DE69807042T2

DE69807042T2 - Verfahren zum kalibrieren von sensoren in diagnostischen testverfahren

Info

Publication number: DE69807042T2
Application number: DE69807042T
Authority: DE
Inventors: A. Buse; Daiting Rong; Laurel Savage; K. Wong
Original assignee: METRACOR TECHNOLOGIES Inc
Current assignee: METRACOR TECHNOLOGIES Inc
Priority date: 1997-01-17
Filing date: 1998-01-14
Publication date: 2003-02-06
Anticipated expiration: 2018-01-15
Also published as: WO1998032013A1; US6123827A; JP3121356B2; EP0958499A1; EP0958499B1; JP2000509817A; DE69807042D1

Description

Hintergrund der Erfindung

Die Erfindung betrifft generell das diagnostische Testen von biologischen Fluiden und spezieller die Dekalibrierung von Sensoren, die bei einem solchen Testen verwendet werden.
Kostengünstige elektrochemische Einweg-Elektroden-Anordnungen finden speziellen Nutzen als Teil von Infusionsfluid-Zufuhrsystemen, die gemeinhin in der Krankenhaus-Patientenversorgung eingesetzt werden. Solche Systeme infundieren Kräftigungs- und Nahrungsmittel, Medikationen und dergleichen direkt in den Patienten mit einer kontrollierten Rate und in präzisen Mengen hinsichtlich einer maximalen Effektivität. Derartige Infusionsfluid-Zufuhrsysteme werden über einen intravenösen (IV) Zugang an einen Patienten angeschlossen, wobei im Zugang eine Anordnung aus Hohlnadel/Katheter in ein Blutgefäß des Patienten eingeführt wird und anschließend ein Infusionsfluid mit einer gesteuerten Rate typischerweise unter Verwendung einer peristaltischen Pumpe in das Gefäß eingeleitet wird. Blutig- Chemie-Überwachungssysteme, die mit Infusionsfluid-Zufuhrsystemen dieser Art kombiniert werden, benutzen den IV-Zugang zum periodischen Abziehen einer Blutprobe in eine Elektrodenanordnung, führen Blutionen-Konzentrationsmessungen und dergleichen aus und entsorgen dann das Blut oder reinfundieren es in den Patienten. Das System nimmt dann wieder die Zufuhr des Infusionsfluids auf.
Die Elektrodenanordnung umfaßt typischerweise eine Bezugselektrode und mehrere Abfühlelektroden oder Sensoren, die jeweils für ein spezielles Ion oder Spezies von Interesse empfindlich sind. Sämtliche Elektroden sind typischerweise in der Basis der Elektrodenanordnung eingebettet. Beispielsweise erzeugen Ionenselektive Elektroden nur ansprechend auf einen Kontakt mit dem speziellen Ion, für das sie empfindlich sind, elektrische Signale, und liefern daher eine selektive Messung der Menge dieses Ions im Blut. Dieser Typ von abfühlender Elektrode kann vorgesehen werden, um beispielsweise Blutcalcium, ein Wasserstoffion (pH), Chloride, Kalium und Natrium zu messen. In einem Differenzialmeßsystem kann die Bezugselektrode eine weitere ionenselektive Elektrode sein (z. B. eine Chlorid- oder Natriumelektrode), die kontinuierlich einem Kalibrierungs- oder Bezugsfluid ausgesetzt wird. Alternativ ist in einem nicht differenziellen Meßsystem eine konventionelle Bezugselektrode erforderlich (die ein festes Potential beibehält, wenn sie entweder dem Bezugsfluid oder dem Analyt bzw. zu bestimmenden Stoff ausgesetzt wird).
Gegenwärtig verwendete elektrochemische Sensoren für klinische Diagnoseanwendungen fallen in drei Kathegorien: Wechselstromimpedanzsensoren, amperometrische Sensoren und potentiometrische Sensoren.
Ein Beispiel eines Wechselstromimpedanzsensors ist ein Hämatokrit (Hct von hematocrit) Sensor. Hämatokrit ist definiert als Volumenprozent roter Zellen oder Körperchen im Blut. Hämatokrit kann durch Messen der Wechselstromimpedanz von Blut unter Verwendung eines Paares von Metallelektroden typischerweise bei einer Frequenz von einem Kilo-Hertz (kHz) bestimmt werden.
Ein amperometrischer Sensor erzeugt einen elektrischen Strom, der mit der Konzentration einer spezifischen Komponente von Interesse variiert. Beispielsweise werden gemeinhin der Sauerstoffpartialdruck (pO&sub2;) und Glukose (Glu) unter Verwendung amperometrischer Sensoren bestimmt. Eine Sauerstoffsensoranordnung umfaßt üblicherweise eine Arbeitselektrode, die aus einem edlen Metall wie beispielsweise Platin oder Gold und einer geeigneten Gegenelektrode, die aus einem anderen Material, beispielsweise Silber/Silberchlorid, gebildet ist. Im allgemeinen ist über der Sensoranordnung eine sauerstoffpermeable, jedoch flüssigkeitsundurchlässige Membran angebracht, um die Probe vom internen Elektrolyten zu trennen und hierdurch eine Kontamination zu vermeiden. Der Sensor mißt den Grenzstrom der Sauerstoffreduktion an der Arbeitselektrode nach der folgenden Gleichung:
O&sub2; + 2H&sub2;O + 4e → 4OH&supmin;.
Dies wird dadurch bewerkstelligt, daß man zwischen der Arbeitselektrode (negativen Elektrode) und der positiven Gegenelektrode eines Bias-Spannung von angenähert 700 mV anlegt. Der resultierende Strom ist proportional zum pO&sub2; Wert in der Probe.
Der Glukosesensor weist eine sehr ähnliche Konstruktion wie der Sauerstoffsensor auf. Ein Unterschied besteht darin, daß anstelle der hydrophoben Sauerstoffmembran eine hydrophile Membran mit immobilisierter Glukose-Oxidase (das heißt GOD) verwendet wird. Bei Anwesenheit von Glukose-Oxidase läuft die folgende Reaktion ab:
