JP2000504964A - 流体抵抗モニタリングシステム - Google Patents

流体抵抗モニタリングシステム

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Abstract

(57)【要約】 流体送出アッセンブリにおけるフローパラメータは、圧力応答をモニターすることと、これらの応答を流体のフローに関する情報と共に処理することにより求められる。1つの態様では、プロセッサは、ポンプ毎の流量を疑似ランダムコードに従って制御する。結果として生じる圧力信号の部分が感知され、その部分は疑似ランダムコードに従ってデコードされる。デコードされた圧力値から平衡圧の推定値が生成され、一方でデコードされていない圧力信号から圧力サンプルの合計値が生成される。システムの流量に対する抵抗は、推定平衡圧力値と圧力合計値から求められる。低流量に関しては、プロセッサは、一連の流体ボーラスでポンプ毎の流体を制御するが、各流体ボーラスは別々のタイムスロット開始時に送出される。平衡圧は各タイムスロットの終わりに測定され、圧力サンプルの合計は圧力信号から生成される。高流量に関しては、ポンプは流量を変化させるように制御されており、圧力の変化をフローの変化で割って抵抗を直接求める。抵抗表示装置は継続してシステムの抵抗を表示する。疑似ランダムコーディング及びデコーディングは、多数の流体注入セグメントが共通ラインへと給配されることにより生じる圧力応答漏話をろ過して除去するために使用される。

Description

【発明の詳細な説明】 流体抵抗モニタリングシステム 発明の背景 発明の属する技術的分野 本発明は流体送出システムに関する。より厳密には、本発明は流体を患者に注 入する流体送出システムにおける流体のフローに対する抵抗をモニターすること に関する。 先行技術の説明 患者に流体が注入される状況は様々である。流体送出システムの活用例には、 静脈内注入、動脈内注入、腸水薬の注入、硬膜外空間への薬物の注入、並びに動 脈の血管特質、泌尿系、リンパ管系、或いは脳脊髄系を判定するための診断的注 入が含まれる、(しかし決してこれらに限定されない)。 患者へ流体を注入するための送出システムには、一般的に、投与する流体の供 給源、注入針又はカニューレ、流体供給源をカニューレへ接続する投与セット、 及び容積移送式真空注入ポンプのような流量制御装置が含まれる。投与セットは 通常ある長さの柔軟なチューブを含んでいる。柔軟なチューブの遠位端には、患 者の血管或いは他の身体部位内へ挿入して流体注入液を送出するため、カニュー レが取り付けられている。流量制御装置は、流体を、投与セットのチューブを経 由してカニューレへそして患者の身体内へと向かわせるために柔軟なチューブ上 で作動するぜん動型ポンプであることが多い。ある一般的に使用される流量制御 装置は、数個のカムと、柔軟なチューブの部分をポンピング区域に沿って順番に 塞ぎ閉塞区域を移動させる、カムにより作動するフィンガーとを有する線形ぜん 動型ポンプである。 注入処置中には、投与ラインの閉塞というような、患者へ流体を適切に送出で きなく事態が起こることもある。このような事態は直ちに検知され、修復される ことが望ましい。 このような事態を検知し、且つ流体送出システムの状態を把握するための一般 的な手法は、投与セットの圧力をモニターすることである。流体送出に伴う問題 を圧力の変化で標示することができる。例えば、圧力が選定された閾値を越える のは、システムに閉塞が発生していることを表している。同様に、圧力の低下は 流体供給源が空であるか、流体送出システムに何らかの欠陥があることを表して いる。 圧力だけをモニターすることで流体送出システムの状態を判定する際の問題点 は、システムが低流量で作動しているときには圧力の立ち上がり速度が遅いこと である。低流量では、流路に取り込まれる単位時間当たりのエネルギーは非常に 小さい。従って、圧力が立ち上がって閾値を越え閉塞を標示するには相当な時間 がかかることになる。又、閾値を比較的低圧に設定すると、せき、くしゃみ、又 はベッドに起き上がる等という患者の動作により、圧力が瞬間的に閾値を越え、 その結果流体送出システムの欠陥を標示する間違ったアラームを発してしまうこ とになる。圧力のみのモニタリングに伴うもう1つの問題点は、送出力ニューレ が細胞間質組織内に誤って置かれ、圧力が上昇する場合に発生する。その結果の 圧力上昇量は流量により異なる。例えば、10ml/時の流量では、圧力の上昇 は普通約10mmHgであり、2ml/時の流量では、圧力の上昇は通常たった の約2mmHgである。このような小さな相対変化は、静脈圧、システム構成要 素を持ち上げること、或いは流量それ自体の他にも、患者の動きのような他に変 化を起こす源が存在するせいで、瞬時の圧力読み取りから或いは圧力の傾向から でさえ検知することは難しい。 フィリップ社に与えられた米国特許第4,898,576号に記されているよ うに、流体ラインインピーダンスの抵抗部の測定値を使って、流体ラインの状態 をモニターすることができる。圧力が立ち上がるのを単に待っているのではなく 積極的に抵抗をモニターする際に使用される1つの手法は、流量の変化である。 流量の変化に伴う圧力の変化は、各流量において圧力が平衡に到達するのに十分 な時間が許容される場合には、システムの流体インピーダンスの抵抗部を正確に 表すことが分かっている。この手法は、流量が高い場合は圧力が高くなり、有効 であることが分かっている。このように高流量の状態で変化が起これば、圧力も 迅速且つ測定可能なように変化する。流量の変化に対し圧力が迅速に反応するの で、フローの均一性に関して重大な臨床的影響無しに、流量を選定された流量の 周りに変化させることができる。 しかしながら低流量では、流量の均一性という臨床的必要条件により、流体ラ イン上に課すことのできるフローに対する変化の度合いが制限される。従って、 抵抗を判定する目的で異なる圧力応答を得るために流量を交互に替えることは、 圧力応答を得るのに比較的長い時間を必要とするだけでなく、流量変化が持つで あろうフローの均一性に関する有害な影響を考えると望ましくない。 抵抗は種々の圧力と抵抗のモデルを使って正確に測定することができる。例え ば、本願でも参考資料として挙げているドーン社に与えられた米国特許第5,0 87,245号に説明されているように、圧力と流量の間の非線形関係と時間に より変化するインピーダンス(抵抗とコンプライアンス)を考慮に入れた流体抵 抗を求めるための手法は、注入システムにおいて流体のボーラスを誘発すること と、その結果としての圧力波と圧力減衰応答をモニターすることを含んでいる。 既知量の流体を注入すると、圧力波が発生し、その後平衡圧へと減衰する。平衡 圧と圧力減衰応答を利用すると、流量と圧力との間に非線形的関係が存在する場 合でも、またインピーダンス(抵抗とコンプライアンス)が時間により変化する 場合でも、次の方程式により流体抵抗を求めることができる。 ここに、∫F(t)dt=Q=流体の既知の送出量 P(t)=時間経過に伴う圧力変化 P0=平衡又はオフセット圧力 Ap=圧力応答波形の下の面積 Af=流体流量波形の下の面積 である。 