作以去除无限量的空气以便避免气泡的负面方面。空气去除机构包括防止液体通过的疏水性过滤器材料和气体可以借以离开系统的单向阀。

附图说明

从结合附图进行的以下详细描述中将更充分地理解本发明，其中：

图1是流体控制系统的一个实施方案的示意性框图；

图2是用在图1所示的流体控制系统中的控制器的示意性框图；

图3是示出了在泵抽循环的各种状态下的流体控制系统的线性致动器的位置的示意图；

图4a是图1所示的包括空气去除系统的泵抽室的示意图；

图4b是图4a所示的空气去除系统的展开示意图；

图5a是流体施与装置的一个实施方案的等距视图，示出了盒和壳体；

图5b是图5a的等距视图，示出了插入在壳体内的盒；

图6是图5a所示的盒的分解图；

图7a是盒的横截面图；

图7b是盒的另一横截面图；

图8是盒中的入口阀的横截面图；

图9是盒中的空气阀的横截面图；

图10a和图10b是示出了用于与盒一起使用的空气去除系统的空气过滤器的等距视图；

图11a是与盒一起使用的旁通阀组件的等距视图；

图11b是处于闭合位置的旁通阀组件的等距视图；

图12a是盒的分解图，示出了盒内的气动通路；

图12b是盒体的俯视图，示出了气动通路；

图13是结合了额外排气阀的故障保护电路的实施方案的示意性框图；

图14是对气体体积的已知减小的压力响应的图；

图15是对气体积的已知增加的压力响应的图；

图16描绘了在压力激活的单向阀通过增加的压力而打开时压力的变化；

图17是用于示出在流体递送期间进行的流量计算的体积对时间的示意图；

图18描绘了汇压力改变时的压力变化；

图19描绘了汇阻抗改变时的压力变化；

图20描绘了汇中的压力和阻抗变化之间的差异；

图21描绘了在填充循环期间的各种状态期间随时间而变的压力响应；

图22描绘了在递送循环期间的各种状态期间随时间而变的压力响应；以及

图23描绘了在流体递送行程的一部分期间随时间而变的压力响应。

本发明的详细描述

图1描绘了流体控制系统100的一个实施方案的示意性框图。系统结合了与流体施与装置102介接的气动驱动装置101，通过流体施与装置，从流体源130抽出受控量的流体并将流体递送至流体汇140，例如患者的脉管系统。流体控制系统可以具体化为独立的泵抽系统或为耦合至另一泵抽系统的子组件，另一泵抽系统包括其它部件，例如用户接口、药物安全软件、电源、底座等等。

流体源130可以是(例如)容纳在柔性袋、通风瓶或填充液体的注射器内的流体。流体在穿过泵抽室170的流路131上流动，泵室是具有固定容积的刚性主体或壳体。室通过柔性膜175分隔，膜使气体或液体不能渗透到气体侧室171和流体侧室172中。柔性膜175绕着其在室170内的外周密封地系固，但是在其它方面不受限制地自由移动。气体侧室171内的气体压力在流体侧室172内施加相同的压力。在柔性膜175两侧实际上没有压差。气体侧室的压力变化经由柔性膜直接传到流体侧室，并且反之亦然。

流体侧室172安置在流体流路131上，并且经由入口阀135与流体源130流体连通。流体侧室172还经由出口阀145与流体汇140流体连通。入口阀和出口阀各自是被动操作的单向止回阀，并且在上游流体和下游流体之间的压差达到预定的开启压力时才打开。入口阀135和出口阀145各自通常是闭合的而无法流动并需要相对较高的压差来在正向方向上打开它们。实际上任何量的压差都不可能在反向方向上打开它们。在适合作为医用输液泵的一个实施方案中，阀135、145被选择为具有相对较高的开启压力，大约1PSId。如本领域的技术人员将了解的，特定开启压力取决于应用。

系统还包括气动驱动装置，气动驱动装置耦合至气体侧室171以实现已知增量的正或负体积变化，这又引起气体侧室中的正压力或负压力的变化，压力变化传到流体侧室172。在一个实施方案中，气动驱动装置包括线性致动器，例如，驱动电动机110，如步进电动机或经编码DC电动机或产生精确增量的双向移动的另一机电元件。驱动电动机耦合至凸轮或丝杆机构或输出直线运动的其它机构。然而，可以使用任何线性致动器机构，只要它的位置是已知的并且它具有可忽略的迟滞或间隙。驱动电动机110耦合至在气体贮存器120内往复运动的往复式元件115。往复式元件115，例如波纹管或活塞，在一个维度上双向地平移。因此，平移了已知距离会导致已知的体积变化。往复式元件与气体贮存器120中的气体(通常是空气)介接，使得往复式元件的平移使气体贮存器中的气体体积增加或减少已知的量。往复式元件115和气体贮存器120一起形成注射器状机构。

气体贮存器120与气体侧室171流体连通。可以设置气体导管178以取决于总体泵抽系统的配置而将气体贮存器120与气体侧室171流体地连接。设置可以打开以将气体贮存器中的空气排放至周围环境的排气阀112。暂时打开排气阀使贮存器120和连接空间(气体导管178和气体侧室171)中的压力与大气压力达到平衡。可以使用任何合适的排气阀，例如机电电磁阀。还设置压力传感器155(例如任何合适的压力变换器)以测量气体贮存器120内的压力，这也提供了泵抽室的气体侧室和流体侧室中的压力的测量。

设置系统控制器150使之与电动机110和排气阀112操作地通信并且与压力传感器155操作地通信以接收压力数据。控制器150包括处理器或微处理器或类似者并且支持用于进行通信、感测、计算和致动器控制的电子器件。控制器150包括用于存储数据和指令的非易失性存储器(例如，ROM)、用于输入和输出的易失性存储器(例如，RAM)、时钟和输入/输出(I/O)控制单元。控制器150可以被设置为单个芯片上的微控制器单元。控制器还可以与作为总体泵抽系统或泵抽应用的一部分的另一计算机或控制器介接，在下文对此作进一步论述。

驱动电动机110基于来自控制器150的命令按已知增量移动，这又使往复式元件115移动已知长度以实现气体贮存器120中的气体体积的已知变化。体积变化又导致贮存器120中的压力变化。在贮存器120和气体导管178处察觉到的气体压力与气体侧室171内的气体压力达到平衡并且通过柔性膜175的挠曲而在流体侧室172内施加相同压力，因为在膜两侧不存在压差。

在一个实施方案中，线性致动器的往复式元件115形成为能够在一个维度上进行可控直线平移的波纹管。波纹管的一端经由(例如)凸缘而密封地固定至形成气体贮存器120的刚性壳体，而波纹管的另一端经由(例如)凸缘或端板而耦合至电动机110以实现直线移动。因此，波纹管的直径或横截面面积实际上是固定的并且因此是已知的。波纹管的内部通向气体贮存器并形成气体贮存器的一部分。因此，当波纹管直线平移(一般是在与已知直径的端板的平面正交的方向上)时，可以根据平移的长度乘以波纹管的横截面面积来确定体积变化。平移长度是已知的，因为它是由驱动电动机的增量运动确定，增量运动是由控制器150控制。

往复式元件实现为波纹管是有利的，因为波纹管能够直线平移而不会与壳体发生静摩擦或摩擦。波纹管可以被设计和制造为具有已知的行程长度和弹簧刚性系数以及波纹管两侧上的工作压力范围。任何合适的材料，例如不锈钢或另一金属合金(例如钛合金)，可以用于形成波纹管的波纹。合适的波纹管在市场上可购自(例如)佛罗里达州的BellowsTech,LLC。

在另一实施方案中，线性致动器的往复式元件形成为活塞。活塞耦合至电动机以便在气缸内直线平移，气缸耦合至气体贮存器120或是气体贮存器120的一部分。活塞端面(或气缸)的直径或横截面面积是固定和已知的。因此，如与波纹管一样，当活塞直线平移时，可以根据平移长度乘以活塞端面的已知、固定的横截面面积来确定体积变化。平移长度是已知的，因为它是由驱动电动机的增量运动确定，增量运动是由控制器150控制。线性致动器还可以指连接至单个驱动电动机的活塞阵列。活塞的各种直线或旋转配置都可以用以(例如)满足包装要求。

控制器150可以通过三种方式来调整压力。为了通过线性致动器115在气体贮存器120内产生增加的表压，控制器150可以使电动机110在一个方向(例如顺时针方向)上移动，其中增加的表压接着传到气体侧室171并接着传到流体侧室172。为了通过线性致动器115在气体贮存器120内产生减小的表压，控制器150可以使电动机110在相反方向(逆时针方向)上移动，其中减小的表压接着传到气体侧室171并接着传到流体侧室172。为了在气体贮存器120内产生零表压，控制器150可以激活排气阀112，其中零表压接着传到气体侧室171并接着传到流体侧贮存器172。