Glukose + O&sub2; + GOD → Glukonsäure + H&sub2;O&sub2;.
In diesem Fall kann die Glukosekonzentration entweder durch anodische oder kathodische Polarisation mit angenähert 700 mV bestimmt werden, um die Rate der Wasserstoffperoxid-Oxidation oder Sauerstoffreduktion zu messen.
Ein potentiometrischer Sensor erzeugt eine elektrische Spannung, die mit der interessierenden Spezies variiert. Ionische Spezies, beispielsweise Wasserstoffion (H&spplus;), Natrium (Na&spplus;), Kalium (K&spplus;), ionisiertes Calcium (Ca&spplus;&spplus;) und Chlorid (Cl&supmin;) werden im allgemeinen durch ionenselektive Elektroden, eine typische Klasse der potentiometrischen Sensoren gemessen.
Der gemeinhin eingesetzte CO&sub2; Sensor, gelegentlich bekannt unter dem Namen Severinghaus-Elektrode ist auch ein potentiometrischer Sensor (und ist in der Tat im wesentlichen ein modifizierter pH Sensor). Typischerweise besteht er aus einer pH Elektrode und einer Bezugselektrode, die beide durch eine hydrophobe, gasdurchlässige/flüssigkeitsundurchlässige Membran wie Silikon bedeckt sind. Zwischen der hydrophoben Membran und der pH abfühlenden Membran ist eine dünne Schicht aus einem schwach gepufferten inneren Elekrolyten, beispielsweise 0,001 M NaHCO&sub3; angeordnet. In der Probe vorhandenes Kohlendioxid erreicht eventuell mit dem inneren Elektrolyten ein Gleichgewicht und erzeugt entsprechend der folgenden Gleichung eine pH Verschiebung:
CO&sub2; + H&sub2;O → H&spplus; + HCO&sub3;&supmin;
Die resultierende pH Verschiebung wird dann mittels der pH-Elektrode gemessen. Daher existiert eine direkte Beziehung zwischen dem CO&sub2; Partialdruck (pCO&sub2;) einer Probe und deren pH.
Die Meßgenauigkeit, die mit jedem der oben dargelegten Sensoren erzielt wird, kann in nachteiliger Weise durch Drift beeinträchtigt werden, speziell nachdem sie biologischen Fluiden oder Flüssigkeiten wie Stammblut ausgesetzt worden sind. Es ist daher eine häufige Kalibrierung erforderlich. Dies trifft insbesondere für Gase wie pO&sub2; und pCO&sub2; zu, da jegliche Änderung in den Gastransporteigenschaften der Membran das Sensorausgangssignal beeinflussen kann.
Diesbezüglich werden in der Regel eine Anzahl Kalibrierungsfluide benötigt. Dies ist deshalb der Fall, weil zumindest zwei verschiedene Kalibrierungskonzentrationpegel im allgemeinen erforderlich sind, um einen Sensor zu charakterisieren. Bei einem Multiparametersystem ist es manchmal unmöglich, dieselben beiden Lösungen zur Kalibrierung sämtlicher Sensoren zu verwenden, und zwar infolge von Belangen, wie einer chemischen Inkompatibilität und Langzeitstabilität. Da es darüber hinaus technisch schwierig ist, den pCO&sub2; und pO&sub2; bei gewünschten Kalibrierungspegeln konstant zu halten, tragen die meisten üblichen Blutchemieanalysatoren zwei Gaszylinder und einige Flaschen mit Reagenzien nur, um die Kalibrierungserfordernisse zu erfüllen. Dies führt dazu, daß die Analysatoren sperrig und beschwerlich in der Verwendung sind.
Es sind Versuche unternommen worden, pre-tonometrisch unter einem Teilvakuum flüssige Kalibrierungsmittel in Aluminiumfolienbeutel zu füllen und dabei abzudichten, wie im US Patent Nr. 4,734,184 von Burleigh beschrieben ist. Diese Lösung hat die Abmessungen des Blutchemie-Analysegerätes wesentlich reduziert und die Tragbarkeit des Analysegerätes verbessert. Jedoch weist der Inhalt des Beutels nach dessen Öffnung eine begrenzte Lebensdauer auf.
Der gegenwärtige Trend bestand darin, von Ständer-Kopf-Analysatoren weg zum Verwenden von bettseitgen Analysatoren zu kommen. Ferner werden darüber hinaus, anstatt Proben aus dem Patienten zu entnehmen, Sensoren entweder miniaturisiert und (in vivo) in ein Blutgefäß eingeführt oder werden als Teil einer Strömungszelle konstruiert, die an das patientenseitige Ende eines vorhandenen vaskulären Zugangs (ex vivo) angeschlossen wird, um eine kontinuierliche Überwachung der Blutchemie vorzusehen.
Die in vivo Lösung ist konzeptionell attraktiver, da sie ohne Intervention fortgesetzt Ergebnisse liefert. Jedoch wird es als schwieriger angesehen, sie in die Praxis umzusetzen, wobei eine Hauptschwierigkeit in der Blutgerinnung besteht. Die Blutkompatibilität ist auch ein kritischer zu klärender Punkt gewesen. Selbst wenn man kurzfristig eine Lösung zur Hand hat, erweist sich, sobald die Sensoren einmal in der Blutströmung plaziert sind, eine wiederholte Kalibrierung als sehr schwierig.
Die ex vivo Lösung, die ursprünglich im US Patent Nr. 4,573,968 von Parker beschrieben ist, verwendet eine Steuereinheit, um periodisch eine kleine Blutmenge in Kontakt mit Sensoren zu ziehen, die in einer in der Strömungslinie liegenden Strömungszelle inkorporiert sind. Nachdem ein Meßwert aufgenommen worden ist, beginnt die Steuereinheit wieder mit dem Zuführen von physiologischer Salzlösung in das Blutgefäß. Als Ergebnis hiervon wird das abgezogene Blut wirksam in den Patienten zurückgespült und die Sensoren werden sauber gewaschen. Das US Patent Nr. 4,535,786 von Kater offenbart ein Verfahren zur Verwendung einer infundierbaren IV Salzlösung zur Kalibrierung ionischer Spezies im biologischen Fluid. Jedoch wendet sich Kater nicht der Kalibrierung von Spezies wie beispielsweise pO&sub2; und pCO&sub2; zu.