このように、注入システムを通して流体の既知量を注入し、その結果生じる圧 力が平衡圧へと減衰していく過程をモニターし、平衡圧と圧力応答の間の差の積 分を求めることにより、流体のフローに対する抵抗を求めることができる。しか しながら、流体の既知量を注入した後、圧力を平衡圧に減衰させるためにシステ ムを通して更に流体量を追加注入することはできない(即ち、追加フローステッ プを開始しない)。流体抵抗が比較的高いというようなある種の状況下では、圧 力を平衡圧に減衰させるためには、流体注入の一時停止を比較的長くすることも 必要となることがある。特定のアプリケーションでは、流体フローステップ間の このような長い遅滞は望ましくない場合もある。 審査中の米国特許出願第08/305,904号に述べられているように、疑 似ランダム2進法シーケンス(PRBS)コードは、「仮想」波形を創造すること により、平衡圧に到る遅延を効果的に排除するために使用されてきた。しかしな がら、PRBSコーディング/デコーディング処理に関わる必要条件が高度なた め、PRBSコードは線形且つ時間的変化のない圧力と抵抗との組み合わせ、す なわち次のような方程式に関してのみ使用されてきた。 ここに、F=流量 P=圧力 であって、抵抗とコンプライアンスは停留値(即ち、時間或いは流量 により変化しない値)である。 このような線形且つ時間により変化しない推定手法は、流体抵抗が0乃至150 0流体オーム(但し、1流体オーム=1mmHg/リットル/時間として)であ るときには比較的正確である。しかしながら、流体インピーダンス(即ち、抵抗 とコンプライアンス)は実際上時間により変化ししかも非線形であるので、上で 引用した推定手法は、流体抵抗が1500流体オームを越える場合には、精度が 落ちる。 流体抵抗は 総システム流体インピーダンスの一部であると理解されたい。流 体インピーダンスは、システムコンプライアンスとイナータンスと抵抗の関数で ある。 非線形で時間により変化する抵抗の関係を生む原因には、柔軟なチューブの粘 弾性が含まれており、これは陽圧過渡状態という次のアプリケーションをゆっく り収縮させる。更に、人体の血液のフローのような患者の体液システムについて の生化学的及び抵抗物理学的観点から見ると、圧力/流量の関係は更に複雑化す る。 低流量と高抵抗の両方が現れる非経口注入システムの適用例がいくつかある。 例えば、小児や幼児、特に未熟児への非経口液の注入は、低流量と高抵抗に関係 してくる。 流体注入システムのモニタリングに伴う別の問題は、圧力のモニタリングの精 度を落とす種々の「ノイズ」源により起きる。このようなノイズ源には、流体注入 システム自体の動き、及び呼吸や歩行のような患者の動作が含まれる。加えて、 単一の流体送出システムカニューレを通して流体を注入するのに2つ以上のポン プと投与セットを使用すると、個々の投与セットの流量を個別にモニターするこ を妨害するノイズを引き起こしかねない。 従って、当業者は、流体送出の欠陥状態をより迅速に検知し、しかも低流量で の特性が先行システムより改良された流体送出モニタリングシステムへの必要性 を認識している。臨床学的に受け入れられる流量パターンを維持しながら、オフ セット圧力の存在を補償することができ、しかもあまりに小さくて従来の圧力モ ニタリングシステムでは気づくことのできないような圧力変化を生じさせる部分 的すなわち「ソフトな」閉塞を検知できるシステムの必要性も認識されている。更 に、同じ流体ラインの別のポンプによって引き起こされるような、導管に圧力変 化を起こす別の源に対してより鈍感なシステムへの必要性も認識されている。抵 抗の広い範囲に渡って正確で、しかもノイズの影響にはより鈍感なシステムを有 することが更に望まれる。本発明は、これらの必要性及び他の必要性を満たすも のである。 発明の概要 簡単且つ概括的に述べれば、本発明は、流体送出アッセンブリの1つ或いはそ れ以上のフローパラメーターをモニターするシステムに着目している。導管を流 れる流体の動きを制御するために、流体制御装置が流体導管上で作動する流体送 出システムでは、1つ或いはそれ以上のフローパラメーターをモニターするため のシステムは、導管で感知された圧力に応えて圧力信号を出すための、導管に連 結された圧力センサーと、その圧力信号を受信し、これらの圧力信号を処理し、 そして前記の処理に基づきフローパラメーターを確定するプロセッサーとから成 っている。 ある更に詳細な態様では、前記プロセッサは流体抵抗を定める。 更に別の態様では、プロセッサは流量制御装置を制御して、選択された流量が 高・中・低のいずれであるかによって規定の流量を適用することで、導管内に様々 な流量を発生させる。 更に別の態様では、繰り返す一様でないフローパターンを作り出すために疑似 ランダムコードが使用されるが、これは、測定され次に推定平衡圧或いは総オフ セット圧を計算するためにディコードされる圧力応答を引き起こす。疑似ランダ ムコード期間中の圧力応答も合計される。圧力応答合計と推定平衡圧を使用して 次に流体抵抗が求められる。 また別の態様では、選択された流量が低位の閾値を下回ると、プロセッサはタ イムスロット長を定め、タイムスロットの開始時に流体のボーラスを送出するよ うに流量制御装置を制御する。圧力応答は平衡圧を求めるためにモニターされ、 そして圧力応答の合計が求められる。抵抗は、求められた平衡圧と圧力応答の合 計を用いて計算される。 更により詳細な態様では、選択された流量が高位の閾値を越える場合、プロセ ッサは、複数の異なる流量を導管内に発生させるために流量制御装置を制御する 。プロセッサーはそこで、フローに対するインピーダンスを決定するため圧力の 差と流量の差を処理する。 また更なる態様では、プロセッサは、タイムスロット開始時に、間隔の狭い連 続した、すなわち「トリル」なフロー波形を送出するために、流量制御装置を制御 する。 2つ又はそれ以上の流体注入セグメントを含み、それらのセグメントはそれぞ れが別々の流体源と別々の流体ラインで作動する別々の流量制御装置とを含んで おり、しかも2つ又はそれ以上の流体注入セグメントのそれぞれが流体を患者に 送出する共通の流体ラインへと給配されている流体送出システムであって、しか も流体注入セグメントの内の少なくとも1つは流量制御装置を制御するプロセッ サを含んでいる、そのような流体送出システムで使用される別の態様では、プロ セッサは、他の流体注入セグメントにより発生する圧力応答漏話をフィルターに かけるため疑似ランダムコーディング及びデコーディング処理を用いる。 本発明のもう一つ別の詳細な態様では、前記システムは、信号品質とノイズの 評価を行う。 本発明の他の特性及び利点は、以下の発明の詳細な説明を付随の図面と関連づ け参照することで明らかになるであろう。 図面の簡単な説明 図1は、脈管内流体注入システムに適用されるものとして、本発明の原理を組 み入れた流体ラインの異常を検知するためのシステムを表す略ブロック線図であ る。 図2は、流体の流量と、対応する圧力応答のグラフ表示である。 図3は、種々の流体流量波形と、対応する圧力応答のグラフ表示である。 図4は、PRBSコーディングとデコーディングを使用して推定圧力波形を生 成するための処理を示す略ブロック線図である。 