通过概述的方式，在进行填充步骤的操作中，排气阀112闭合并且线性致动器115缩回，这会增加气体贮存器120和气体侧室171中的体积并减小其中的压力。流体侧室172中的压力也类似地减小，这导致入口阀135两侧的压差。在填充步骤中，当压差达到入口阀的开启压力时，阀打开并且流体源中的流体(主要是液体)通过入口阀流到流体侧室中。为了进行递送步骤，排气阀闭合并且线性致动器向前进。气体侧室和流体侧室中的压力增加，这导致出口阀145两侧的压差。在递送步骤中，当压差达到出口阀的开启压力时，阀打开并且流体侧室中的液体通过出口阀流到流体汇。

现在参看图2，控制器150使用最少的输入和输出来实现对系统的流量控制。沿着线性致动器115的行程的点(“起始”或“停驻”位置)存储在存储装置321中。也存储线性致动器在填充和递送步骤期间的最大和最小行进位置。通过压力传感器155进行定期测量并且将测量以压力信号322的形式传输至控制器150。将电动机控制信号324传输至电动机驱动装置110以使之在任一方向上并且以宽范围的速度来移动。排气阀112通常是闭合的，并且可以经由排放控制信号325程控地打开。控制器还包括用于定时的时钟326。

来自(例如)总体泵抽系统中的另一控制器或主机处理器380的命令可以(例如)经由串行通信链路323以数字方式进行交换。只需要少量所支持的命令和查询。通信链路可以使用普通的协议，例如Wi-Fi(IEEE802无线标准)、I2C、SPI、紫蜂、USB、TCP/IP、BTLE或其它协议。使用高级、简单的通信系统实现简化的软件架构和更可靠的验证过程。另一控制器380可以驻留在移动装置(例如iPhone)或平板装置(例如iPad)上，所述装置含有用于从系统控制器150接收数据以及将指令传输至系统控制器150的程序或应用程序(应用)。

图3示出了各种状态以及与线性致动器115的位置的关联性。线性致动器115可以在控制器150的控制下通过电动机110移动至任何位置。整个行程上的某些位置描述如下。停驻811(“起始”位置)、最大(或最大活塞)812(线性致动器在泵抽循环期间完全缩回时的位置)和最小815(或最小活塞)(线性致动器在泵抽循环期间最少程度地缩回(或完全向前进)时的位置)等位置是设计好的固定位置。位置正开启813(在出口阀打开时)和位置负开启814(在入口阀打开时)是可变的，这取决于输液条件。控制器150包括使系统维持在几种状态中的一者的指令，状态确定线性致动器115的移动和压力信号322的解译。在闲置时，系统处在状态解锁821，并且线性致动器被带到位置停驻811。在开始输液的指令(指令可以通过主机处理器380传输)后，控制器150进入状态至最小822，并且在排气阀112打开的情况下线性致动器115被带到位置最小815。在输液开始后，控制器150进入状态负变化823，并且在排气阀闭合的情况下，线性致动器115逐渐地移动(缩回)，直到入口阀135在位置负开启814处打开为止。状态填充824开始，在此期间，用源中的液体填充流体侧贮存器172，并且一直进行到流体侧贮存器172到达其最大填充位置为止。在为将流体递送至流体汇140做准备的过程中，控制器150将线性致动器115移动至位置最大812，其中排气阀112在状态至最大825下打开。控制器150进入状态正变化826，并且在排气阀闭合的情况下，线性致动器115逐渐地移动(向前进)直到出口阀145在位置正开启813处打开为止。最后，线性致动器115以某速度向前进以在状态递送827下递送适当量的流体。在状态递送827完成时，控制器150回复到状态至最小822，继续所述循环直到设定目标完成为止。

具有气体导管178和泵抽室175的连接死空间的贮存器120具有有限容积。线性致动器115具有有限的行进长度并且在任一方向上可以达到其位置极限。如果在线性致动器115处于位置最小815时控制器150追求压力的增加，那么它必须在排气阀112打开时使线性致动器向位置最大812移动。排气阀的使用允许线性致动器移动而不会产生任何压力变化。在到达位置最大812后，排气阀112便闭合并且线性致动器向位置最小815移动，从而减少贮存器120的有效容积并增加气体侧室171的压力。类似地，如果在线性致动器115处于位置最大812时控制器150追求压力的减小，那么它必须在排气阀112打开时使线性致动器向位置最小815移动。在到达位置最小815后，排气阀112便闭合并且线性致动器向位置最大812移动，从而增加贮存器120的有效容积并减小气体侧室171的压力。在排气阀闭合的情况下，线性致动器115从位置最大812至位置最小815的位移造成容积的改变和压力的随后改变，改变大到足以使得它超过出口阀的开启压力。在排气阀闭合的情况下，线性致动器115从位置最大812至位置最小815的位移造成容积的改变和压力的随后改变，改变大到足以超过出口阀的开启压力。类似地，在排气阀闭合的情况下，线性致动器从位置最小至位置最大的位移造成容积的改变和压力的随后改变，改变大到足以超过入口阀的开启压力。

图4a描绘了图1的一部分，示出了形成流体控制系统100的一部分的空气去除系统(AES)200。图4b描绘了空气去除系统200的元件的详图。气泡201如图所示是在流体侧室172内，流体侧室与疏水性过滤器202直接接触。疏水性过滤器的另一侧经由导管203与通向大气的单向阀204(例如止回阀)连通。

在填充和排空流体侧室172的过程中，(例如)由于除气，气泡210可以进入流体侧室172，从而建立新的流体连接、排空流体源容器和类似者。流体递送包括通过在气体侧室171中施加负和正的压力从而允许柔性膜175自由地移动而不会形成压差来填充和排空流体侧室172的重复循环。在填充阶段完成时，已将负压力施加至气体侧室171和流体侧室172，从而从流体源130中抽吸流体直到柔性膜175达到室170所施加的机械极限时为止。在激活排气阀112之后，控制器150向电动机110发出使致动器115向前移动的命令，从而减小气体贮存器120的容积。如下文进一步论述，测量所得的压力变化。

出口阀145的开启压力必须明显高于单向阀204的开启压力。在气泡201存在并且与疏水性过滤器202表面接触以及流体侧室172中的压力大于导管203中的压力的情形中，气泡201自由地行进穿过疏水性过滤器202，直到疏水性过滤器202两侧不存在压差时为止。当导管203中的表压高于单向阀204的开启压力时，空气行进通过打开的单向阀进入大气中。当单向阀闭合时，导管中的残余压力等于单向阀的开启压力。借助于疏水性过滤器202的物理特性而防止液体离开或进入系统。由于单向阀204的机械特性而防止大气中的空气进入系统。

在其中流体侧室172中的压力是负的系统的填充阶段中，在导管203中被截留并加压的少量空气可以重新进入流体侧室172，用以推动或清除疏水性过滤器202的表面上的液体障壁。此少量的空气相对于流体侧室172来说是微不足道的量，但确实代表不明显降低泵抽系统的效率的量的返流。然而，过滤器的清洁是有用的，尤其是对于胶体悬浮液、脂质和具有强的表面张力特性的其它流体的长期输注来说。

空气过滤器202和单向阀204可以位于流体侧室172中的任何合适位置。在一个实施方案中，它们位于壳体的刚性壁中并且将气体排到周围环境。在另一实施方案中，它们位于膜175内并且将气体排到气体侧室171中，在下文对此作进一步论述。

在一个实施方案中，流体控制系统被实现为两个子系统。一个子系统包括流体施与装置102，流体施与装置结合了泵抽室170(包括气体侧室171和流体侧室172)、膜175、以及入口阀135和出口阀145。流体施与装置可以是一次性的并且可以维持在无菌状态。在需要时管件可以作为子系统的一部分而被包括，不是附接至就是可附接至入口阀和出口阀。

另一子系统包括气动驱动装置101，气动驱动装置可以经由从气体贮存器120至气体侧室的导管178容易地连接至流体施与装置102。导管178可以是任何长度的，例如，高达40英尺或更多。就较大长度的导管来说，可以从气动驱动子系统附近移除流体施与子系统，这在一些情形中可能是有利的。例如，一些患者迫切需要输注流体和进行MRI(磁共振成像)以(例如)检测内出血。然而，大多数输液泵的电子器件阻碍这些泵在MRI设备附近工作。因此，这些患者必须将MRI延迟到必要的输液完成后或将输液延迟到MRI完成后。然而，本流体控制系统的流体施与子系统101不含电子器件并且可以在MRI设备附近使用。因此，通过使用适当长的长度的导管，流体施与子系统可以从气动驱动子系统102移置某距离并且可以被带到MRI设备附近，从而允许在患者接受MRI时继续对患者进行输液。

在一个实施方案中，参看图5a至图12b，流体施与子系统102被实现为可移除的并且在需要时是一次性的盒，盒由壳体支撑，壳体又与气动驱动装置102介接。盒210建立从流体源130至流体汇140(即，患者的脉管系统)的无菌通路。壳体260与盒210介接并且使盒210保持在位，使得可以将压力从气动驱动装置102传送至膜175。壳体260建立与盒顶222的气密干涉配合，从而将空气密封环212与连接至气动连接261的正和负空气压力连接。在线性致动器115中产生的气体压力连接至在泵壳体260中的气动连接261。当与插入至泵壳体中的盒(如图5b中所示)耦合时，在气动连接261与空气密封环212之间建立气密密封。与壳体260介接的盒顶的平坦表面以及从线性致动器连通至气体侧室171的气动连接261提供了可以容易地保持清洁和进行消毒的表面。