Wie oben dargelegt, erfordern Blutchemie-Sensoren im allgemeinen eine häufige Kalibrierung, um die Meßgenauigkeit aufrecht zu erhalten. Die Kalibrierung von pH und pCO&sub2; Sensoren bleibt ein spezieller zu lösender Gegenstand. In wässrigen Lösungen sind diese beiden Parameter durch die folgende Gleichung miteinander verknüpft:
CO&sub2; + H&sub2;O → H&spplus; + HCO&sub3;&supmin;.
Bei 37 Grad Celsius beträgt der pH in einer einfachen bicarbonathaltigen physiologischen Salzlösung:
6,10 + log([HCO&sub3;&supmin;]/0,0301pCO&sub2;).
Da der normale pCO&sub2; im arteriellen Blut angenähert 40 mmHg beträgt, während die Atmosphäre zwischen 0,2 bis 0,5 mmHg von CO&sub2; enthält, sind atmosphärische CO&sub2; Werte nicht nur zu gering, sondern auch zu veränderlich, um als Kalibrierungspunkt zu dienen. Es ist daher eine externe CO&sub2; Quelle erforderlich. Normalerweise besteht die im Stand der Technik angewandte Lösung darin, die Lösung mit einem bekannten CO&sub2; haltigen Gas zu tonometrieren und dann die gas-äquilibrierte Lösung in einem abgedichteten Behälter zu verpacken. Diese Lösung ist nicht nur kostenaufwendig, sondern erfordert auch eine beträchtliche Anstrengung, um zu zeigen, daß die Lösung sicher infundiert werden kann.
Das US Patent Nr. 4,736,748 von Nakamura schlägt vor, daß eine simultane Kalibrierung für Na&spplus;, K, Ca&spplus;&spplus;, Glukose und Hämatokrit ausführbar sind, indem eine laktierte Ringer-Lösung unter Zufügung von Glukose verwendet wird. Jedoch sollte eine derartige Lösung nicht für eine Kalibrierung des pH, pCO&sub2; und/oder pO&sub2; verwendet werden, da die Lösung keinen wohldefinierten pH Wert oder CO&sub2; Wert und im wesentlichen kein CO&sub2; hat. Obgleich in der Tat die Menge an in der Laktat-Ringer-Lösunggelöstem Sauerstoff nicht fest ist (weil sie eine Fuktion der Umgebungstemparatur und des barometrischen Drucks ist - - Parameter, deren Überwachung Nakamura nicht in Betracht zieht), offenbart dieses Patent keine Lehre, wie die Lösung als Sauerstoffkalibrierungsmittel zu verwenden wäre.
Während das Burleigh-Patent, das oben genannt wurde, eine Lösung identifiziert, die zur Kalibrierung von CO&sub2; verwendbar ist, erscheint doch diese Lösung nicht infundierbar zu sein. Im Patent gibt es keinerlei Offenbarung hinsichtlich einer Anregung betreffend geeignete Kalibrierungslösungen zur Verwendung mit einem kombinierten Infusionsfluid-Zufuhr/Blutchemie Messystem.
Das US Patent Nr. 5,132,000 von Sone et al. ist ähnlich wie das Burleigh Patent im Hinblick darauf, daß es Lösungen beschreibt, die zur Kalibrierung von CO&sub2; enthaltenden Lösungen verwendet werden können. Jedoch erscheinen die Lösungen nicht als infundierbar.
Das US Patent 5,505,829 von Wong et al. beschreibt eine Kalibrierungslösung, die zur Kalibrierung eines Feldes von Sensoren nutzbar ist, welche imstande sind, gleichzeitig verschiedene Blutchemieparameter zu messen, einschließlich pCO&sub2; und pO2, pH, Natrium, Kalium, ionisiertes Calcium, ionisiertes Magnesium, Chlorid, Glukose, Laktat und Hämatokrit. Darüber hinaus ist die Lösung infundierbar, wodurch sie die Kalibrierung sämtlicher Sensoren in der Anordnung auf regülärer Grundlage erleichtert, wobei die Anordnung in konstanter Fluidkommunikation mit dem Körper steht.
Die Wong et al. Kalibrierungslösung arbeitet über Zeiten bis etwa 8 Stunden gut. Jedoch wird bei längeren Zeitperioden beispielsweise 12 bis 24 Stunden der pH- Wert der Lösung exzessiv steigen und sein entsprechender pCO&sub2; Wert wird exzessiv abfallen. Dies geht primär auf die Diffusion von CO&sub2; aus dem Infusionsbeutel zurück, der anfänglich die Lösung führt, und aus dem IV Set, welches die Lösung vom Infusionsbeutel zur Sensoranordnung führt. Diese Änderung der Konzentration kann zu signifikanten Kalibrierungsfehlern führen.
Die Wong et al. Kalibrierungslösung kann zur Kalibrierung von pO&sub2; zufriedenstellend arbeiten, da die Konzentration von O&sub2; in der Lösung im wesentlichen mit der Konzentration von O&sub2; in der Atmosphäre übereinstimmt, und da aus diesem Grunde O nicht aus dem Infusionsbeutel oder dem IV Set diffundieren wird. Allerdings ändert sich die Menge an gelöstem O&sub2; in der Lösung umgekehrt proportional zur Lösungstemperatur. Falls demgemäß die Lösung, die der Sensoranordnung zugeführt wird, einer plötzlichen und signifikanten Temperaturänderung unterliegt, wird ein gewisser Betrag des gelösten O&sub2;'s aus der Lösung austreten und es kommt zu Kalibrierungsfehlern.
Es ist daher anzuerkennen, daß ein Bedarf an einem verbesserten Verfahren zur Kalibrierung von Sensoren besteht, die imstande sind, verschiedene Blutchemieparameter zu messen, einschließlich pH, pCO&sub2; und O&sub2;, die ferner Änderungen im pCO&sub2; einer Kalibrierungslösung infolge einer Diffusion von CO&sub2; aus dem Lösungsbehältnis Rechnung tragen könnte und die darüber hinaus signifikante Temperaturänderungen der Lösung, welche den Sensoren zugeführt wird, auffangen können. Die vorliegende Erfindung erfüllt diesen Bedarf.

ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG

Die Erfindung besteht in einem Verfahren zum Kalibrieren eines Sensors eines Typs, den Wert eines vorbestimmten Parameters eines Testfluids bzw. einer Testflüssigkeit wie Blut (beispielsweise den CO&sub2; Partialdruck) mißt, wobei das Verfahren zuverlässig erwartete Änderungen des Wertes vom Parameter in der Kalibrierungslösung im Verlaufe der Zeit kompensiert. Der Parameter der Kalibrierungslösung weist einen vorbestimmten Anfangswert auf und die Lösung ist ursprüglich innerhalb eines Behältnisses angeordnet, welches dazu konfiguriert ist, daß es eine zeitliche Änderung des Parameterwertes mit der Zeit auf eine vorbestimmte Weise zuläßt. Der zu kalibrierende Sensor wird der dem Behältnis zugeführten Kalibrierungslösung ausgesetzt, woraufhin der Sensor ein Kalibrierungslösungssignal erzeugt. Der Wert des Parameters in der Kalibrierungslösung, die dem Sensor zugeführt wird, wird auf der Grundlage der erwarteten zeitlichen Änderung berechnet und diese berechnete Konzentration wird dann mit dem Kalibrierungslösungssignal verglichen, das tatsächlich gerade vom Sensor erzeugt wird, um einen Kalibrierungsfaktor zu erzeugen. Ferner wird der Sensor dann dem Testfluid ausgesetzt, woraufhin der Sensor ein Testfluidsignal erzeugt. Schließlich wird das Testfluidsignal entsprechend dem Kalibrierungsfaktor eingestellt.
Das erfindungsgemäße Verfahren ist von speziellem Nutzen als Teil eines Infusionsfluidzufuhr- und Blutchemieüberwachungssystems, in welchem eine Pumpe in herkömmlicher Weise die Kalibrierungslösung aus dem Behältnis in einen Patienten pumpt und zwar über eine Sensoranordnung, in der der Sensor aufgenommen ist, woraufhin der Sensor das Kalibrierungslösungssignal erzeugt. Die Pumpe kehrt periodisch ihre Richtung um und zieht Blut aus dem Patienten in die Sensoranordnung, woraufhin der Sensor das Testfluidsignal erzeugt.
Das Verfahren eignet sich zur Verwendung bei der Messung des Werts jedweden Parameters, dessen Wert in der Kalibrierungslösung einer zeitlichen Änderung unterliegt. Es kann beispielsweise im Zusammenhang mit Sensoren verwendet werden, die auf den CO&sub2; Partialdruck, den pH und O&sub2; Druck ansprechen. Der CO&sub2; Partialdruck und pH unterliegen einer Änderung von ihren anfänglichen Werten, da das Behältnis eine Porosität aufweist, die das Entweichen vom CO&sub2; aus der Lösung ermöglicht, bis deren Partialdruck dem CO&sub2; Partialdruck der umgebenden Atmosphäre durch Druckausgleich entspricht. Der O&sub2; Partialdruck unterliegt einer Änderung von seinem anfänglichen Wert entsprechend der Temperaturänderungen in der Lösung.
In einigen Fällen umfaßt das Behältnis für die Kalibrierungslösung einen flexiblen Beutel und eine intravenöse Zuleitung. Der flexible Beutel ist so beschaffen, daß der den Austritt von CO&sub2; im Verlaufe der Zeit aus der Kalibrierungslösung, die der Beutel führt, auf eine erste vorbestimmte Weise ermöglicht ist, und die intravenöse Zuleitung gestattet den Austritt von CO&sub2; mit der Zeit aus der Kalibrierungslösung, die sie führt, auf eine zweite vorbestimmte Weise. Wenn in diesem Fall ein CO&sub2; Sensor zu kalibrieren ist, umfaßt der Rechenschritt die Berechnung der Konzentration des CO&sub2; in der Kalibrierungslösung, die dem CO&sub2; Sensor zugeführt wird, auf der Grundlage ihres erwarteten zeitlichen Entweichens sowohl aus der im flexiblen Beutel als auch der intravenösen Zuleitung. Die Berechnung umfaßt auch die Bestimmung der Zeitdauern, während denen die dem CO&sub2; Sensor zugeführte Kalibrierungslösung sowohl im flexiblen Beutel als auch intravenösen Leitung verweilt hat. Ferner umfaßt die Berechnung die Messung der Temperatur der Kalibrierungslösung im Behältnis und die Bestimmung des erwarteten Entweichens von CO&sub2; im Verlaufe der Zeit auf der Grundlage der gemessenen Temperatur.
Das Verfahren wird auch zur Kalibrierung eines pH-Sensors unter Kompensation von Variationen verwendet, wobei nach einem weiteren detaillierteren Merkmal der Erfindung die Kompensation hinsichtlich der Änderungen im pH der Kalibrierungslösung auf Grund erwarteter Änderungen im CO&sub2; Partialdruck der Lösung erfolgt. In diesem Fall wird der pH Sensor der Kalibrierungslösung ausgesetzt, woraufhin der pH Sensor ein Kalibrierungslösungs pH Signal erzeugt, und der pH der dem pH Sensor zugeführten Kalibrierungslösung wird auf der Grundlage des erwarteten Entweichens von CO&sub2; aus dem Behältnis im Verlaufe der Zeit berechnet. Der berechnete pH Wert wird dann mit dem Kalibrierungslösungs pH Signal, welches tatsächlich vom pH Sensor erzeugt wird, verglichen, um einen pH Kalibrierungsfaktor zu erzeugen. Der pH Sensor wird dem Tesffluid ausgesetzt, woraufhin der Sensor ein Testfluid pH Signal erzeugt. Schließlich wird das Testfluid pH Signal entsprechend dem pH Kalibrierungsfaktor eingestellt.
Weitere Merkmale und Vorteile von der vorliegenden Erfindung sollten aus der folgenden Beschreibung des bevorzugten Verfahren in Verbindung mit den beiliegenden Zeichnungen offenbar werden, die unter Bezugnahme auf Beispiele die Prinzipien der Erfindung offenbaren.

Kurzbeschreibung der Zeichnungen

Fig. 1 ist eine vereinfachte schematische Darstellung einer Kombinations-Infusionsfluidzufuhr - und Blutchemieanalysevorrichtung, die bei dem Umsetzen der vorliegenden Erfindung nutzbar ist.
Fig. 2 ist eine graphische Darstellung, die eine typische zeitliche Zunahme des pHs des Infusions/Kalibrierungsfluids angrenzend an den CO&sub2; Sensor der Sensoranordnung der Fig. 1 infolge der Diffusion von Kohlendioxid (CO&sub2;) aus dem Fluidbeutel und dem intravenösen (IV) Set zeigt.
Fig. 3 ist ein vereinfachtes Flußdiagramm der Operationsschritte, nach denen der Analysator bei der Kalibrierung des CO&sub2; Sensors und pH Sensors der Sensoranordnung der Fig. 1 arbeitet.
Fig. 4 ist ein vereinfachtes Flußdiagramm der Operationsschritte, nach denen der Analysator bei der Kalibrierung des O&sub2; Sensors der Sensoranordnung der Fig. 1 arbeitet.