図5は、本発明の好適実施例による、抵抗を求めるための処理を示す略フロー チャートである。 図6は、サンプルモーターステップ及びスーパーステップ割り当てを表すグラ フ表示である。 図7は、PRBSコード生成のグラフ表示である。 図8は、ベースラインサンプル平均値算出区域を示す圧力応答のグラフ表示で ある。 図9は、PRBSデコーディングのグラフ表示である。 図10は、ブロック平均を示しているデコードされた圧力応答のグラフ表示で ある。 図11は、中間のろ過処理を示す略ブロック線図である。 図12は、隣接のポンプステップに起因するフロー波形のグラフ表示である。 図13aは、加速/減速波形によるフロー波形のグラフ表示である。 図13bは、トリルされた加速/減速波形によるフロー波形のグラフ表示であ る。 図14は、圧力波形と対応するタイムスロット合計配列のグラフ表示である。 図15は、本発明の1つの実施例により抵抗を求めるためのプロセスを示す略 フローチャートである。 図16は、非常に低い流量での圧力波形のグラフ表示である。 図17は、2つの流体注入セグメントを有する流体注入システムの抵抗をモニ ターするためのシステムを示す略線図である。 好適実施例の詳細な説明 ここで図面をより詳しく参照していくが、別々の図にある同じ符号は同一或い は対応する要素を示すものであって、図1には本発明の態様を取り入れた抵抗モ ニタリングシステム10を示している。抵抗モニタリングシステムは、ポンプモ ーター14がポンピング機構16を駆動している流体送出システムの導管12に 連結されているが、このポンピング機構は、示される実施例では、ポンプモータ ー14に連結されていて一連のぜん動要素20を動かす回転するカムシャフトか ら成っている。ぜん動要素20は、導管12上で作動して、流体を流体源22か ら導管12経由で患者24へとカニューレを介して移動させる。 キーパッドのようなユーザー入力装置28は、流量選択の様なオペレーターの 命令をプロセッサ30に伝える。プロセッサ30は、ポンピング機構16を駆動 するポンプモーター14の作動を制御する。モーター位置センサー32は、モー ター14とポンピング機構16の位置を求め、プロセッサ30に位置信号を伝え る。 ポンピング機構の下流には、導管12内の圧力を感知するため、導管12に連 結された圧力センサー34がある。アナログ・デジタル変換器36(「A・D」) はセンサー34からのアナログ圧力出力信号を受信して、それらをプロセッサ3 0により制御される特定のサンプルレートでデジタルフォーマットに変換する。 プロセッサ30はデジタル圧力信号を受信し、以下により詳細に説明するように それらを処理して、フローに対する抵抗を計算する。表示装置38は抵抗を表示 する。1つ或いはそれ以上のアラーム40が、不十分な抵抗レベルを標示するた めに設けられている。抵抗モニタリングシステムに対するバックアップとして、 アラームシステム40を、圧力が設定閾値を越えると作動するように設定するこ ともできる。このようなバックアップシステムがあれば、プロセッサ30はモニ ターされた圧力を圧力閾値と比較する。モニターされた圧力(或いは、アラーム の誤作動を防ぐためには、いくつかの最新のモニターされた圧力値の平均)が閾 値を越えた場合は、アラームシステム40が作動する。このような圧力閾値は、 アラームの誤作動を防ぐために比較的高くするのが普通である。ある好適実施例 では、圧力閾値は600mmHgである。 流量の選択はキーパッド28で行われ、プロセッサ30に受信される。ユーザ ーはキーパッド28で高い抵抗範囲或いは低い抵抗範囲を選択することもできる 。ある実施例では、低い抵抗範囲は0乃至2,000流体オームであり、高い抵 抗範囲は0乃至6,000流体オームである。範囲の選択は、抵抗パーセント( 方程式4を参照しながら後述)を求めるためだけでなく、表示及びアラームシス テムを駆動するためにも使用される。ユーザーは、特定のアプリケーション次第 で抵抗の高低を選択する。 ある好適実施例では、プロセッサ30は、ユーザー入力装置28から選択され た流量を受信した後、その流量が「高」流量、「中」流量、「低」流量の何れであるか を判定するために、選択された流量を流量閾値と比較42する。2種類の閾値、 すなわち低閾値と高閾値が、高流量、中流量、低流量を分類するために使用され る。高い閾値を越える選択流量は高流量、低い閾値を下回る選択流量は低流量、 そして高低閾値の中間にある選択流量は中流量と見なされる。ある好適実施例で は、低閾値は毎時0.5ミリリットルであり、高閾値は毎時50ミリリットルで ある。 図1に示す抵抗モニタリングシステムでは、一つの態様として、流体システム の抵抗を求めるために3通りのアプローチが使用されており、このため継続的且 つ正確な抵抗確定を行う流体送出システムにより、流量と抵抗の範囲を広くとれ るようになっている。 高流量に関しては、双速度アプローチが使用され、これによりプロセッサ30 は、モーターを作動させる2通り以上の流量を選択する44。流量コマンドがモ ーター制御装置46に送られ、モーター制御装置46はポンプ機構16を通して ポンプモーター14を導管12上で作動させ、それら個別の流量で流体を導管1 2を通して送り出す。ある実施例では、流量は、フローの均一性を維持する目的 で、平均すると選択された流量になるように選択される。 導管12内でのフロー波形に対する圧力応答は、AD変換器36によりプロセ ッサ30に送られるデジタル圧力信号を用いて、圧力センサー34によってモニ ターされる。これら圧力信号は処理される48が、高いレートに関しては、各双 速度範囲の最も新しい回転についての全ポンプ回転平均を包含している。次にそ の出力をフロー表情報28と共に使用して流体抵抗が計算される50。計算され た抵抗は、抵抗計算の精度を向上させるために、移動平均或いは移動中央フィル ターを介する等してろ過される52。ろ過された抵抗は表示機器38に表示され アラームシステム40に送られる。 比較的高い流量で流量を変化させると、先に説明したように広範で迅速な圧 力応答が起こり、システムの流体フローの抵抗は次の式により比較的迅速に求め ることができる。 ここに、R=抵抗 F1=第1流量 F2=第2流量 P1=第1流量での圧力 P2=第2流量での圧力 である。 抵抗パーセンテージを求めるのに使用でき、しかもサンプルレートを考えに入 れた関係式は以下のようになる。 ここに、R%=抵抗パーセント スケール=スケール因数で、0乃至2,000流体オームまでの低ユー ザー選択抵抗スケールに対しては(1/20)若しくは(10 0/(2000流体オーム))に等しく、0乃至6,000流 体オームまでの高ユーザー選択抵抗スケールに対しては(1 00/(600流体オーム))に等しい P=mmHg単位の圧力 F=毎時リットル単位のフロー M=高レートでの1回転運動のサンプル N=低レートでの1回転運動のサンプル である。 従って、高流量(表示実施例では50ml/時を越える)に関しては、流量を選 択された流量に近い2通り以上の流量に変化させる「双速度」アプローチが使用さ れる。応答する圧力信号はモニターされる。このアプローチでは、流量に起因す る圧力の変化は、抵抗を直接計算するために使用される。