参看图4，盒210包括刚性的模制盒体220，盒体与刚性板的盒底225并且与柔性膜175形成三明治构造。膜175是盒210的非常柔软的、不可渗透的特征，如上文所论述，它将盒体的内部分隔成流体侧贮存器172和气体侧贮存器171。气体过滤器216紧固至盒体220中。入口阀135和出口阀145装配至盒体220中，以使得流体流动仅可以从入口管180朝向出口管190进行的方式进行定向。入口阀135是流体路径中的单向阀，在达到其开启压力后，允许从源130至由盒体220和盒底225界定的泵抽室170进行流动。

膜175和盒底225结合至盒体220以建立无泄漏和无菌的流体通路。空气止回阀215装配至盒体220中，并且盒顶222结合至盒体220。旁通螺杆265提供入口管180与出口管175之间的流的手动打开，并且在盒210从系统移除时提供流体流动的手动实现。空气密封环212附接至盒顶222、在盒密封表面221上方。

图7a示出了盒210的横截面图。气体压力通过气体密封环212和盒密封表面221来传递。压力通常是通过气体止回阀215阻塞并且经由气动通路227传递至气体侧贮存器171。膜175将驱动气体压力与处于流体侧贮存器172中的流体分离。盒体220、盒顶222和盒底225提供不透流体的密封通路。旁通螺杆265通常阻止入口管180与出口管190之间的自由流动。气体过滤器216处于流体侧贮存器172与气体止回阀215之间。图7b示出了入口阀135和出口阀145的横截面图。

参看图7a，膜175建立了流体/气体障壁。流体占据了入口阀135与出口阀145之间的流体侧贮存器172，入口阀和出口阀各为单向阀，从而允许流体在从入口管180至出口管190的仅一个方向上流动。保持在流体侧贮存器172中的流体经由膜175与气体侧贮存器171保持分离。如果膜175是柔性的和自由移动的，那么膜两侧的压差是可忽略的。如上所述，流体在处于流体侧贮存器172中时是与气体过滤器216接触以实现主动空气去除。

参看图7b，入口阀135和出口阀145是对称的，在流体侧室172的任一侧都用作被动止回阀。从流体侧室172，流体可以通过正压力被驱动通过出口阀145而到达通向流体汇140的出口管190。从源130至汇140的整个通路131是密封且无菌的。

图8是入口阀135的横截面。出口阀145的几何形状和功能可以是相同的，所以相同的元件适用。入口阀135装配至盒体220上，并且接着膜175和盒底225结合至盒体220以产生不透流体的密封。流体50与近侧阀室235自由地连通。阀流道237提供至远侧阀室236的通路，但入口阀135防止流体流动，因为它被密封在阀座234处。间隙形成，并且在压差压力的力超过阀力242时，流体在阀座234处从近侧阀室235流动至远侧阀室236。阀力242是由阀扣环233和阀座234的相对位置来确定。流体的流经由阀入口道238从远侧阀室236离开，进入流体侧贮存器172。

参看图8，流体50从入口管180进入并且处在近侧阀室235中，除非与远侧阀室236相比，压差高到足以抵消阀力242并且使入口阀135打开。当入口阀135打开时，流体行进通过阀流道237、穿过阀座234并进入远侧阀室236。在流体侧室172中的压力是相对为负的条件下，流体行进通过阀入口道238。

流体侧贮存器172中的压力经由阀入口道238传到远侧阀室236。如果远侧阀室236中的压力大于近侧阀室235中的压力，那么阀座234处的力增大并且入口阀135对流体流保持闭合。如果远侧阀室236中的压力小于近侧阀室235中的压力，那么阀座234处的力减小并且入口阀135对流体流敞开。打开阀座234处的入口阀135所需的力取决于阀力242，对于任何给定材料，阀力随阀扣环233与阀座234之间的距离而变。增大阀扣环与阀座之间的间隙使阀力增大，从而需要近侧阀室235与远侧阀室236之间的更高压差来打开入口阀135。出口阀145的功能可以与入口阀135的功能相同。

在许多泵抽应用中，止回阀的功能是试图具有对反向流的完美密封以及全流所需的最小正向压力(约2英寸的水)。在本流体控制系统中，正向开启压力是有意设为高的，约30英寸的水或1PSId。此高开启压力转化为阀座234处的显著维度干涉和显著阀力242，使得干涉零部件的制造公差不会使开启压力发生显著变化。

图9示出了盒210的中心部分的特写横截面图。正气体压力通过气体密封环212传递、经由盒密封表面221作用在气体止回阀215上。气体阀流道245通过气体止回阀215阻塞，并且没有流可以进入流体侧贮存器172。某水平的负气体压力可以使气体止回阀215扭曲，从而实现通过气体阀流道245从流体侧贮存器172朝向盒密封表面221的流动。液体的流动因为气体过滤器216的特殊物理特性而停止，气体过滤器插入于流体侧贮存器172与盒密封表面221之间。气体过滤器216由允许气体从中流过但液体不能从中流过的疏水材料形成。打开气体止回阀215并允许流通过气体阀流道245所需的压力是盒密封表面221与流体侧贮存器172之间的压差。由于膜175可以自由移动，因此气体侧贮存器171中的压力实际上与流体侧贮存器172中的压力相同。

在实践中，为了从医用泵向患者输液，流体50是空气(气体)与液体的组合。尤其是在初始起动功能期间或在对源容器进行改变时，大量的空气可能会出现在流体侧室172中。在状态负变化823和填充824期间，通过线性致动器115产生负表压。在盒密封表面221和气体止回阀215的顶部处察觉到这些负压力。如果流体侧室172含有接触气体过滤器216的表面的空气，那么空气流可以从流体侧室172经由气体止回阀215行进至盒密封表面211。与各自具有相对较高的开启压力的入口阀135和出口阀145不同，气体止回阀215具有相对较低的开启压力并且容易地打开。如果空气被容纳在流体侧室172内但不接触气体止回阀215的表面，那么它将保持在流体侧室172中。对检测此残余空气的要求仍然是重要的，尽管在大多数情形中可以移除无限量的空气。

图10示出了空气过滤器216附近的盒210的构造的特写图。气体止回阀215从顶部插入至盒体220中。气体过滤器216配合至气体过滤器座252中。流体处于流体侧贮存器(图10中未示)的空间中、在膜175顶部上并且经由阀出口道253离开。流体经由阀入口道238进入流体侧贮存器172。图10b示出了在组装时气体止回阀215、盒体220和气体过滤器216的关系。

虽然在宽的流率范围中精确地进行输液、监视条件和移除气泡的能力是本系统的可用特征，但是可能有些时候需要手动控制流体流。图11a和图11b示出了旁通阀265的一种形式，旁通阀可以打开入口管180与出口管190之间的旁通道267。旁通道267是盒210中的特征，它建立了从入口阀135近侧至出口阀145远侧的流路。它通常是由旁通阀关闭。旁通阀包括螺杆266，螺杆配合在盒体220中的有内螺纹的孔隙269内。可以通过从盒体220突出的手柄271使螺杆旋转。穿过螺杆形成开口268。图11a示出了旋转到打开位置的旁通阀，其中开口268与道267对准，允许流体流经盒。图11b示出了旋转90°到闭合位置的旁通阀，其中开口268不与道267对准。流体流受道267阻塞而转向入口阀135。

图12a是盒210的分解图。气体压力在穿过盒体220中的气动通路272之前通过气体密封环212和盒密封表面221传递。膜175中的膜气体通道276允许气体到达盒底225中的底部气体通路278。底部气体通路278连通至气体侧室171，允许气体压力撞击到膜175上并传到流体侧室172。图12b是盒体220的俯视图，示出了气动通路272。阀出口道281也是可见的。

任何静脉注射泵的基本要求是在从泵移除给药装置时防止对患者的失控过度输液。使盒210保持它与泵壳体260的关系，直到控制器150进入状态解锁821为止。用户接着可以从泵壳体260移除盒210，并且从气体侧室171移除压力。源130的头部高度受入口管180和出口管190的总管件长度所限制，因此，驱动压力被限制为小于2PSIg。对于2PSI的总开启压力，入口阀135和出口阀145各自以约1PSI的开启压力连续地工作。在正常应用中，驱动压力远小于2PSI，因此流可靠地停止并且决不会处于自由流动状态。

高开启压力止回阀的一个好处是实现流体流需要大的正和负压力。可以通过简单地释放驱动压力来实现到汇的流体流的停止。排气阀112的激活使通过出口阀145的流体流立即停止。虽然可能有一些存储在出口管190中的电容继续排放至汇140中，但是由于系统的通常为低的工作压力，值是小的。