Beschreibung des bevorzugten Ausführungsbeispiels

Unter Bezugnahme auf die Zeichnungen wird nun speziell anhand von Fig. 1 eine Kombinations-Infusionsfluidzufuhr- und Blutchemie Analysevorrichtung 11 aufgezeigt, die zur Messung verschiedener Parameter vom Blut eines Patienten geeignet ist. Die Vorrichtung umfaßt eine peristaltische Infusionspumpe 13, die durch eine Steuereinheit 15 derart gesteuert wird, daß sie ein Infusions/Kalibrierungsfluid oder ein Kalibrierungsmittel aus einem Infusionsfluidbeutel 17 durch eine intravenöse (IV) Garnitur oder Zuleitung 19, eine Sensoranordnung 21 und eine Nadel/Katheteranordnung 23 zu einem Patienten 25 pumpt. Die Steuereinheit konditioniert die Pumpe periodisch so, daß diese ihre Pumprichtung umkehrt und eine vorbestimmte Blutmenge aus dem Patienten zurück durch die Nadel/Katheteranordnung zur Sensoranordnung zieht. Nachdem die Sensoranordnung verschiedene Parameter des abgezogenen Blutes gemessen hat und diese Meßwerte von einem Analysator 27 gespeichert und verarbeitet worden sind, konditionieret die Steuereinheit der Pumpe so, daß diese das Blut aus der Sensoranordnung zurück in den Patienten spült und dann das Pumpen des Kalibrierungsmittels auf dessen ursprünglicher, gesteuerter Rate wieder aufnimmt.
Die Sensoranordnung 21 umfaßt verschiedene individuelle Sensoren zum Messen irgendeiner Anzahl verschiedener Blutchemieparameter. Derartige Parameter können beispielsweise den Hämatokrit, die Glukosekonzentration und verschiedene ionische Konzentrationen wie von einem Natrionion, Kaliumion, Calciumion und Chlorid umfassen. Die individuellen Sensoren der Sensoranordnung können auch solche Blutchemieparameter wie pH, Kohlendioxidpartialdruck (pCO&sub2;) und Sauerstoffpartialdruck (pO&sub2;) messen.
Die verschiedenen Sensoren der Sensoranordnung 21 müssen hinsichtlich der von ihnen erzeugten Signale kalibriert werden, so daß diese den erforderlichen Grad an Genauigkeit aufweisen. Die Kalibrierung der ionensensitiven Sensoren wird durch Zubereitung des anfänglich im Beutel 17 geführten Kalibrierungsmittel erzielt, um so vorbestimmte Konzentrationen verschiedener Ionen einschließlich Sauerstoff, Natrium, Kalium, Calcium und Chlorid zu enthalten. Ein Analysator überwacht die Spannungs- oder Stromsignale, die durch die Sensoren erzeugt werden, wenn das Kalibrierungsmittel durch die Sensoranordnung gepumpt wird, so daß die Sensorempfindlichkeiten regelrecht charakterisiert und kalibriert werden können.
Die Kalibrierung des CO&sub2; Sensors der Sensoranordnung 21 ist in der Vergangenheit ein spezielles schwieriges Problem gewesen, das typischerweise den Einsatz sperriger Gaszylinder und Reagenzflaschen erforderte. Eine verbesserte Technik wird im US Patent Nr. 5,330,634 von Wong et al offenbart, wobei eine spezifische infundierbare Kalibrierungslösung eine Menge an Natriumbicabonat enthält, die dafür sorgt, daß eine vorgeschriebene Anfangskonzentration an HCO&sub3;&supmin; im Bereich von 1 bis 100 mm/L vorliegt. Das Natriumbicarbonat wird aus einer Spritze, die in einem gasundurchlässigen Beutel abgepackt ist, eingeleitet.
Die Kalibrierungslösung, die im Wong et al Patent offenbart ist, arbeitet über Zeitperioden bis zu 8 Stunden gut, jedoch wird bei längeren Zeitperioden, beispielsweise 12 bis 24 Stunden, der pH Wert der Lösung exzessiv steigen und ihr entsprechender pCO&sub2; wird exzessiv abfallen. Dies ist primär auf die Diffusion von CO&sub2; aus dem Beutel 17, der anfänglich die Lösung führt, und aus dem IV Set 19 heraus zurückzuführen, welcher die Lösung aus dem Beutel zur Sensoranordnung 21 führt. Eine solche Diffusion tritt notwendigerweise auf, da der Partialdruck des CO&sub2; in der Kalibrierungslösung anfänglich wesentlich höher als derjenige des CO&sub2; in der umgebenden Atmosphäre ist. Diese Änderung der Konzentration hat zu signifikanten Kalibrierungsfehlern geführt.
Ein komplizierender Faktor bei der Bestimmung dieses Effektes auf die Kalibrierung der CO&sub2; Diffusion besteht darin, daß die Diffusionsrate aus dem Beutel 17 sich von der Diffusionsrate aus dem IV Set 19 unterscheidet, welcher den Beutel mit der Sensoranordnung 21 verbindet. Infolge des wesentlich größeren Verhältnisses von Oberfläche zu Volumen im IV Set diffundiert CO&sub2; aus dem Set wesentlich schneller als aus dem Infusionsfluidbeutel.
Fig. 2 ist eine graphische Darstellung, die den zeitlichen Anstieg vom pH des Kalibrierungsmittels, welches unmittelbar angrenzend am CO&sub2; Sensor der Sensoranordnung 21 liegt, infolge der Diffusion von CO&sub2; aus dem Kalibrierungsmittel sowohl innerhalb des Beutels 17 als auch im IV Set 19 zeigt. Es ist hierbei festzustellen, daß der pH des angrenzend an den CO&sub2; Sensor liegenden Kalibrierungsmittels normalerweise mit einer geringen, stetigen Rate ansteigt, während die Pumpe 13 das Fluid durch den IV Set und die Sensoranordnung pumpt. Während dieser Zeit wird der pH des innerhalb des Beutels verbleibenden Kalibrierungsmittels gleichermaßen ansteigen, jedoch mit einer signifikant geringeren Rate.
Es wird weiterhin in Fig. 2 festzustellen sein, daß, wenn die Pumpe eine Blutprobe vom Patienten 25 abzieht und dann die Probe zurück in den Patienten spült, eine erneute Zufuhrmenge an Kalibrierungsmittel aus dem Beutel 17 zur Stelle angrenzend an den CO&sub2; Sensor bewegt wird. Der pH dieser frischen Fluidzufuhrmenge wird geruinger sein als derjenige des Kalibrierungsmittels, das durch das Spülen in den Patienten injiziert wurde; jedoch wird dieser geringere pH geringfügig höher als der Anfangs-pH der vorausgehenden Probe sein, und zwar infolge der Diffusion von CO&sub2; aus dem Beutel.
Die Vorrichtung 11 der Erfindung überwindet das Problem der CO&sub2; Diffusion dadurch, daß eine derartige Diffusion in die Berechnung des erwarteten pCO&sub2; vom Kalibrierungsmittel einbezogen wird, welche zu jedwedem Zeitpunkt angrenzend an den CO&sub2; Sensor der Sensoranordnung 21 vorliegt. Als IV Set 19 wird ein theoretisches Mehrkammermodell vorgesehen, wobei der Analysator 27 ein Ablaufprotokoll des Status jeder inkrementellen Kalibrierungsmittelmenge im IV Set hält. So kann praktisch das Kalibrieungsmittel im IV Set in inkrementelle Mengen oder Schwälle bzw. Durchflüsse von jeweils 1 ml unterteilt werden.
Die Berechnung von pCO&sub2; für den Kalibrierungsmitteldurchfluß, der schließlich den CO&sub2; Sensor der Sensoranordnung 21 erreicht, berücksichtigt: 1) den Diffusionskoeffizienten für den Kalibrierungsbeutel 17, 2) die im Beutel verstrichene Zeit, 3) den Diffusionskoeffizienten für den IV Set 19 und 4) die aufgelaufene Durchtrittszeit im IV Set. Die Durchtrittszeit im IV Set kann in Abhängigkeit vom Betriebszyklus weitgehend variieren, wobei der Wert von so geringen Werten wie etwa 10 ml/Stunde während des normalen langsamen Pumpens bis zu so groß werden wie 900 ml/Stunde während des Spülens reicht.