選択された流量とそれ ら各々が適用される時間は、平均すると選択された流量になることを基本として いるので、流量変更による重大な臨床的影響は無い。 上述の高−低流量手法を用いて高流量での流体抵抗を求めることに関しては、 参考資料として挙げている審査中の米国特許出願第08/305,904号に更 に詳しく説明されている。 低流量に関しては、ある実施例では0.5ml/時より低い流量になっている が、抵抗は第2の手法を用いて求められている。駆動制御装置はPRBSエンコ ーディングを使用していない。代わりに、モーター制御装置46はユーザーの選 択する流量を使用して、図2に示すように、ポンプサイクルを全て同じ長さを有 する多数のタイムスロットTSに分割する。タイムスロットの長さは最大にされ 、モーターは各タイムスロット中に流体容積QTsを送出するように制御されるが 、タイムスロットの開始に向けて単一ボーラス65として送出されることが望ま しい。その結果生じる圧力波形66を図2bに示す。タイムスロット長を最大に することにより、導管内の圧力が平衡圧P0へと減衰するのに十分な時間がとれ るが、この平衡圧は、ノイズの衝撃や他の偽信号を低減させるために、特定タイ ムスロットの波形の最後の部分67(即ち、「テイル」)の平均値として計算され ることになる。 再度図1を参照すると、圧力はセンサー34によってモニターされ、圧力信号 はA/D変換され36、タイムスロットからの圧力信号のテイル部分はタイムス ロット・テイル・アベレージ(TTA)のような信号平均54を計算するために使用 されている。TTA値は、P0を決定する56ために用いられる。A/D変換さ れた圧力信号はまた、圧力信号値の合計を生成するために信号処理に回される。 圧力合計値とP0値は抵抗を計算する50のに使われる。抵抗値は精度を増し且 つノイズ影響を取り除くためにろ過される58。ろ過された抵抗値は、次に表示 機器38とアラームシステム40に送られる。 中度の流量に関しては、ある実施例では流量を0.5ml/時から50ml/ 時の間としているが、実際の流量は、選択された流量周りに変位する疑似ランダ ムパターンにより、選択された流量付近で変動する。疑似ランダムパターンは疑 似ランダムエンコーダにより提供されるが、実施例で示されているのは、疑似ラ ンダム2進法シーケンス(PRBS)エンコーダ60であって、この演算について は図7に関連してより詳しく述べることとする。PRBSコードはモーター制御 装置46に送られるが、この制御装置は、図6及び図7に関連して以下でより詳 細に論じるように、(参照用テーブル62からの)容積データ、PRBSコード、 及びユーザーが選択した流量を用いて、所要の反復的で一様でないフローパター ンを定める。モーター制御装置46はまた、ポンプサイクルを多数のタイムスロ ットTSに分割する。モーター制御装置46は、次にポンプモーター14を導管 12上でポンプ機構16により作動させて、流体を定められた反復的で一様でな いフローパターンで導管12を経由して送り出す。 図2c及び図2dはサンプルフローとPRBSコードからの圧力波形を示して いる。図2cの例では、長さ7で1110100の要素を有するPRBSコード が、流体注入を制御するために使用されている。PRBSコードの1つの要素( 即ち、1つの1或いは1つの0)を各タイムスロットに割り当てる。図2cに示 すように、対応するPRBS要素1を有する各タイムスロットに対して、望まし くはタイムスロット開始時に、容積QTSの単一の小さな流体ボーラスが注入され る。その結果生じる圧力波形68を図2dに示す。 再度図1に関してであるが、中度の流量に関しては、導管12内に生じる圧力 は、圧力信号を出力する圧力センサー34によりモニターされる。圧力信号の全 てあるいは一部は平均化54されて、ベースライン・サンプル・アベレージ(B LSAs)のような平均圧力値を生成する。ベースライン・サンプル・アベレー ジは、図2dに示すテイル部分69のような、タイムスロット内の圧力信号の部 分の平均である。 再び図1に関してであるが、BLSAsは変化の疑似ランダムパターンに従っ てデコードされ64、デコードされた平均圧力値は、推定平衡圧力(P0)確定5 6のために使用される。 圧力信号の平均化54は、デコーディングの処理要件を減らし、且つノイズ/ 偽信号を排除するために含まれていることに注目されたい。システムは、平均化 処理をしないで圧力信号をデコードすることによって演算することもできる。し かしながら、デコーディングは、図9に関連して論じるが、プロセッサ集約的で ある。従って、丁度平均圧力値に代えて、全ての圧力信号をデコードすることは 実質上処理要件を増やすことになってしまう。 計算されたP0値は、ノイズの影響を低減させ且つP0値の精度を増すために、 図11に関連して以下に説明する中央フィルター処理を介する等して、ろ過され る49。ろ過されたP0値は抵抗計算50に提供される。 A/D変換された圧力信号を処理して48、圧力合計値を出す。圧力合計値と ろ過された平衡圧力P0を用いて抵抗を計算する50。計算された抵抗は、値の 精度を増すために、図11に関連して以下に説明する中央フィルター処理を介す る等して、ろ過される58。フィルターにかけられた抵抗は、表示装置38及び アラームシステム40に提供される。 P0値と抵抗値は各々の新しいタイムスロットで更新可能であり、全く新しい PRBSコードサイクルを完全に行う必要はない。例えば、図2dに示すように 、更新されたP0値と抵抗値は、示される最初のM個のタイムスロット(TSaか らTSgまでで、コード長M=7)を含む範囲70aに亘って定めることが可能で ある。TShのような別のタイムスロットからデータを受信すると、更新された P0値と抵抗値をTSbからTShまでのタイムスロットを含む新しい範囲70bに 亘って定めることができる。更に、Tsiのようなまた別のタイムスロットから データを受信すると、更新されたP0値と抵抗値をTScからTSiまでのタイム スロットを含む新しい範囲70cに亘って定めることができる。このように、た とえM個のタイムスロットがP0値と抵抗値を定めるために使用されるとしても 、P0値と抵抗値の更新計算をするために、M個のタイムスロットを待つ必要は ない。代わりに、新しいタイムスロットに新しい圧力データが受信される都度、 P0値と抵抗値計算の更新計算が、新しいタイムスロットと直近の(M−1)個の タイムスロットからのデータを利用して行われる。 疑似ランダムパターンを使用するための論理的説明の概説を図3に示すが、こ れらはさまざまなフロー波形とそれらに対応する圧力波形を示している。図3a では、誘発されたフロー波形71aは、期間Tの開始時に注入された流体72a の単一のボーラスを含んでいる。ボーラス72aは容積QTを有する。発生した 圧力波形74aは初期ピーク76aを有するが、それは期間Tの終わり或いは終 わり間近で平衡圧力P0まで減衰する。平衡圧力は、流体送出システムにおける 流体抵抗を正確に求めるために使用することができる。しかしながら、圧力が平 衡圧まで減衰するのを待つと、1分またはそれ以上という長い時間がかかるかも しれない。 