图13示出了故障保护电路的实施方案。通过增添排气备用阀512而使排气功能为多余的。排气阀112或排气阀512的激活使气体侧室171的表压降至零并且流体流停止。排气阀112在正常操作期间通过控制器150的数字逻辑电路来激活。排气备用阀512是通过预先保存的电容排放来操作，排放是通过响应于来自主机处理器380的规律通信每隔一秒来自控制器150的脉冲来进行。如果主机处理器380没有成功地与控制器150通信或者如果控制器150是不相干的，那么没有发出脉冲来阻止电容排放，并且激活排气备用阀512，即便是在总电源丢失的情况下。可以例行地通过制止脉冲来激活排气备用阀512，以测试排气备用阀512的正常操作。

流体系统的控制更具体地描述如下。可以使用输液期间所进行的测量来确定以下内容：

a)递送至汇(患者)的液体的量；

b)流体管线中空气的量；

c)源流体压力；

d)源流体阻抗；

e)汇(患者)管线压力；

f)汇(患者)管线阻抗；

g)电动机移动的验证；以及

h)排气功能的验证。

尽管系统的流体流动环境有大量特性，但是仅有三个参数要检查，从参数推断出所有信息。在来自控制器150的查询下，压力信号322测量绝对压力。第二个参数是线性致动器115的位置。使用步进电动机和家用开关实现了线性致动器的精确测量。时间是第三个参数。尽管系统的实际流率取决于在贮存器120和所连接的气体侧室171中形成的压力，但是控制器150没有试图维持某一驱动压力。压力的产生是系统中的因变量。

电动机的每一步提供了系统中的气体体积的已知和恒定的变化。所得的绝对压力变化提供了总气体体积的测量结果。因此，电动机的每一步给出了在任一时间点的流体体积的指示。流体体积随时间的改变提供了流率的指示。当往复式元件向前进时，驱动流体的压力先是增加并且接着在流体离开系统并“漏出”至汇时减小。这被示出为压力对时间的图上的阶梯式或锯齿形状。(例如，参见图16)。压力的变化提供了与流体流率有关的实时比例信号。

控制器使用理想气体定律来进行许多计算。理想气体定律指出：

PV＝nRT

其中：P是气体的绝对压力并且通过压力传感器进行测量；

V是气体的体积并且由电动机的步数确定；

n是气体的体积摩尔数并且在此处是不变的；

R是通用气体常数；以及

T是绝对温度。

控制器将不同时间时的压力和体积的测量结果进行比较：

P₁V₁/n₁R₁T＝P₂V₂/n₂R₂T₂

在这个系统中，n1＝n2和R1＝R2，并且绝对温度T1和T2在所测量的时间间隔中实际上是不变的。体积V₁和V₂是贮存器120、盒和死空间(例如贮存器120与室170之间的导管)中的总气体体积。贮存器的容积可以通过计算来确定。死空间的容积是不变的，并且盒中的总载量也是不变的。因此，可以从这个关系来计算盒中的液体体积的变化。压力P₁和P₂是在两个时间测得的压力，时间可以是在体积变化之前和之后。因此，关系变为：

P₁V₁＝P₂V₂

经由压力变换器155收集的压力信号表明了在各种条件下气体贮存器120中的压力的变化。气体贮存器120内的压力可能会在三个条件下改变：第一，如果致动器115在气体贮存器120内移动并改变气体体积；第二，如果流体经由出口阀145从流体侧室172离开到流体汇140；以及第三，如果流体从流体源130经由入口阀135进入流体侧室172。

参看图14，对已知体积减少(例如，通过将往复式元件115移动已知距离)的压力响应示出在A处。在入口阀与出口阀闭合时，在体积的已知减少之前和之后感测压力。将信号A用在产生总气体体积的测量结果的计算中。在时间t₁时总气体体积的计算的实例如下：

致动器(例如波纹管或活塞)的实际表面积A固定为(例如)1.3cm²。致动器通过电动机从初始位移位置D_init＝1cm移动至最终位置D_final-1＝2cm。接着可以按面积乘以所移动的距离来计算在入口阀与出口阀闭合时的体积变化V_change：

V_change＝A(D_init-D_final-1)(1)

＝1.3cm²(1cm-2cm)

＝-1.3cm³

压力在致动器处于D_init时测得为P_init＝15psi，并且在致动器处于D_final时测得为P_final-1＝20psi。接着计算时间t₁时的初始体积V_init如下：

$V_{init}=\frac{\frac{V_{ch}{P}_{final}}{P_{init}}}{1-\frac{P_{final}}{P_{init}}}---\left(2\right)$

V_init＝5.2cm³

如上所述，流体侧室中流体压力的变化等于气体侧室中气体压力的变化。因此，可以通过使用上述方程1和2计算两个不同时间时的总气体体积来计算流体体积的变化。例如，在时间t₂时，致动器再移动1cm以实现体积变化V_change-2＝-1.3cm³。移动致动器之前和之后的压力测得为P_init＝15psi和P_final-2＝19.5psi。使用方程2，总气体体积算得为5.63cm³。t₁和t₂时的气体体积之间的差为：

5.65cm³–5.2cm³＝0.43cm³

使用这个值使累积递送体积递增。已知流体体积的变化，可以仅使用压力测量结果与致动器的已知的增量直线移动相结合来精确地监视递送给流体汇的流体的量。

参看图15，在排气阀112打开时的压力响应被示为B1。(压力返回至0PSIg)。对已知体积增加的压力响应被示为B2(排气阀已经闭合)。信号B2用在如上述实例中所描述的产生总气体体积的测量结果的计算中，例如在填充循环期间。测量所增加的位移之前和之后的压力。

图16示出了对致动器115的个别增量移动的压力响应，增量移动逐渐减小气体体积并增加压力，因为出口阀闭合。压力增加被示为D。应指出，如D的放大图中所指示，D处的压力在电动机移动之间保持不变。在达到足够的压力后，出口阀打开(在C处示出)，并且测量压力下降。在流体被递送通过出口阀时，如以下实例中所指示并且参看图17，进行用于电动机定时的计算。

基于系统的气体贮存器120的几何形状，电动机常数给出如下：

MOT_mcl＝17.3μL

MOT_行程＝88

VOL_del＝0μL

MOT_mcl是基于波纹管或活塞的实际表面积乘以单步的直线位移的计算出的常数。MOT_行程是标称填充递送循环中所采取的电动机步数。在图17中，实线是目标输液速率(VOL_tgt/SEC_tgt)。虚线指示在从开始时间直到现在时间的经过时间期间的实际输液速率(VOL_del/SEC_elp)。虚线是计算出的输液速率，以满足目标速率。目标体积VOL_tgt(即，在下一个全行程结束时将递送的液体的量)的计算是：

VOL_tgt＝VOL_del+(MOT_mcl*MOT_行程)

从输液开始以来经过的时间SEC_elp(以秒来计)计算如下：

SEC_elp＝现在时间–开始时间

在必要时，这可以从mL/小时换算为μL/秒，如下：

基于目标流率，目标体积应被完成时的时间(以秒来计)计算如下：

SEC_完成行程＝VOL_tgt/速率(μl/秒)

为了实现目标下一个行程将完成的时间(以秒来计)计算如下：

SEC_行程＝SEC_完成行程–SEC_elp

为了实现速率在电动机各步之间的时间MOT_btwsteps(换算为msec)计算如下：

MOT_btwsteps＝SEC_行程*1000/MOT_行程

系统还能够对在输液期间发生的各种状况作出响应。例如，图18示出了在流体汇140的静水压力改变时的可能压力响应。压力图案E指示压力的降低。在系统检测到通过图案E表明的降低后，系统作出响应以增加压力，这通过压力图案F指示，图案F表明了压力增加。

图19示出了在进入流体汇140中的流的阻抗改变时的压力响应。压力图案G示出了指示汇阻抗增加的压力变化。压力图案H说明了指示汇阻抗减小的压力变化。

系统可以区分阻抗变化与汇压力的变化。参看图20，检测到压力升高(由J指示)。接着减慢致动器115的移动以更好地感测基线压力(示出于K处)在这种情况中，基线压力不升高，从而提供在J处察觉到的压力升高是由流体流的增加的阻抗产生的指示。

控制器150的操作更具体地进一步描述如下。通过控制器150测量或计算的参数列于下表中：

主机处理器380向控制器150发送(或控制器基于用户输入来计算)两个变量。目标体积是在从连通时间(开始时间)开始的目标时间的时段内将递送至流体汇140的液体的测量值(以微升计)。

已递送体积(即，被递送至汇的液体的体积)的测量值是用于计算目标递送量(目标体积)的主要参数。这个测量还有两个组成部分，第一个是全递送体积，即，状态递送827的完成状态的计数。第二个组成部分，中间递送体积，是在单个正在进行的状态递送827中间递送的流体的估计值。在每一状态递送827已完成后，将中间递送体积设为零并且使全递送体积递增。在多个循环内，中间递送体积的精确度变得不那么重要，但是对于可能在多个小时内递送单个行程体积的低流率来说仍然还是重要的。中间递送体积可以以两种方式来计算。在大多数条件下，在状态递送827期间所采取的步数(即，电动机计数)除以电动机步数提供了对行程体积的百分数完成的良好估计。例如：