Die Berechnung des pCO&sub2; für den Durchfluß, den sogenannten Slug vom Kalibrierungsmittel, das schließlich den CO&sub2; Sensor erreicht, berücksichtigt auch die Temparatur des Kalibrierungsmittels innerhalb des Beutels 17 und die Temperatur der Umgebungsatmosphäre, wobei hier davon ausgegangen wird, daß diese mit derjenigen IV Sets 19 übereinstimmt. Die Umgebungstemperatur unterliegt im allgemeinen ein stärkeren Änderung als die Temperatur des Beutels. Das vom CO&sub2; Sensor erzeugte Signal ändert sich generell direkt mit der Temperatur des angrenzenden Fluids. Die Beuteltemperatur und Umgebungstemperatur anzeigende Signale werden über jeweilige Zuleitungen 29 und 31 von Temperatursensoren 33 bzw. 35 geliefert. Diese Temperatursensoren können zweckmäßigerweise die Form von Thermistoren haben. Jedes Mal, wenn der CO&sub2; Sensor zu kalibrieren ist, wird somit der pCO&sub2; der speziellen inkrementellen Kalibrierungsmittelmenge, die dann nahe dem CO&sub2; Sensor der Sensoranordnung 21 liegt, berechnet und mit dem elektrischen Signal, das dann vom Sensor erzeugt wird, in Korrelation gesetzt. Dies liefert eine Anzeige der Empfindlichkeit des CO&sub2; Sensors und einen Kalibrierungsfaktor, der dann darauffolgend zur Einstellung des Signals herangezogen werden kann, das erzeugt wird, wenn das Patientenblut in die Sensoranordnung zurückgezogen wird.
Der pH Sensor der Sensoranordnung 21 wird auf eine identische Weise kalibriert. Der pH des Kalibrierungsmittels wird generell auf eine vorbestimmte wiederholbare Weise mit dem pCO&sub2; des Fluids variieren. Die Beziehung wird durch folgende Gleichung gegeben:
(1) log(pCO&sub2;) = -A(pH) + B,
wobei pCO&sub2; in mmHg ausgedrückt wird und A und B Kostanten sind.
Es ist ermittelt worden, daß ein neu in Betrieb genommener IV Set 19 eine wesentliche CO&sub2; Menge aus dem Kalibrierungsmittel währen der ersten Stunden bis zu zwei Stunden absorbieren wird. Um die nachteiligen Auswirkungen der Absorbtion zu minimieren, ist es wünschenswert, den IV Set vorab auf dieselbe pCO&sub2; und pO&sub2; Atmosphäre wie die des Kalibrierungsmittels zu konditionieren. Dies kann spezifisch meist günstig dadurch erzielt werden, daß der IV Set in einer Atmosphäre von etwa 0,5% bis 1% CO&sub2;, 21% O&sub2; und dem Ausgleichs- N&sub2; abgepackt und innerhalb einer gasundurchlässigen Tasche bzw. Beutel dicht aufgenommen wird.
Es ist darüber hinaus ermittelt worden, daß der anfängliche pH und pCO&sub2; des Kalibrierungsmittels primär durch den pH und pCO&sub2; der Natriumbicarbonatspritze bestimmt sind. Es ist anzustreben, diese Werte so zu steuern, daß die Vorrichtung ihren Betrieb stets mit denselben Werten aufnehmen kann. Diesbezüglich wird davon ausgegangen, daß es anzustreben ist, die Spritze in einer Atmosphäre mit einem vorbestimmten CO&sub2; Pegel zu lagern, um die pH und CO&sub2; Pegel der Spritze zu stabilisieren, und dann die Spritze in einem gasundurchlässigen Beutel dicht aufzunehmen. Die ideale Gasatmosphäre wird als 50% ±20% CO&sub2; mit entsprechendem Ausgleich an N&sub2; angesehen.
Die Fig. 3 ist ein vereinfachtes Flußdiagramm der Betriebsschritte, die vom Analysator 27 bei der Kalibrierung des CO&sub2; Sensors der Sensoranordnung 21 ausgeführt werden. In einem anfänglichen Schritt 101 des Kalibrierungsprogramms wird ein Wert für den Ausgangs-pH des Kalibrierungsmittels innerhalb des Kalbrierungsbeutels 17 festgesetzt. Dieser Wert wird basierend auf der bekannten Menge von Natriumbicarbonat ermittelt, welches von der Spritze in den Beutel injiziert wird. Anschließend wird eine pH Tabelle, die Daten beinhaltet, welche jede inkrementelle Menge oder Slug des Kalibrierungsmittels innerhalb des IV Sets 19 charakterisiert, initialisiert. Anfangs sollten die Daten für jedes Slug den pH des Kalibrierungsmittels entsprechen, das innerhalb des Beutels geführt wird.
In einem folgenden Schritt 105 wartet der Analysator 27, bis die Pumpe 13 ein Slug von einem ml Kalibrierungsmittel durch den IV Set 19 gepumpt wird. Wenn dies der Fall war, wird die pH Tabelle im Schritt 107 dadurch aktualisiert, daß sie ihre gesamten Einträge einen Schritt nach unten verschoben werden und die gerade vorliegenden Werte der Zeit und des pH des Fluids innerhalb des Kalibrierungsbeutels 17 in die obersten Eintragungsstellen der pH Tabelle eingefügt werden. Die untersten Einträge werden gelöscht und dieser Prozeß läuft auf unbestimmte Zeit fort. Daher zeigt zu irgendeinem speziellen Zeitpunkt der unterste Eintrag in der pH Tabelle den Zeitpunkt an, bei dem das Slug Kalibrierungsmittel, das dann nahe dem CO&sub2; Sensor liegt, zuerst in den IV Set eingetreten ist, und zeigt ferner den pH des Slug und die Umgebungstemperatur zum Zeitpunkt des Einritts in den IV Set an.
Wenn der Analysator 27 die in den Schritten 105 und 107 dargelegten Prozeduren ausführt, wie oben beschrieben, bestimmt er auch im Schritt 109 auf Zeit-Interruptbasis, wann eine Minute verstrichen ist. Ist dies erfolgt, so schreitet das Programm mit Schritt 111 fort, in dem ein aktualisierter pH für das Kalibrierungsmittel berechnet wird, das noch innerhalb des Kalibrierungsbeutels 17 geführt wird. Diese Berechnung berücksichtigt den berechneten pH von einer Minute zuvor, die gegenwärtige Temperatur des Kalibrierungsmittels innerhalb des Beutels gemäß Messung durch den Thermistor 33 und eine Berechnung des Fluidvolumens, welches im Beutel verbleibt. An dieser Stelle wird klar, daß die Temperatur des Kalibrierungsmittels innerhalb des Beutel die CO&sub2; Diffusionsrate beeinflußt und daß das verbleibende Kalibriermittelvolumen die Stärke der Auswirkung auf den pH von einer gegebenen CO&sub2; Diffusionsmenge beeinflußt.
Anschließend berechnet das Programm im Schritt 113 die Zeitdauer, über die das gegenwärtige Kalibrierungsmittelslug dem Durchtritt innerhalb des IV Sets 19 unterlag. Dann berechnet das Programm im Schritt 115 die tatsächliche Änderung im pH, die durch den Kalibrierungsmitteldurchtritt durch den IV Set hervorgerufen wurde. Diese Änderung wird selbstverständlich durch die Verweilzeit innerhalb des IV Sets beeinflußt, wie durch die Daten angezeigt wird, die dann in dem untersten Eintrag der IV Set-Tabelle geführt werden. Die Änderung wird auch durch die Temperatur des Kalibrierungsmittels innerhalb des IV Sets beeinflußt, von der angenommen wird, daß sie dem arithmetischen Mittelwert der gegenwärtigen Umgebungstemperatur und der Umgebungstemperatur zum Zeitpunkt entspricht, zu dem das gegenwätige Slug Kalibrierungsmittel gerade zuerst in den IV Set eintrat.