多くの状況で、圧力が平衡圧まで減衰するのに必要とされる整定時間は、静脈 内流体送出システムで実際に使用するにはあまりに長時間かかりすぎる。又、大 きい単一の流体ボーラスを送出するのは望ましくない。図3bのフロー波形71 bに示すように、期間Tを通じて等しい間隔をあけて、連続したより小さい流体 ボーラス72bを送出することが望ましい場合が度々ある。しかしながら、この ように等しい間隔をとった小型ボーラス72bは図3bに示すような圧力波形7 4bを発生させる結果となり、フローボーラスの間に圧力が平衡圧まで減衰する のに十分な時間が無い。このような場合には、平衡圧力を直接測定することは不 可能となる。 本発明のある態様では、期間Tが分割されるタイムスロットの数Mに等しい長 さの疑似ランダムコードを使用して、タイムスロットの数Mで間隔をとった小さ なボーラスを使い、連続した小型流体ボーラスを期間Tを通して送出する。図3 cに示す例では、疑似ランダムシーケンスは、長さMが7に等しい疑似ランダム 2進法シーケンス(PRBS)である。示されるPRBSコードは1110100 であって、1は特定のタイムスロットTSで送出される流体のボーラスを標示し 、0はそのタイムスロットTSで送出される流体が無いことを標示している。 図3cに示すように、PRBSコーディングされた流体送出に起因する圧力波 形74cは、各ボーラス72cの間には圧力波形74cが平衡圧まで減衰するの に十分な時間が無いことを表している。従って、平衡圧を直接測定することはで きない。しかしながら、デコーディング処理で同じPRBSコード(11101 00)を使用して、図3cの圧力波形全体をデコードすることによって、図3d に示すように推定圧力波形74dを生成することができる。推定圧力波形74d は、仮想の流体72dの単一ボーラスが期間Tの開始時に送出されたとした場合 対応する。更に、推定圧力波形74dの最後の部分は、フローボーラスの間に圧 力が適切に減衰するための十分な時間が与えられたなら、実際に発生するであろ う平衡圧力P0の近接した近似値P0estを提供する。 従って、実際に送出されるフローと実測圧力は図3cに示される波形71c、 74cに準じているとしても、実測圧力波形74cをPRBSコードでデコード することにより、図3dにあるような「仮想」圧力波形74dを算出でき、この「 仮 想」圧力波形74dは、P0を規定する目的のために必要とされる図3aの圧力波 形に対応している。 しかしながら、圧力波形全体、或いはその重要部分のみをデコードするだけで も、何百もの独立した圧力信号をデコードすることが必要である。デコーディン グはプロセッサ集約的手順なので、デコードされる信号の数を減らすことが望ま しい。図3eに示すように各タイムスロットTSから平均圧力値78を取り、各 タイムスロットについてたった1つの平均圧力をデコードすることにより、図3 fに示すように、結果として得られる推定圧力波形74fを使用して平衡圧力を 求めることができ、その結果得られる推定平衡圧力P0estは、平均を出さずに圧 力信号全てをデコードすれば生成されるであろう推定平衡圧力に近接した近似値 となることが分かっている。 従って、実際に送出されるフローと実測される圧力が図3に示される波形71 c、74cに準じているとしても、圧力信号の平均を出し、そしてその平均圧力 値をPRBSコードでデコードすることにより、図3fに示されるような「仮想」 圧力波形74fを計算することが可能となり、この「仮想」圧力波形は平衡圧力を 求める目的のために要求される図3a及び図3dからの圧力波形74a、74d に対応している。 図4は更に、疑似ランダム流体フローを創造することと、その結果生じる圧力 をモニターすることと、「仮想」圧力を創造するために結果としての圧力をデコー ドすることと、推定平衡圧力P0を求めることのプロセスについて示している。 80では、Q=選択された流体の容積、T=期間とした場合のQ/Tという所要 流量を示している。容量Qを期間T中に単一の流体ボーラスとして送出するので はなく、PRBSコーダーは、実施例では1110100と表されているPRB Sコード82を引き出す。モーター制御装置は、流体のボーラスを4つの別々で はあるが容積がほぼ等しいボーラスQTSになるよう分割し、それらボーラスは8 4に示すように、期間中にPRBSコードの疑似ランダムパターンに従って送出 される。トランスデューサーまたは他の圧力センサー86は、結果として生じる 圧力88を測定するために、圧力信号を作り出す。 ブロック平均化のような平均を出すプロセス90は、92に示すように各タイ ムスロットからの圧力信号の一部の平均を出すために使用される。示されている 実施例では、各タイムスロットのテイル部分94だけの平均を出している。その 結果として得られる平均圧力値はPRBSデコーダー96に送り込まれる。 PRBSデコーダー96は平均された圧力値を処理して、「仮想」圧力値98を 定める。これらの「仮想」圧力値を使用して平衡圧力(P0)を求め、次にその平衡 圧力を使って流体抵抗を計算する。 図5は、平衡圧力を求めるための疑似ランダムフローパターンのコーダー及び デコーダーを使用して流体抵抗を定めるためのプロセスを部分的に示している。 ユーザーは、導管12を通って患者24へ送出される所要流量28を選択する。 PRBSエンコーダー/モジュレーター60は、ユーザーが選択した流量に基づ き、所要PRBSコード及びタイムスロット長を定め、それからモーター制御装 置46が、PRBSコードとタイムスロット長に従って、ポンプモーター14と 機構16を作動させて導管12にフローを発生させる。 センサー34は、結果として導管内に発生した圧力をモニターして圧力信号を 出すが、この信号は流量抵抗を求めるためA/D変換器36を通る。圧力信号は PRBSコード長に等しいタイムスロットの数に亘って圧力合計48を求めるた めに使用される。圧力信号の複数部分についても平均を出し54、独立したタイ ムスロットについてのテイル平均すなわちベースライン・サンプル・アベレージ (BLSAs)を定める。BLSAsは次に、PRBSコードの逆数を用いて復調 される。復調されたBLSAsは、平衡圧力P0の確定56のために使用される 。 種々のタイムスロットについて平衡圧力P0値を計算する際には、システムノ イズ、大きなオフセット変化、及び硬閉塞を始めとする雑多な要因のせいで、P0 推定値の晶質と精度が変動することもある。これらの要因は、ベースライン及 び/又はインピーダンスに、デコードされた出力を不安定にさせてしまうような 大きな変化を作り出し、ひいては推定P0値の品質と精度を下げてしまうことに なりかねない。このような条件による抵抗の総体的な誤計算を防ぐために、シス テムは、正規化合計絶対デルタ(NSAD)パラメータを計算することにより信号 品質102を定めるが、これはノイズの評価を提供する。NSADが、ある選択 されたタイムスロットに設定されたNSAD閾値を越えると、そのタイムスロッ トについて計算された推定P0は廃棄され、NSADをNSAD閾値より下にす るために最も新しいタイムスロットからのP0に置き換えられる。NSAD計算 とその使用についての詳細は、図11に関連してさらに詳しく論じる。 