如果电动机计数＝100，

电动机步数＝400，和

行程体积＝1,000μl，

那么中间递送体积＝(100/400)*1000＝250μL。

在明显低于5mL/h的流率的情况下，控制器150调用另一精确体积方法来计算中间递送体积。应大约每隔10分钟进行此测量，以便消除环境温度或压力变化的作用。代替电动机计数的正常单个增量，控制器150指示电动机110进行十个反向步、之后再进行十个正向步，将线性致动器115带回到其原始位置。进行多个步但驱动压力是净零改变的原因是为了提供高分辨率体积测量所需的大压力信号。在大约1,000Hz的频率下进行压力信号322的记录并且进行存储以便进行分析。如上所述，使用理想气体定律计算来计算流体侧室172的剩余体积。从状态填充824时的体积减去体积提供了不经受偏移或信噪比的中间递送体积的值。

参看图3，在仅一个状态(即，状态递送827)期间完成正压力产生以使流体穿过出口阀145移动至汇140。就目前而言，假定膜175处于某位置，使得流体侧室172处于最大值并完全充满了液体，而气体侧室171处于最小值。还假定线性致动器115处于位置正开启813。在此控制点处，线性致动器115的任何正向步实际上将流体递送至流体汇。(还参见图16中的点C)控制器150已经从状态正变化826移动至状态递送827。

在状态正变化826开始时，控制器150计算所欠体积的值，通过下式计算：

所欠体积＝(现在-开始时间)*(目标体积/开始时间)

控制器150追踪递送至汇的体积，即，所递送体积。

系统被设计有固定的行程体积。为了实现零流率误差，在测量的分辨率内，应在目标行程时间(换算成msec)中递送下一个行程体积，通过下式计算：

电动机驱动装置具有定义明确的机械联动装置，使得用于实现行程体积的步数就是被称为电动机步。电动机步之间的定时是步时，如通过下式计算：

步时＝目标行程体积/电动机步

实例

在状态递送827期间，电动机驱动装置每隔目标行程时间便正向工作。如果流体以与气体侧室171的容积改变相同的速率离开流体侧室172，那么流体的驱动压力没有改变。

如果流体朝向汇的流动比气体侧室171的容积改变慢，那么驱动压力增加，从而使流率增加，导致流率的同时增加。类似地，如果流体朝向汇的流动比气体侧室171的容积改变快，那么驱动压力减小，从而使流率减小，导致流率的同时减小。

在行程体积的最后一步之后，控制器150暂停，直到来自压力传感器的压力信号指示在从状态递送827移动至状态至最小822之前出口阀145都闭合为止。

步时(即，各步之间的时间)的计算是在每一状态递送827开始时进行，使得自动地补偿在其它状态中的任一者期间发生的任何延迟。在状态递送827期间，固定的递送速度产生了在极限内对驱动压力的自动调整，以适应不断改变的环境条件。

所描述的系统和方法代表了在大的流率范围内起作用的简化计算方案。另外，系统可操作以基于压力数据和趋势来确定各种工作条件并且在必要时可以向用户提供通知或警报。

参看图21，在状态负变化823和状态填充824期间记录并分析压力信号322，以提供关于各种条件的信息。可以通过检查压力信号的各种特征，包括在填充状态开始之前的压力趋势881，来发现关于流体源130的信息。入口阀的正常开启压力在882处指出，并且正常的填充压力趋势在883处指出。入口阀的高开启压力在884处指出。低开启压力在885处指出。如果空气进入室，那么如886处所示,压力响应出现。流体源中的高阻抗由趋势887指示。由于粘滞后释放所致的压力响应(例如，对于注射源)在888和889处指出。

参看图22，在状态正变化826和状态递送827期间也记录并分析压力信号322。可以通过检查压力信号的各种特征，包括在递送状态开始之前的压力趋势891和在出口阀打开之前的正常压力趋势892，来发现关于流体汇140的信息。出口阀的正常开启压力在893处指出，并且在出口阀打开后的正常递送压力趋势在894处指出。出口阀的高开启压力在895处指出。低开启压力在896处指出。如果空气存在，那么如897处所示，压力响应出现。指示断开的压力响应在898处指出。阻抗在899处指出。

即使系统提供了用于积极地从流体移除空气的机制，但是它还是得测量空气的存在，使得可以通过用户采取缓和动作。假定状态填充824完成，因为在状态填充824期间的体积测量结果已确认气体侧室171处于其最小值。在控制器150在状态至最大825中指示线性致动器115去往位置最大812之后，它移动至状态正变化826。进行一定数目的步，使得察觉到大的压力变化，但是不足以打开出口阀145。使用上述相同的理想气体定律计算，计算总气体体积并将它与在状态递送827开始时的预计气体体积进行比较。气体侧室171中的残余气体表现为增加的总气体体积。

计算在流体侧室完全充满液体时的总气体体积。致动器(例如，波纹管或活塞)的面积A固定为(例如)1.3cm²。致动器通过电动机从初始位置D_init＝1cm移动至最终位置D_final-1＝1.2cm。接着可以按面积乘以所移动的距离来计算在入口阀与出口阀闭合时的体积变化V_change：

V_change＝A(D_init-D_final-1)(1)

＝1.3cm²(1cm-2cm)

＝-0.26cm³

压力在致动器处于D_init时测得为p_init＝15.000psi，并且在致动器处于D_final时测得为p_final-1＝17.000psi。接着计算时间t₁时的初始体积V_init如下：

$V_{init}=\frac{\frac{V_{ch}{p}_{final}}{p_{init}}}{1-\frac{p_{final}}{p_{init}}}---\left(2\right)$

V_init＝2.210cm³

在室容纳50μL的气泡时所进行的相同计算如下。在时间t₂时，致动器再移动1cm以实现体积变化V_change-2＝-0.26cm³。移动致动器之前和之后的压力测得为p_init＝15psi和p_final-2＝16.950psi。使用方程2，总气体体积被计算为2.260cm³。t₁和t₂时的气体体积之间的差为：

2.260cm³-2.210cm³＝0.05cm³

＝50μL

此测量的简易性表明了高开启压力止回阀的另一好处，即，在流体侧室172的填充和递送之间提供很长的静止时段。

在状态填充824期间进行气体进入流体侧室172中的二次测量。在充满液体的柱中，每一电动机步产生特定的压力变化。在空气撞击入口阀135的瞬间，流阻改变了一个数量级，并且压力变化大幅减小。空气进入的此测量不需要是定量的，但它作为标志，表明后续的空气测量是重要的。参看图21，886处的压力响应示出了在空气进入期间察觉到的特性压力变化。

测量源130的静水压力是有用的。它往往可能是悬挂在泵上方的柔性袋中的剩余液体的决定因素。在状态递送827完成后，状态至最小822开始，导致状态负变化823。在状态负变化823期间随着每一电动机步形成增加的负表压。控制器150监视每一电动机移动后的压力以确定在位置负开启814处压力开始变成负值减少的时间，指示入口阀135的打开。入口阀打开时的压力随源的压力而变。入口阀135的差动开启压力取决于阀力171，阀力是高的。然而，偏移不会防止以高的分辨率来测量源处的压力。阀力171是通过设计大致知道的值，并代表在位置负开启814处的压力。如果源具有零头部高度，那么入口阀135仅基于阀力171在预计压力下打开。如果位置负开启814发生在较小的负压力下，那么可以按正的头部高度差来计算源的头部高度。如果主机处理器380利用其用户接口指示操作者将源放置在确切的头部高度处，那么仅可以确定源的头部高度的实际值。即使没有量化信息，也可以大致计算出源压力并且可以以控制器150电路允许的尽可能高的精度(例如零点几英寸的水)来追踪源压力。

它可以用于大致测量在状态填充824期间对来自源的流的阻抗或阻力。源阻抗的这个使用是识别上游堵塞。系统的独特特性之一是甚至在部分上游堵塞存在的情况下它还能够完全地填满流体侧室172。完成状态填充824可能要花上相对较长的时间，并且这将会影响最大的可实现流率，但流体侧室172的充满状态是测得的而不是假定的。在状态填充824期间，电动机110以恒定的快移速度移动，从而产生在贮存器120中察觉到的负压力的连续改变。此压力改变的斜率是在流体被拖过入口阀135时流体的阻抗的直接测量。如上所述，图21示出了对流动的不同阻力的实例。由粘性流体引起的高阻力将会示出陡的连续斜率，如压力响应887处所示。来自结合了注射器的源的不规律的摩擦力将示出在注射器柱塞移动期间被低斜率段中断的高斜率，如粘滞压力响应888以及跟在后面的释放压力响应889处所示。

测量汇140的静水压力是有用的。它往往可能是下游堵塞的决定因素。在状态填充824完成后，状态至最大825开始，导致状态正变化826。在状态正变化826期间随着每一电动机步形成增加的正表压。控制器150监视每一电动机步后的压力以确定在位置正开启813处压力开始变成正值减少的时间，指示出口阀145的打开。出口阀175打开时的压力随汇140的压力而变。出口阀175的开启压力取决于阀力171，阀力是高的。然而，偏移不会防止以高的分辨率来测量汇140处的压力。阀力171是通过设计大致知道的值，并代表在位置正开启813处的压力。如果汇具有零头部高度，那么出口阀174仅基于阀力171在预计压力下打开。如果位置正开启813发生在较小的正压力下，那么可以按负的头部高度差来计算汇的头部高度。如果主机处理器380利用其用户接口指示操作者将汇放置在确切的头部高度处，那么仅可以确定汇的头部高度的实际值。即使没有量化信息，也可以大致计算出汇压力并且可以以控制器150电路允许的尽可能高的精度(例如零点几英寸的水)来追踪汇压力。