Danach berechnet das Programm mit dem Schritt 117 den tatsächlichen pH des Slugs Kalibrierungsmittel, das dann nahe dem CO&sub2; Sensor vorliegt, durch Kombinieren des berechneten Slug pH, wenn das Slug zuerst in den IV Set 17 eintrat, mit der Änderung im pH, die berechnet worden war und während des Slug-Durchtritts durch den IV Set aufgetreten ist. Schließlich berechnet das Programm im Schritt 119 ein CO&sub2; Standard auf der Grundlage einer Korrelation vom pH mit pCO&sub2;. Die Beziehung zwischen pCO&sub2; und pH wird durch die weiter oben angegebene Gleichung (1) angegeben.
Wie ober erwähnt, muß auch der O&sub2; Sensor der Sensoranordnung 120 so kalibriert werden, daß das von ihm erzeugte Signal den erforderlichen Genauigkeitsgrad aufweist. In diesem Fall liegt die Menge an gelöstem Sauerstoff, das heißt der pO&sub2; im vom Kalibrierungsbeutel 17 geführten Kalibrierungsmittel üblicherweise dicht an dem Wert der umgebenden Atmosphäre. Darüber hinaus ändert sich nach dem Gesetz von Henry der aufgelöste Sauerstoff umgekehrt proportional zur Temperatur, auf die das Fluid abgeglichen wird.
Falls der Kalibrierungsbeutel 17 über eine minimale Dauer von beispielsweise 24 Stunden bei Umgebungstemperatur gelagert wird, ist es vernünftig, anzunehmen, daß das Kalibrieungsmittel innerhalb des Beutels im wesentlichen dieselbe Umgebungstemperatur angenommen hat. Der Parameter pO&sub2; wird dann exakt auf der Grundlage dieser Temperatur berechnet. Der berechnete Wert ist im allgemeinen recht genau, es sei denn, das Kalibrierungsmittel unterliegt einer weitgespannten und plötzlichen Änderung der Umgebungstemperatur, wie sie beispielsweise auftreten kann, wenn die Tasche mit dem Patienten 25 aus einem relativ kalten Operationsraum (OR) in eine relativ warme Intensivstationseinheit (ICU von intensive care unit) transportiert wird.
In diesem Fall kann weniger Sauerstoff gelöst im Kalibrierungsmittel verbleiben, so daß Sauerstoffblasen auftreten werden und versuchen werden, durch den Kalibrierungsbeutes 17 und IV Set 19 nach außen zu diffundieren. In einigen Fällen wird jedoch ein Gleichgewicht bei der höheren Temperatur nicht erreicht werden, bevor das Kalibrierungsmittel die Sensoranordnung 21 erreicht, wo eine weitere Diffusion des Sauerstoffs infolge des Materials der Anordnung verhindert wird. Das Kalibrierungsmittel innerhalb der Anordnung wird daher supergesättigt sein und wird einen Überschuß O&sub2; Partialdruck führen.
Um dieses Problem zu überwinden, wird ein spezieller Algorithmus verwendet, um diesem Überschuß CO&sub2; während der Kalibrierung des O&sub2; Sensors Rechnung zu tragen. Dieser Algorithmus ist schematisch in Fig. 4 dargestellt, welche ein Flußdiagramm der Operationsschritte ist, die vom Analysator 27 bei der Ermittlung des pCO&sub2; vom Kalibrierungsmittel ausgeführt werden, welches nahe dem O&sub2; Sensor der Sensoranordnung 21 vorliegt.
Bei der Ausführung des Programms mißt der Analysator 27 im Schritt 121 die Temperatur Tbag des Kalibrierungsmittels in dem Beutel 17 unter Verwendung des Thermistors 33 (Fig. 1), und im Schritt 123 mißt der Analysator den barometrischen Druck P unter Verwendung eines elektronischen Barometers (nicht in den Zeichnungen dargestellt). Anschließend bestimmt der Analysator im Schritt 125 den gelösten Sauerstoff im Kalibrierungsmittel innerhalb des Beutels unter Anwendung des Gesetzes von Henry wie folgt:
(2) pO&sub2; = α(Tbag)·0,21*P,
wobei α(Tbag) = Löslichkeit von O&sub2; bei Tbag ist.
Anschließend mißt der Analysator 27 im Schritt 127 die Umgebungstemperatur Tamb und bestimmt die aufgelaufene Durchtrittszeit t für das spezielle Kalibrierungsmittelslug, das gerade den O&sub2; Sensor Sensor erreicht hat. Dann schätzt der Analysator im Schritt 129 die Änderung im pO&sub2; ab, die aufgetreten ist, während das Kalibrierungsmittelslug innerhalb des IV Sets 19 geführt wurde. Die Änderung im pO&sub2; wird aus jedweder Änderung der Temperatur von der Temperatur im Kalibrierungsmittel innerhalb des Beutels 17 resultieren und wird wiederum unter Verwendung des Gesetzes von Henry ermittelt. Diese Temperaturänderung wird durch Überwachung der Temperatur des IV Sets bestimmt, wobei davon ausgegangen wird, daß diese der Umgebungstemperatur Tamb entspricht, wie durch das Signal vom Thermistor 35 (Fig. 1) angezeigt.
Wenn das Kalibrierungsmittel schließlich in die Sensoranordnung 21 eintritt, ist seine Temperatur auf etwa 37ºC durch einen (nicht dargestellten) elektrischen Heizer angehoben worden, der innerhalb der Anordnung vorgesehen ist. Dies führt zum unmittelbaren Zustand einer O&sub2; Supersättigung, da der Überschuß O&sub2; durch Diffusion nicht einfach entweichen kann. Im Schritt 131 rechnet der Analysator 27 den resultierenden pO&sub2; unter Verwendung der folgenden Gleichung:
(3) O2std = {[α(Tbag)·0,21·P]}/α(37ºC)·F(Tamb t).
F(Tamb t) stellt eine Änderung im pO&sub2; während des Durchtritts durch den IV Set dar und wird empirisch auf der Grundlage der Geometrie der Sensoranordnung und der Geschwindigkeit, mit der die Temperatur des Kalibrierungsmittels angehoben wird, ermittelt.
Anschließend führt im Schritt 133 der Analysator 27 eine Kompensation hinsichtlich jedweder Verluste aufgrund einer Erwärmung durch Multiplizieren dieses pO&sub2; Werts mit dem folgenden Korrekturfaktor durch:
(4) 1 - [k·(37 - Tbag)1/2].
Abschließend führt der Analysator 27 in einem Schritt 135 des Kalibrierungsprogramms eine Kompensation hinsichtlich der Auswirkungen jedweden positiven Fluiddrucks innerhalb der Sensoranordnung 21 durch. Ein solcher positiver Druck kann beispielsweise erforderlich sein, wenn die Apparatur zum Infundieren des Kalibrierungsmittels in die Arterie des Patienten 25 verwendet wird.
Aus der vorgehenden Beschreibung sollte klargeworden sein, daß die vorliegende Erfindung ein verbessertes Verfahren zur Kalibrierung sowohl eines CO&sub2; Sensors als auch eines O&sub2; Sensors vorsieht, die Teil einer Infusionsfluidzufuhr- und Blutchemieanalysevorrichtung sind. Das Verfahren liefert eine exakte Kalibrierung dieser Sensoren, indem es ein infundierbares Kalibriermittel an ihnen vorbeiführt, während die resultierenden Sensorsignale mit berechneten Werten des pCO&sub2; und pO&sub2; vom Kalibrierungsmittel vom Verfahren korreliert werden. Diese Berechnungen werden speziell auf der Grundlage vorbestimmter Diffusionsraten für das CO&sub2; und O&sub2; aus einem Infusionsbeutel und einem IV Set durchgeführt, welcher den Beutel mit den Sensoren verbindet.
Obgleich die Erfindung detailliert unter Bezugnahme nur des gegenwärtig bevorzugten Verfahrens erläutert wurde, werden die Fachleute auf dem hier vorliegenden Gebiet erkennen, daß verschiedene Modifikationen, ohne von der Erfindung abzuweichen, machbar sind. Entsprechend wird die Erfindung nur durch die folgenden Ansprüche definiert.