NSADの計算に加え、推定P0値の精度と品質は、各推定P0値をP0中央フ ィルター104に通すことにより更に補強される。中央フィルターの詳しい内容 は、図11に関連してより詳細に論じる。 推定P0値と圧力合計を用いて、次のような方程式で流体抵抗計算50を行う 。 ここに、∫f(t)dt=Q=PRBSコード長における流体の既知の送出量 P0=推定平衡若しくはオフセット圧力 である。 推定抵抗は、圧力合計と、アクティブタイムスロットからの推定P0値プラス 前のM−1個のタイムスロットの圧力合計を使った計算により、各タイムスロッ トに関して更新することができるので、M個のタイムスロットからのデータが抵 抗を見積もるために使用される。多数のタイムスロットからのデータを活用する ことにより、更新された抵抗推定の精度と品質が上がる。更新された抵抗の精度 と品質は、平衡圧力P0での使用に関して説明した中央フィルター104と同様 の抵抗中央フィルター58を使用することにより更に改善できる。抵抗用の中央 フィルターは配列中の直近の抵抗推定値を記憶し、ろ過された抵抗値を定める。 中央フィルター作動の詳細は、図11に関連してより詳しく論じる。図5に示す 実施例では、フィルターにかけられた抵抗値は、視認棒グラフ表示及び/又は記 述式傾向プロッターのような表示機器38の他に、ワーニング/アラームシステ ム40にも出力される。 これから図6から図13までについて説明するが、フロー送出から始めて、中 程度流量のシステムと方法の特定要素について更に詳しく説明していく。典型的 な流体注入ポンプは、ポンプ回転当たり多数のステップを有するステップモータ ーにより駆動する。ポンプの性質上、種々のステップにより送出される容積は広 範に変化する。中にはマイナスの容積(即ち、負のフロー)を送出するポンプステ ップもある。一貫した送出流体体積を提供するために、本発明の好適実施例では 、ポンプサイクルは複数のスーパーステップに分割されており、各スーパステッ プはほぼ等しい体積の流体Qssを送出する。 モーターステップのスーパーステップへの組込は、個々のステップ当たりの流 体のフローにおける、時間により変わる或いは圧力により変わる変化に関わる更 新された情報を用いて、ダイナミックに定められる。しかしながら、ある好適実 施例では、ステップのスーパーステップへの分割は、特定のポンプタイプに対す る参照用テーブルを使用して行われる。 図6に示す実施例では、ポンプモーターは、1回転当たり、0から199まで インデクスを付けられた200のステップを提供する。ポンプ1回転につき、ポ ンプは、通常マイクロリットルで表される容積Qrevの流体を吐き出す。しかし ながら、ステップ当たりの容積(即ち、Qs)はステップ毎に広範に変化し、中に はマイナスの容積を提供するものもある。フローを均等にするために、個々のモ ーターステップをスーパーステップと呼ぶより数の少ない運動へとグループ分け をし、各スーパーステップの容積(即ち、Qss)は実質上他のスーパーステップの 容積と同じになるようにしている。図6に示す実施例には、ポンプ1回転当たり 32のスーパーステップがある。 モーターステップ毎に送り出される容積はステップ間で大幅に変化するので、 個々のスーパーステップのステップ数は、各スーパーステップがほぼ等しい流体 容積となるようにそれぞれ異なるはずである。例えば、(例として図示するだけ であるが)図6に示すようなグループ分けでは、スーパーステップ0(即ち、Qs s0)はモーターステップを2つだけ(Qs0、Qs1)含み、スーパーステップ1( 即ち、Qss1)は3つのモーターステップ(Qs2、Qs3、Qs4)を含み、スーパ ーステップ29(即ち、Qss29)は101のモーターステップ(Qs88からQs18 8)を含んでいる。各スーパーステップが大幅に異なる数のモーターステップか ら成っているとしても、各スーパーステップは、他のスーパーステップとほ ぼ同じ流体体積Qssを送出する。 本発明のある好適実施例では、1つ或いはそれ以上のスーパーステップ体積( Qss)が、流体が送出される各タイムスロット(例えば、各タイムスロットは2 進コード1で表現される)の間に送出される。各流体送出タイムスロットの間に 送出される流体のスーパーステップの数は、選択された流量及び他のシステムパ ラメータによって変化する。(非流体送出タイムスロット、例えばPRBSコー ドビットが0のタイムスロットの間に流体は送出されない。)「フロー」(即ち、流 体送出)タイムスロット毎のスーパーステップの代表的な数を表Aに示す。 タイムスロット長は、コード長Mと、ユーザーが選択したレートと、選択レー トでのコード数/回転の関数として求められる。規定された数のコードが1回転 毎に実行され、且つコード当たり体積をコード当たり合計時間で割った値がユー ザーが選択した流量になることを保証するため、タイムスロット長を計算するの が好ましい。ある好適実施例では、コード長Mの値及びコード/回転の値は、選 択されたレートの関数として参照用テーブルにより規定されており、タイムスロ ット長は計算されるか、又は選択レートの関数として規定されている。ある好適 実施例では、タイムスロットは期間Tが約1分になるように選択されており、こ のようにしてTを超えない期間についての平均流量が、確実にオペレーターの要 求条件と正確に合致するようにしている。 表Aは、本発明の一実施例でのコード長Mの値とコード/回転の値を載せてい る。表Aにある表の値においては、この値は、183マイクロリットルの回転容 積にに対し0.6乃至49.9ml/時の流量範囲につきコードの持続時間が約 52秒末満になるように選択された。表Aにある値は、特定のポンプ装置、具体 的にはIVAC署名版のポンプ(バージョン7100及び7200)に対して規 定されたものであって、これに対して本発明では200のポンプステップを32 のスーパーステップに分類している。しかしながら、他のポンプモーター及び機 構に対しても本発明は適用でき、M、BIC等の他の値を種々のポンプ及び他の パラメータについて選択してもよい。 PRBSコードは、1つの完結したポンプサイクルに確実に丁度適合する長さ であることが望ましい。ポンプサイクルに確実に丁度適合するには、PRBSコ ードはN個のフロー送出タイムスロット(即ち、その間に流体のスーパーステッ プが送出される、即ち「アクティブ」なタイムスロット)を持つべきで、そうする とポンプサイクル当たりのスーパーステップの総数は(引用例では32個)丁度N で割りきれる。表Aに示す例では、長さ7のPRBSコードは、4個のフロー送 出タイムスロットを有することになり、各フロー送出タイムスロット中、流体の 1スーパーステップがポンプにより導管に送り出されることになろう。PRBS コードサイクル毎に4個のアクティブタイムスロットがあるので、8PRBSサ イクルを掛けて(即ち、8PRBSサイクル掛ける4個のアクティブタイムスロ ット/PRBSサイクル)、32のスーパーステップとなる。 同様に長さ15のPRBSコードは8個のアクティブタイムスロットを有し、 32は8で割りきれる。長さ31のPRBSコードについては、16のアクティ ブタイムスロットがあって、これも32に分割できる。 