输出阻抗的测量不像上述对于输入那样简单。在状态递送827期间的每一电动机移动使驱动压力增加，并且只要流体侧室172的压力足以打开入口阀170，便可以使用压力信号322来测量压力下降。在状态递送827期间，可以在大约100msec的相对较短的时段内记录紧跟在每一电动机步之后的压力。图23示出了在出口阀175的阻力处于其最小值时在流动期间在电动机的步期间进行数据采样的方法。可以从854处指示的压力后趋势中容易地测量流体流的斜率。可以通过852处指示的在压力后截距855与位置正开启813之间的压差对通过压力后趋势854所示的压力下降进行缩放。此测量提供了总输出阻抗的计算，总输出阻抗包括穿过出口阀145的阻力、出口管190的流阻、任何连接(插入于出口阀145与患者的脉管系统之间的导管)的流阻的总和。输出阻抗的显著变化可以提示临床问题。再次参看图22，在899处指示的压力递送阻抗说明了高水平的患者阻力。898处所指示的压力响应断开说明了低阻力和低压力的相反条件，可能是由管线断开所致。

更具体地，使用理想气体定律，通过分析由压力传感器传输的压力信号322的趋势，例行地(例如，大约每秒一次)进行瞬时流率计算。从大约1KHz的所取得的一系列样本导出压力的单个值，以便分析信号以获得噪声。

再次参看图23，在递送步骤(状态递送827)期间以851处指示的时间间隔在往复式元件115的每一移动之前、期间和之后记录压力信号322。分析后续的测量以获得854处指示的压力后趋势，并且从此趋势中导出855处所指示的压力后截距值(在下文的计算中也被称作P_f)。使用理想气体定律将852处指示的每电动机步压力(在下文的计算中也被称作P_i)与压力后截距值855进行比较。853处所指示的后电动机步峰值压力信号是在计算中不包括的热假影形式的绝热收缩，其中信号是在往复式元件115的移动之后立即记录的。

对于此实例，假定以下内容：

总行程体积＝1,500μL(由系统确定)

每总行程的步数＝400(由系统确定)

行程中每步的体积＝1,500μL/400步＝3.75μL

对于此实例，还假定往复式元件移动5步(例如，从电动机步位置140至电动机步位置135)。通过这5步置换的体积为：

5步*3.75μL/步＝18.75μL

开始时的体积从之前的计算中得知(正确？)，并且可以被取为(例如)525.00μL。按下式计算由于此移动所致的最终体积置换：

525.00μL-18.75μL＝506.25μL

初始压力p_i被测得为15.00PSIa。所导出的最终压力p_f为15.22。因此，从理想气体定律的比较中，确定在时间n时的系统气体体积V_n如下：

(V_n+V_i)*P_i＝(V_n+V_f)*P_f

V_n*P_i-V_n*P_f＝V_f*P_f-V_i*P_i

V_n*(P_i-P_f)＝V_f*P_f-V_i*P_i

V_n＝(V_f*P_f-V_i*P_i)/(P_i-P_f)

因此：

V_n＝((506.25μL*15.22PSIa)-(5.25μL*15.00PSIa))/(15.00PSIa-15.22PSIa)

＝772.2μL

出于各种原因，本文所描述的流体控制系统和方法是有利的。系统通过提供气动耦合的直接驱动的输液控制系统将直接驱动泵的简易性与气动驱动系统的高水平的灵敏度结合。系统是基于缓缓的空气压力并且更容易使用。传统上，泵已经使用强大的机械元件使管件变形或移动注射器以从这些结构内排出流体流。本直接驱动机构具有简单控制算法的优点，其中驱动电动机以已知的行程体积向前进已知的增量。较快的流率使得在电动机脉冲之间具有较短的时间间隔。

传统的输液泵架构降低了对去向患者的基础流体流的灵敏度并且可能使患者经历高的泵抽压力。在管式泵中，例如，将管件压碎至受阻塞状态所需的力远大于移动流体所需的力。然而，本系统利用了简单的直接驱动机制，但提供了测量流体流结果并增加对环境因素的敏感性的能力。这概念将相对较低的压力(类似于或低于重力输液中察觉到的那些压力)施加至流体，并且对流体流的观测可以直接观察到。薄的非渗透性膜将驱动空气压力与正递送的流体分隔，并且膜上的合力接近零。膜被形成，使得膜没有察觉到张力；它响应于任何压差而在一个轴上自由地平移，例如，像扩音器。

精密往复式元件经由线性致动器(例如，步进电动机和精密丝杠或其它体积置换机构)来移动。来自各部件的精确度是制造过程中固有的并且不会增加系统设计的成本。电动机按随目标流率而变的间隔向前进。每一步提供了流体体积的新测量结果，并且各步之间的每一测量结果提供了与流体流成比例的压力变化。这样，以两种方式使用单个测量系统来测量流率。

在非常低的流率下，压力变化小并且终究会碰上信噪比问题。此噪声包括温度和大气压力的环境变化。如果往复式元件的单个移动产生大于所要的压力，那么可以采样替代策略来测量空气体积。胜于使往复式元件向前进，可以使往复式元件后退几步并且接着返回至原始位置，从而导致无净压力增加。空气体积的此“净零”扰动可以像所需要那样大以提供完全高于噪声底的大信号。

本系统的另一优点是它可以实现用于流体递送精确度的改进策略。传统上，大排量的输液泵将驱动电动机机构以实现某一流率。此递送中的误差将随时间而累加。本系统实现了对可预测的延迟(例如用于从源填充流体室的时间)和对不可预测的误差(例如暂时或部分上游堵塞)的自动补偿。

通过本系统提供的控制是基于随时间过去离散流体体积的所要递送，而不是恒定的流率。即使用户表达了以某流率无限期地进行的愿望，但这可以容易地表达为在时间序列内的一连串体积。例如，对于系统，对60mL/小时的请求可以表现为在3,600秒内60,000微升或在36,000秒内600,000微升。

本系统可操作以递送已知的行程体积并且有利地测量在每一行程递送开始和结束时流体室中的实际体积。在控制算法中的固定点处，系统确定在将来的什么时候下一个完整的行程体积的完成到期。在这个时间确定后，易于计算出用于完成行程的电动机各步之间的停顿，并且泵是在几乎没有计算开销的情况下继续。由任何原因造成的延迟(无论是否可预测)被自动地补偿，并且流率的误差不会导致长期的不准确。

本系统的另一优点是它能够提供短期的、自我调整的流体流量控制策略。传统上，建立闭环控制系统可能需要先进和复杂的控制系统。这种复杂性可能会导致可靠性问题并且具有过度功率消耗。本文中的流量控制系统的架构实现了基于定时器的开环泵抽系统的好处(简单性)和闭环控制系统的好处(准确性和响应性)。

由于本文中的系统准确地测量递送至患者的液体体积以及准确地测量时间，因此可以测量在任何时刻患者得到的量。例如，在某些实施方案中，在流体室的每一个填充循环之后，对排空室所要的时间进行计算。各步之间的时间是在内部计算。如果(例如)标称流率是在60秒内递送2mL并且泵是在欠患者0.2mL的情况下开始此循环，那么正常的2.0mL循环将缩短约10％或将在54秒内完成。由于确切地知道置换2.0mL所需的步数，因此容易地确定各步之间的时间。

在填充循环之后，直到满足出口阀开启压力之前，都不会有流流出至患者。在填充之后满足出口阀开启压力那刻进行定时的计算。此方法本质上考虑到了循环内的延迟，而不需要复杂的控制计算。

在排空循环结束时，有持续的流流出至患者，直到驱动压力掉落到出口阀开启压力以下为止。填充循环被延迟到压力下降过程中的这个时候。此方法本质上考虑到了循环内的延迟，而不需要复杂的控制计算。如果泵落后于其速率运行，那么步进将更快速地发生并且递送压力将从本质上增加，致使速率赶上所要速率。这样根本不需要控制代码就能进行此压力调整。如果泵超过其速率运行，那么步进将不那么快地发生并且递送压力将从本质上减小，致使速率减慢到所要速率。这样根本不需要控制代码就能进行此压力调整。

填充后高顺应性的测量结果提供了两个条件之一的指示。空气可能已经从源进入系统。或者，填充循环可能未完成，如阻塞的入口或完全抽空的非排放供应容器的情况下将发生的。可以通过重复的填充循环来消除针对高顺应性的信号的模糊性。最终，即使问题没有得到解决，但是它导致完全相同的结果，即，泵抽停止和进行通知，例如警报、给用户的文本消息或类似者。