Claims

1. Verfahren zum Kalibrieren eines Sensors eines Typs, der einen vorbestimmten Parameter eines Testfluids mißt, umfassend:

Geben einer Kalibrierungslösung in ein Behältnis, in welchem ein vorbestimmter Parameter der Kalibrierungslösung einen vorbestimmten Wert aufweist, und wobei das Behältnis derart konfiguriert wird, daß der Wert des vorbestimmten Parameters zeitlich auf eine vorbestimmte Weise variieren kann;

Aussetzen des Sensors der vom Behältnis zugeführten Kalibrierungslösung, woraufhin der Sensor ein Kalibrierungslösungs-Signal erzeugt;

Berechnen des Werts des vorbestimmten Parameters der dem Sensor zugeführten Kalibrierungslösung auf der Grundlage dessen erwarteter zeitlicher Variation und Vergleichen des berechneten Werts mit dem tatsächlich vom Sensor erzeugten Kalibrierungslösungs-Signal, um einen Kalibrierungsfaktor zu erzeugen;

Aussetzen des Sensors dem Testfluid, woraufhin der Sensor ein Testfluid- Signal erzeugt; und

Anpassen des Test-Fluidsignals entsprechend dem Kalibrierungsfaktor, um ein kalibriertes Testfluid-Signal zu erzeugen.

2. Verfahren nach Anspruch 1, in welchem:

die Kalibrierungslösung in einen Patienten infundierbar ist;

das Testfluid Blut ist;

das Verfahren als Teil einer Infusionsfluid-Abgabevorrichtung implementiert ist, welche eine Sensoranordnung umfaßt, die einen CO&sub2; Sensor aufnimmt;

der Schritt des Aussetzens vom Sensor der Kalibrierungslösung das Pumpen der Kalibrierungslösung durch die Sensoranordnung und in den Patienten umfaßt;

und

der Schritt des Aussetzens des Sensors dem Testfluid das Ziehen von Blut aus dem Patienten in die Sensoranordnung umfaßt.

3. Verfahrens nach Anspruch 1 oder 2, in welchem:

der vorbestimmte Parameter des zu messenden Testfluids der CO&sub2; Partialdruck ist;

der Sensor zur Messung des CO&sub2; Partialdrucks konfiguriert wird;

die Kalibrierungslösung eine vorbestimmte anfängliche CO&sub2; Konzentration aufweist;

das Behältnis eine Porosität aufweist, die es gestattet, daß CO&sub2; im Verlaufe der Zeit auf eine vorbestimmte Weise aus der Kalibrierungslösung entweicht; und

der Berechnungschritt die Berechnung der CO&sub2; Konzentration in der dem CO&sub2; Sensor zugeführten Kalibrierungslösung auf der Grundlage deren erwartetem Entweichen aus dem Behältnis im Verlaufe der Zeit umfaßt.

4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, in welchem

der Sensor zur Messung des pH's konfiguriert ist;

der Berechnungschritt umfaßt:

die Berechnung der CO&sub2; Konzentration in der dem pH Sensor zugeführten Kalibrierungslösung auf der Grundlage deren erwartetem Entweichen aus dem Behältnis im Verlaufe der Zeit und

die Berechnung des pH's der dem pH Sensor zugeführten Kalibrierungslösung auf der Grundlage der berechneten CO&sub2; Konzentration.

5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1, 2, 3 oder 4, in welchem der vorbestimmte Parameter des zu messenden Testfluids der O&sub2; Partialdruck ist;

der Sensor zur Messung des O&sub2; Partialdrucks konfiguriert wird;

die Kalibrierungslösung eine vorbestimmte anfängliche O&sub2; Konzentration aufweist;

das Verfahren ferner einen Schritt der Messung der Temperatur der vom Behältnis geführten Kalibrierungslösung umfaßt;

das Behältnis eine Porosität aufweist, die es gestattet, daß der O&sub2; Partialdruck der von ihm geführten Kalibrierungslösung im Verlaufe der Zeit auf eine vorbestimmte Weise entsprechend Variationen der Temperatur der Kalibrierungslösung variiert; und

der Berechnungschritt die Berechnung des O&sub2; Partialdrucks in der dem O&sub2; Sensor zugeführten Kalibrierungslösung auf der Grundlage der gemessenen Temperatur der Kalibrierungslösung umfaßt.

6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, in welchem

das Behältnis für die Kalibrierungslösung einen flexiblen Beutel und eine intravenöse Zuleitung umfaßt;

der flexible Beutel es gestattet, daß CO&sub2; im Verlaufe der Zeit auf eine erste vorbestimmte Weise aus der von ihm geführten Kalibrierungslösung entweicht, und die intravenöse Zuleitung es gestattet, daß CO&sub2; im Verlaufe der Zeit auf eine zweite vorbestimmte Weise aus der von ihr geführten Kalibrierungslösung entweicht; und

der Berechnungschritt die Berechnung der CO&sub2; Konzentration in der dem CO&sub2; Sensor zugeführten Kalibrierungslösung auf der Grundlage deren erwartetem Entweichen im Verlaufe der Zeit sowohl aus dem flexiblen Beutel als auch der intravenösen Zuleitung umfaßt.

7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, in welchem der Berechnungsschritt die Ermittelung der Zeitdauern umfaßt, in denen die dem CO&sub2; Sensor zugeführte Kalibrierungslösung sowohl im flexiblen Beutel als auch in der intravenösen Zuleitung verweilt hat.

8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, in welchem der Berechnungsschritt eine Messung der Temperatur der Kalibrierungslösung im Behältnis und die Ermittelung des erwarteten Entweichens von CO&sub2; im Verlaufe der Zeit auf der Grundlage der gemessenen Temperatur umfaßt.

9. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, umfassend:

Aussetzen eines zweiten, auf pH ansprechenden Sensors der Kalibrierungslösung, woraufhin der zweite auf pH ansprechende Sensor ein Kalibrierungslösungs-pH-Signal erzeugt;

Berechnen des pH der dem zweiten auf pH ansprechenden Sensor zugeführten Kalibrierungslösung auf der Grundlage des erwarteten Entweichens von CO&sub2; aus dem Behältnis im Verlaufe der Zeit, und Vergleichen des berechneten pH's mit dem tatsächlich vom zweiten auf pH ansprechenden Sensor erzeugten Kalibrierungslösungs-pH-Signal, um einen pH-Kalibrierungsfaktor zu erzeugen;

Aussetzen des zweiten auf pH ansprechenden Sensors dem Testfluid, woraufhin der Sensor ein Testfluid-pH-Signal erzeugt; und

Anpassen des Test-pH-Fluidsignals entsprechend dem pH-Kalibrierungsfaktor.

10. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9 und ferner umfassend:

Messen des Drucks der Umgebung; und

Anpassen des berechneten Werts des O&sub2; Partialdrucks der Kalibrierungslösung auf der Grundlage des gemessenen Drucks der Umgebung.