より高い流量については、1を超える流体のスーパーステップが各アクティブ タイムスロットの間に送出される場合があることも注目されるべきである。表A にある例では3.1ml/時の流量については、1タイムスロット当たり2つ以 上のスーパーステップが必要となる。タイムスロット当たりのスーパーステップ の数は、ポンプサイクル当たりのスーパーステップの総数に均等に分割できる数 であることが望ましい。 2以上の流体のスーパーステップが単一のタイムスロットの間に送出される場 合、スーパーステップは、単一のボーラスとしてかまたは図13に関連して後に 説明する「トリリング」方式を使用してかの何れかで、タイムスロット開始時に送 出されることが望ましい。 図7は、PRBSコード生成のためのプロセスを示している。各疑似ランダム 2進法シーケンス(PRBS)は1及び0のコード値から成り、各々1又は0が1 つのタイムスロットと組み合わせられている。コード値1と組み合わせられたタ イムスロットはその開始時に1またはそれ以上のスーパステップを生みだし、コ ード値0を組み合わせられたタイムスロットはフローを発生させない。コードが 反復する期間は普通40乃至100秒であって、流量により異なる。コーディン グされたフローパターンは、コードの期間中の公称の一定フローにより生み出さ れるであろうものに等しい累積フローを生み出す。 ある好適実施例では、PRBSコードは、kを整数値としてM=2k−1とな るような、Mという整数長でのみ作り出される。ほとんどのアプリケーションに 用いられるコード長は7、15又は31である。PRBSコードは1と0の連続 から成り、1の数はいつも0の数より1多い。1の総数は常時2の偶数倍数とな る。 ある好適実施例では、PRBSコードシーケンスは、図7に示すようなフィー ドバックアルゴリズムを使用して定められる。3つの重要な値が、何れのPRB Sシーケンスについてもそのタイプと位相を定義するために使用される。コード 長Mは、PRBSコードの長さを定義する。OCTALジェネレーターコードは PRBSタイプを定め、2進初期化コード(BIC)はコード内の位相すなわち開 始点を定める。代表的なコード長M、OCTAL、及びBICの値を下表Bに示 す。 表BのOCTAL値は、ニューヨークのマクミラン出版社発行の、ゼイマーと パターソンの論文「デジタル通信と伝播スペクトルシステム」の390ページから 採っている。表では基数8(即ちoctal)フォーマットで表記されているOC TALコードは、所定長のいくつか可能性の有るPRBSコードの何れが形成さ れるかを決める。 ある特定のコード及び関連するローテーション(即ち、開始点)は、特定のポン プが、機構とセンサーとが生成する人工物の影響を最小に抑えるための最適な性 能を提供するように定められている。表BのBIC値は、コード内の位相すなわ ち開始点を定めているのだが、特定ポンプのフロー特性に基づき経験的に定めら れており、詳細は図12に関連して後述する。 図7に示すPRBSコーディングプロセスでは、選択されたOCTALコード が2進フォーマットに変換されて乗数1と0の配列を創造する。最も重要でない OCTALコードのビット(1sb)は捨てられ、残りのコードが、次に最も重要で ないビット(1sb+1)(最も重要でないビットは既に廃棄済み)から最も重要なビ ット(msb)まで、オクタルコード(2進形式)配列114で並べられる。オクタル コード(2進形式)配列は、シフトレジスターの「次」数の出力を演算するために使 用される。 2進初期化コード(BIC)は、シフトレジスターの初期値を確立し、ひいては PRBSコードの始めの数ビット及びPRBSコードのポンプ機構の物理的回転 に対する関係を定めるために使用される。BIC位相値は、スーパーステップ0 を開始するために整列されているモーター/回転モニターに対応する。図7に示 すように、BICは、最も重要性の少ないビット(1sb)から最も重要なビット( msb)へと配列115で並んでいる。システム作動の際、BIC配列は、ジェネ レーター配列要素116をプリロードするために使用される。 第1演算では、オクタル・コード(2進形式)配列要素(114aから114dま で)には、乗算器(117aから117dまで)により示されるように、ジェネレー ター配列要素(116aから116dまで)が掛けられる。その結果生じる値は一 連の排他的論理和(「XOR」)関数ゲート118を通過して処理されるが、このと き各XOR関数ゲートは1組の値を入力値として受信し、1または0何れかを出 力する。XORゲートは(1と1)又は(0と0)の入力に応答して0を、そして( 1と0)又は(0と1)の入力に応答して1を出力する。図7に示すように、2個 の乗算器(117aと117b)により積算された2つの値は1つのXORゲート( 118a)に入力され、残り2個の乗算器(117cと117d)により積算された2 つの値はまず別のXORゲート(118b)に通される。これらXORゲートのそ れそれ(即ち、118a及び118b)は、1または0の信号値を出力する。これら XORゲート(118aと118b)の出力は第3のXORゲート118cへと入力 され、1または0の信号値が出力される。 ジェネレーター配列の最も左の値(即ち、レジスター116aの値)は、PRB S配列の第1要素としてモーター制御装置に出力される。他の全てのレジスター の値は左側に1つずつシフトされて、最後のレジスター116aを空のままにし ておく。第3XORゲート118cからの出力値が、次に、最後のレジスター1 16aに入れられる。 図7に示すプロセスは、4要素BICに特定したものである。しかしながら、 同様のプロセスは、異なる長さのBICを用いたPRBSの生成にも使用するこ とができる。 先に論じたプロセスは、PRBSコードのM個の要素が生成されるまで繰り返 される。 上記の論述は、PRBSコードの使用に焦点を当てている。しかしながら、疑 似ランダム2進法コード以外の疑似ランダムコードも本発明には適用できる。例 えば、2、4、0、3という値を持つ4ビットコードのような非2進値から成る 疑似ランダムコードを使用してもよい。0.6、1.2、0.8という値を持つ 3ビットコードのような非整数値コードでさえ使用することができる。このよう な実施例では3つの流体ボーラスが送出され、各ボーラスは各々特定ビット(即 ち、0.6、1.2、0.8)に比例する体積を有することになる。替わりに、 ボーラスの体積はほぼ同じであってもよいが、その場合はボーラス間の間隔が特 定ビット値に比例(正比例または反比例)して変わることになる。 疑似ランダムコードは、そのコードに関してその周波数応答が全ての周波数で のエネルギーを含んでいるものである。これにより、適当な逆数コードが創造さ れることになる。非2進値及び非整数値は本発明において適用できるが、そこで はこれらの値を、平衡圧力を正確に推定するため、且つ「仮想」波形を定めるため に使用することができる。しかしながら、非2進値及び非整数値を使用すると関 係する処理が複雑になる。コードを1101のような疑似ランダム2進法コード に制限すると、処理が簡単になり、システムの効率が向上する。従って、PRB Sコードは、本発明の望ましい実施例なのである。 