本系统的另一优点是它能够在没有额外传感器的情况下测量源的流体压力和流阻以及汇的流体压力和流阻。常规流体流量控制器通常配备有多个压力变换器，压力变换器按某方式定位以记录源流体和患者管线的静水压力。这种方法要求单独的压力变换器、流体的认真耦合以及通常还要求测量的弱灵敏度，因为穿过施加自身的一组力的相对较厚的障壁来测量流体。本系统使用系统的单个压力传感器来测量源流体压力和汇管线压力，并且在与泵的一次性界面中没有提出复杂性。这种测量基本上没有成本并且提供几乎完美的灵敏度。压力测量经历显著的偏移误差，但是输液泵的大多数已知的临床考虑因素是基于趋势，而不是绝对值。

压力和阻抗测量的值具有组合效果。例如，具有低压力的源和具有高且可变的阻抗的源很可能是注射器。另一实例将是低阻抗并且源压力稳定地下降的源很可能是很快就变空的流体袋。高的患者管线阻抗和不变的压力可能指示扭结管。另一实例将是患者管线中的低阻抗和患者管线压力的降低，指示了可能的患者管线断开。了解源流体和患者管线是实现可靠输液系统的重要部分。

系统在本文中被描述为基本系统，但是还预期了具有增添的功能性的系统。流体控制系统实现了气动耦合的直接驱动机构，机构可以作为子组件集成到成品医疗产品中，成品医疗产品包括额外的部件或子组件，例如底座、电源、用户接口、临床信息管理装置和类似者。

在常规的流体耦合注射泵中，活塞的些微移动置换了不可压缩的液体，因此瞬时压力变化随下游顺应性而变，包括注射器壁、管件、各种连接器和流体流量损失。在本系统中，往复式元件的步进移动增加了空气压力，压力增加与贮存器和所附加的空间中的剩余气体空间成比例。例如，活塞进入1,000微升的总空气空间中的10微升移动将使驱动压力增大1％的大气压力或者仅约0.15PSI。此气动耦合解决了上述现有技术的泵抽系统的阻抗失配问题。

通过单精度和经校准的压力传感器容易地测量气体压力。代替使用复杂的例程，本系统使用往复式元件的移动与体积变化之间的关系，其中在例程中，主动切换阀将未知的气体体积与已知的气体体积相结合，使得可以确定计算出的气体体积。已知的电动机位移导致已知的体积置换，使得所得的气体压力测量值产生计算出的气体体积。单独的测量序列的缺少导致对现有技术的明显改善，因为不再需要阀、控制室和相关的计算。产生气体压力(正的或负的)的动作还提供了气体体积的测量。泵抽阶段和测量阶段是统一的。

将气体压力施加于柔性膜上，柔性膜具有在其整个行程体积内产生可忽略的力的机械构造。这种构造可以包括与常见于所谓的“铁道车辆”膜片中的那些特征类似的特征，例如薄壁和模压的弯曲部。或者，膜可以热成形为壳体的形状。因此，例如1.0PSI的气体压力将几乎相同的压力施加于膜的暴露于无菌流体通路的另一侧。压差非常低并且是通过设计知道的。这种柔性膜解决了气动泵的一个问题，因为它们能够通过挤出的管状泵抽段的相对较厚的壁精确地且灵敏地感知到压力。

由耦合至往复式元件的气体贮存器产生的交替气体压力对膜的液体侧施加了正和负的表压。此中央膜近侧和远侧的入口和出口止回阀产生单向的泵抽动作。系统利用具有有意设为高的开启压力(例如，约1PSId)的一对被动流体止回阀。被动止回阀是对利用主动阀的设计的改进。止回阀的高开启压力实现了非常可靠的设计；存在与低开启压力和密封可靠性的权衡。IV治疗市场中的大多数止回阀设法具有测得为几英寸的水的开启压力，而本系统可以高出一个数量级。所有输液装置必须结合在从泵抽机构移除管件组时防止“自由流动”的方法。连续的入口和出口止回阀的组合开启压力在没有额外机构、部件或复杂性的情况下起到此“流动停止”的作用。

膜的液体侧行程体积是大约1mL。往复式元件的行程体积是它的大约两倍，使得能够在两个止回阀都关闭的时段期间产生正和负的压力并且接着仍使行程容量匹配液体侧行程体积。为了适应流量和压力的所有范围，有时候往复式元件必须移动至某一位置而不会对膜产生任何压力。使用排气阀来在移动期间消除膜上的压力。排气阀的成本、功率消耗和控制逻辑可忽略不计。在操作过程中，可以通过排气阀的激活来停止流动。在某些实施方案中，故障保护设计可以结合在缺少“全OK”控制信号的情况下通过控制电子器件激活的冗余排气阀，但是还预期其它故障保护设计。

控制系统可以被设计成与其它部件如底座和用户接口成一体，以产生成品医疗装置。控制系统可以结合市售零部件，包括微控制器、波纹管或注射器状的气缸/活塞、线性致动器电动机/齿轮、压力变换器和排气阀。如本文所述，定制的嵌入式控制器软件可以提供基于来自主机计算机的请求的控制，主机计算机是成品医疗装置的部分。决定目标流体流率的主机计算机的用户接口、通信和控制逻辑对于市场上的所有输液泵都是共同的并且可以涵盖在本流体控制系统的实施方案的范围内。

本系统可以采用结合至成品IV施与装置中的盒装构造，IV施与装置容纳了在盒的近侧与远侧处的元件，例如点滴室、管件、辅助管件连接、注射口和鲁尔连接器。盒提供了无泄漏的流体路径、具有(例如)约1PSId开启压力的被动入口止回阀、具有(例如)约1mL行程体积的非常柔软的膜以及具有(例如)约1PSId开启压力的被动出口止回阀。在一个实施方案中，每一阀的开启压力为至少0.5PSId。

本系统可以在针对大排量的输液泵设计的模块中具体化，其中此处的模块可以连接至来自袋或瓶或多个注射器的流体的几乎无限量的源。这与仅施配有限量的所容纳流体的小排量泵(例如注射泵或一次性非固定点泵)大不相同。

本系统的一次性子系统可以拼接成常规“重力施与装置”，这是大排量IV泵的典型构造。

本系统的泵抽子系统是可以适于由泵制造商结合至完整的输液泵产品中的机电子组件。此处的子组件可以有利地被构造为单个现成的子组件以替换泵的现有机械架构，包括门、杠杆、电动机、凸轮、弹簧和驱动电子器件。

在本文中主要通过参考用于IV治疗的流量控制系统来描述本系统；然而，应当认识到，本系统可以适于移动各种流体，包括肠内喂养装置和其它非医疗应用。

预期到本发明的各种系统和方法的方面，包括以下内容：

一种用于流体递送的流体控制系统或方法，包括控制器，控制器与压力传感器通信以接收感测到的压力数据并且与气动驱动装置操作性地通信以基于感测到的压力数据和预定的流体递送方案来控制增量体积变化。

一种流体控制系统或方法，其中控制器可操作以减小与气体侧室连通的气体的体积，借此流体侧室中的压力也减小，直到达到入口阀的开启压力为止，其后入口阀打开并且流体源中的流体进入流体侧室。

一种流体控制系统或方法，其中控制器可操作以增加与气体侧室连通的气体体积，借此流体侧室中的压力也增大，直到达到出口阀的开启压力为止，其后出口阀打开并且流体侧室中的流体流出到流体汇。

一种流体控制系统或方法，其中控制器可操作以通过按照将递送的液体的目标体积与已递送的液体的体积之间的差来确定待递送的液体的体积以及以计算出的增量操作气动驱动装置以递送待递送的液体的体积来控制液体至流体汇的递送。

一种流体控制系统或方法，其中控制器可操作以计算将在连续的时间间隔中递送的液体的体积以及在已递送的液体的体积的每次计算后更新已递送的液体的体积。

一种流体控制系统或方法，其中控制器可操作以：

接收在气动驱动装置的受控移动之前和之后的感测到的压力数据，

将压力数据与由受控移动导致的气体体积的已知变化进行比较，以及

基于感测到的压力数据与已知的气体体积之间的理想气体定律关系基于压力数据和气体体积的已知变化来计算气体体积。

一种流体控制系统或方法，其中控制器可操作以在液体至流体汇的递送期间的多个时间内重复基于压力数据和气体体积的已知变化进行的气体体积的计算，使得从精确度误差去除所累积的速率误差。

一种流体控制系统或方法，其中控制器可操作以：将负压力施加于与气体侧室流体连通的气体贮存器以通过单向入口阀将液体从流体源中抽吸至流体侧室中，直到流体侧室充满流体为止，其中气体侧室通过柔性膜与流体侧室分离；将正压力施加于与气体侧室流体连通的气体贮存器以通过单向出口阀将流体侧室中的液体递送至液体汇；在施加负压力和施加正压力的步骤期间监视气体贮存器中的压力；以及通过理想气体定律关系根据气体贮存器和气体侧室和任何连接死空间的容积的增量变化确定流体侧室中流体的体积，其中P₁V₁＝P₂V₂，其中P₁和P₂是在体积变化之前和之后的两个时间时测得的压力并且V₁和V₂是两个时间时的体积。

一种流体控制系统或方法，其中控制器可操作以确定指示始于流体源的流体流路中的静水压力或阻抗或阻力的压力趋势。

一种流体控制系统或方法，其中流体源中的静水压力或阻抗或阻力指示流体流路上的管线中的堵塞、流体源中剩余的液体的量、流体源处的粘性液体和注射器中的至少一者。

一种流体控制系统或方法，其中控制器可操作以确定去往流体汇的流体流路中的静水压力或阻抗或阻力的压力趋势。

一种流体控制系统或方法，其中至流体汇的流体流路中的静水压力或阻抗或阻力指示流体流路上的管线中的堵塞和与流体汇断开连接中的至少一者。

一种流体控制系统或方法，其中控制器可操作以确定指示流体流路中的空气的压力趋势。

一种流体控制系统或方法，其中控制器可操作以确定指示入口阀或出口阀的高于或低于正常值的开启压力的压力趋势。

一种流体控制系统或方法，其中控制器可操作以确定指示由于注射器所致的粘滞和释放的压力趋势。

一种流体控制系统或方法，其中控制器可操作以进入各种状态来进行泵抽循环，状态包括其中系统准备好开始泵抽循环的解锁状态。

一种流体控制系统或方法，其中控制器可操作以进入各种状态来进行泵抽循环，状态包括将气动驱动装置的往复式元件移动至泵抽行程的完全缩回位置。

一种流体控制系统或方法，其中控制器可操作以进入各种状态来进行泵抽循环，状态包括将气动驱动装置的往复式元件移动至泵抽行程的完全前进位置。

一种流体控制系统或方法，其中控制器可操作以进入各种状态来进行泵抽循环，状态包括使气动驱动装置的往复式元件缩回直到达到入口的开启压力为止。

一种流体控制系统或方法，其中控制器可操作以进入各种状态来进行泵抽循环，状态包括在入口阀打开并且液体填充流体侧室时使气动驱动装置的往复式元件缩回。

一种流体控制系统或方法，其中控制器可操作以进入各种状态来进行泵抽循环，状态包括使气动驱动装置的往复式元件向前进直到达到出口阀的开启压力为止。

一种流体控制系统或方法，其中控制器可操作以进入各种状态来进行泵抽循环，状态包括在出口阀打开并且从流体侧室递送液体时使气动驱动装置的往复式元件向前进。

一种流体控制系统或方法，其中控制器可操作以按受控的步来驱动气动驱动装置，每一步提供了气体体积的已知体积置换。

一种流体控制系统或方法，其中控制器可操作以按受控的步来驱动气动驱动装置以通过单向出口阀递送流体，其中就每一步来说，驱动流体的压力先是增加，然后在液体通过出口阀泄漏时减小。

一种流体控制系统或方法，其中控制器可操作以按受控的步来驱动气动驱动装置以通过单向出口阀递送流体，以及计算各步之间的时间以实现所要的输液速率。

一种流体控制系统或方法，其中控制器可操作以按受控的步来驱动气动驱动装置以通过单向出口阀递送流体，以及监视驱动压力的每一增加之后的压力下降，以及计算从压力下降导出的压力值。

一种流体控制系统或方法，其中控制器可操作以：使气体贮存器的容积减量，这对与气体侧室流体连通的气体贮存器施加正压力，使得正压力不足以将流体侧室中的液体递送至液体汇；以及在施加正压力的步骤期间监视气体贮存器中的压力。

一种流体控制系统或方法，其中控制器可操作以：通过理想气体定律关系根据气体贮存器和气体侧室和任何连接死空间的容积的增量变化确定流体侧室中流体的体积，其中P₁V₁＝P₂V₂，其中P₁和P₂是在体积变化之前和之后的两个时间时测得的压力并且V₁和V₂是两个时间时的体积；从在几个时间步内监视压力的步骤中确定压力趋势；以及监视压力趋势、体积变化、或两者，以获得流体侧室中空气的指示。

一种流体控制系统或方法，其中控制器可操作以根据在填充流体侧室的步骤期间压力的减小来确定空气的指示。

一种流体控制系统或方法，其中控制器可操作以根据在递送液体的步骤期间的压力增加来确定空气的指示，压力增加低于递送步骤期间的正常压力增加。

一种流体控制系统或方法，其中控制器可操作以提供在流体侧室完全充满液体时的气体体积与在流体侧室含有空气时的气体体积的后续测定的比较以确定流体侧室中空气的存在。

一种输液泵抽系统或方法，包括：包括控制器的流体流量控制系统；以及与流体流量控制系统的控制器通信的主机控制器，主机控制器可操作以接收用于确定输液过程的指令，指令包括输液速率或在预定时间间隔内将递送的液体的体积中的一者，指令还包括开始时间。

一种输液泵抽系统，包括用户接口和电源。

一种输液泵抽系统，包括底座，并且其中流体流量控制系统的流体流路的至少一部分(包括入口阀和出口阀以及室)可支撑在底座上。

应当了解，本文描述的实施方案的各种特征可以以各种方式进行组合。

已参考优选实施方案描述了本发明。应当理解，本发明不限于所示和所描述的建构、操作、确切材料或实施方案的确切细节，因为明显的修改和等效物对于本领域的技术人员来说是显而易见的。据信，在阅读和理解了本发明的详细描述后，本领域的技术人员将容易地了解到所公开的实施方案的许多修改和替代。希望包括所有这样的修改和替代，只要它们落入本发明的范围之内。

Claims (11)

1.一种用于流体递送的流体控制系统，包括：

流体流路，其包括被构造用于与流体源流体连通的入口阀和被构造用于与流体汇流体连通的出口阀；

室，其包括流体侧室和气体侧室，所述流体侧室和所述气体侧室通过柔性膜分隔，所述膜被构造使得在所述流体侧室与所述气体侧室之间在所述膜两侧没有压差；

所述流体侧室，其布置在所述流体流路上、在所述入口阀的下游和所述出口阀的上游，使得所述流体侧室中的压力变化被传到所述入口阀和所述出口阀；

气动驱动装置，其与所述气体侧室连通以提供导致所述气体侧室中的正或负的压力变化的已知增量的正或负的体积变化，并且其中所述气体侧室中的所述压力变化经由所述柔性膜传到所述流体侧室；以及

空气去除机构，其包括疏水性过滤器，所述疏水性过滤器包括被布置成与所述流体侧室连通的第一侧和被布置成与单向阀连通的第二侧，所述疏水性过滤器阻止液体从中流过但允许空气从中通过。

2.如权利要求1所述的系统，其中所述单向阀包括足以允许空气从中通过的开启压力。

3.如权利要求1所述的系统，其中所述单向阀包括足以防止周围环境中的流体进入所述系统的开启压力。

4.如权利要求1所述的系统，还包括：

压力传感器，其被布置成感测所述气体侧室中的压力；以及

控制器，其与所述压力传感器通信以响应于已知的气体体积变化而接收感测到的压力数据以及将在对充满液体但没有空气的所述流体侧室实施容积改变时感测到的压力变化与在对填充有液体和空气的所述流体侧室实施容积改变时感测到的压力变化进行比较，借此确定所述流体侧室中空气的量。

5.如权利要求1所述的系统，其中已经在等于所述单向阀的所述开启压力的压力下被捕获并储存在所述疏水性过滤器与所述单向阀之间的空气在受到负的压差时会接着传递回到所述流体侧室中，由此将液体从所述疏水性过滤器清除掉。

6.如权利要求1所述的系统，其中所述过滤器被布置在所述流体侧室的壁上，并且所述单向阀通向周围环境。

7.如权利要求1所述的系统，其中所述过滤器被布置在所述柔性膜上，并且所述单向阀通向所述气体侧室。

8.一种用于在流体从流体源至液体汇的输注中确定空气的存在的方法，包括：

a)将负压力施加于与气体侧室流体连通的气体贮存器以通过单向入口阀将液体从所述流体源抽吸至流体侧室中，直到所述流体侧室充满流体为止，其中所述气体侧室通过柔性膜与所述流体侧室分离；

b)使所述气体贮存器的容积减量，这对与所述气体侧室流体连通的所述气体贮存器施加正压力，使得所述正压力不足以通过单向出口阀将所述流体侧室中的液体递送至所述液体汇；

c)在施加所述正压力的所述步骤期间监视所述气体贮存器中的压力；以及

d)通过理想气体定律关系根据所述气体贮存器和所述气体侧室和任何连接死空间的容积的增量变化确定所述流体侧室中流体的体积，其中P₁V₁＝P₂V₂，其中P₁和P₂是在体积变化之前和之后的两个时间时测得的压力并且V₁和V₂是所述两个时间时的体积；

e)从在几个时间步内监视所述压力的所述步骤中确定压力趋势，

f)监视所述压力趋势、所述体积变化、或两者，以获得所述流体侧室中空气的指示。

9.如权利要求8所述的方法，其中所述空气指示包括在填充所述流体侧室的所述步骤期间压力的减小。

10.如权利要求8所述的方法，其中所述空气指示包括在递送液体的所述步骤期间低于递送液体的所述步骤期间的正常压力增加的压力增加。

11.如权利要求8所述的方法，其中所述空气指示包括在所述流体侧室完全充满液体时的气体体积的测定与在所述流体侧室含有空气时的气体体积的后续测定的比较。