図3及び図4に示すように、PRBSコードに従って送出されるフローは、対 応する圧力波形を生みだすこととなり、それがトランスデューサーまたは他のセ ンサーでモニターされて対応する圧力信号が作り出される。圧力信号は、PRB Sデコーダーを介してデコードされ、対応する「仮想」波形が創造されることにな る。しかしながら、圧力センサーは一般に毎秒多数の圧力信号を出すので、何百 もの圧力信号がほとんどのタイムスロットについて創造される。各タイムスロッ トにつき圧力信号全てをデコードするのは極めてプロセッサ集約的である。しか しながら、各タイムスロットからの選択圧力信号の平均を出すことにより、そし て各タイムスロットからの信号平均値をデコードするだけで、P0の精度を維持 しながら、所要デコーディングの量を劇的に低減することができる。1つのタイ ムスロット内の各々のそして全ての圧力信号をデコードするのでなく、そのタイ ムスロットの1部分だけの平均を出し、この平均値をデーコードして推定P0を 求めることができる。圧力信号の平均化を用いて求められた推定P0は、各々の そして全ての圧力信号をデコードすることにより求められる推定P0に極めて近 い。しかしながら、処理要件は、圧力信号平均化を利用すると劇的に減少する。 図8は、圧力信号の平均値を求めるある好適実施例における圧力波形120を 示しており、タイムスロットの平均を出された部分122は「テイル」部である終 わりの25%部分を含んでいる。この平均はベースライン・サンプルとして知ら れている。この処理は、高周波数による人工物の影響を最小に抑え、効果的な分 析を向上させ、しかもデコーダー演算を低減する。 圧力信号の平均を出すことは、タイムスロットの25%までだけ、すなわちテ イル部分だけに限定される必要はないということに注目されたい。圧力信号の他 の部分及び他のパーセンテージの平均を出すことも可能で、それでも比較的正確 なP0推定値を出すことができる。正確なP0推定値は、タイムスロット全体につ いての圧力信号から平均を出すことによっても求められる。この平均は次にデコ ードされるが、その結果得られる推定P0は、タイムスロットのテイル部分だけ について平均を出すことにより、或いはタイムスロット全体に渡り各々のそして 全ての圧力信号を直接デコードすることにより求められる推定P0に極めて近い 。 デコーディングに関して、各平均値は、PRBSコードの長さ(即ち、長さ= M)に等しい長さのシフトレジスター配列へと入力される。シフトレジスター並 列は、最も新しいM個のタイムスロットから平均された圧力値を含んでいる。平 均圧力値はここでデコードされて、デコードされた圧力値を用いて、推定P0を 求める。 抵抗確定の精度を更に向上させることとして、A/D変換器から受信されるデ ジタル圧力信号を、平均を求める処理の前に事前積算してもよい。多くのA/D 変換器は、計算毎に約0.5mmHgしか分析できず、これでは低レートでの低 い抵抗を正確に測定するには不十分である。ある好適実施例では、平均を求める 処理に先立ち、元のままのA/D計算値に256を事前積算することにより、付 加的な分析を得ることができる。次に事前積算値の平均を出し、そして求められ た平均を今度は縮尺を掛けられた単位でPRBSデコーダーに入力すると、縮尺 の上がった応答値が出てくる。 図9は、PRBSデコーダーを用いて圧力信号をデコードするためのプロセス を示している。結果として得られた圧力信号のデコーディングは、抵抗計算毎に M2の加算または減算、及び抵抗計算毎にMのアレー・ローテート演算を必要と する。各タイムスロットの最初のadサンプルでは、モーター制御装置はデコー ダーに、実行中のエンコーディング値(0、1)を送る。デコーダーは、M要素シ フト配列に、エンコーディング値が0なら値−1を入力し、エンコーディング値 が1なら+1を入力する。その結果としての+1または−1の配列は、Cビット 配列として知られているが、デコーディングのために使用される。Cビット配列 は、RUNが作動中のときはいつでも、初期化され全て0になる。P0推定選択 論理は、M個のタイムスロットが以降のRUN作動を経過するまでデコードされ た出力の使用を排除するので、Cビット配列は、使用の必要が生じるまでには新 しい値で満たされるようになっている。 圧力サンプルPの長さMのアレーについてデコードされた出力は、数学的には 次の式で表される。 ここに、インデクスiは0からM−1まで変化し、0番インデクスは最も早期の デコーダー値を指す。Cビット配列は、1と−1の値しか含まないため、上記の 乗算は、Cビット配列要素の値次第で、論理テスト及び加算または減算に置き換 えてもよい。 図9は、圧力ベースライン・サンプル・アベレージ(BLSAs)の3ビット配 列をデコードするために使用される、単純なM=3のコードに対するデコーディ ングプロセスを示している。各サンプルボックスには処理に使われる値のインデ クスが含まれているが、0は現在のサンプル(すなわちローテートされていない コードビット)を表している。Cビット配列値は、110というPRBSコード に対応して+1、+1、−1である。 図9aは、シフトレジスターCビット及びBLSA内のCビット配列及びBL SA配列要素の整列を示している。1タイムスロットが完了する都度、エンコー ダーはCビットの最も右の(現在のもの−インデクス0のもの)要素をその現在値 (1または−1)に置き換える。Cビット内で先に保持されていた値は左にシフト され、最も古い(一番左側の)ものが捨てられる。同様に、各タイムスロットの完 了に伴い、ベースライン・サンプル・アベレージは、BLSAの一番右側(現在 のもの−インデクス0のもの)の要素に置かれるBLSA値を生み出す。BLS A配列内で先に保持されていた値は左にシフトされ、一番古い(即ち、一番右側 の)値が捨てられる。 配列のローディングとシフティングに続き、BLSA配列の実際のデコーディ ングが起きる。図9aに示すように、2つのシフトレジスター配列の各対応する 要素の積が形成される。次に、これらの積が合計される。この結果、最も早期の「 仮想圧力インパルス」応答が作り出され、これはレジスター及びデコード(0)の 表示の右側の時軸グラフで要素0としてインデクスが付けられる。 次に図9bについて説明するが、Cビットの要素はローテートされるので、こ のため最新の要素は、元は最も古い要素が占めていた位置に移され、他の全ての 要素(最も古い要素含めて)は右側に1つシフトされる。これら全ての操作は、デ ータ要素を全く喪失しないように、一時的に保持するレジスター(図示せず)又は マイクロプロセッサの同等の機能性の補助を得て実行されるのが望ましい。 再度、各シフトレジスター位置について対応する積が形成され、積の合計が計 算される。これにより、2番目に早期の「仮想圧力インパルス」応答要素が作り出 され、レジスター及びデコード(1)の表示の右側の時軸グラフで要素1としてイ ンデクスが付けられる。 要素のローテーション、対応する要素の乗算、及び積の合計のプロセスは、残 りのCビット要素についても繰り返されるが、図9の3要素配列では残りの要素 はたった1つである。図9cに示すように、結果として得られる要素は、レジス ター及びデコード(2)の表示の右側の時軸グラフで要素2としてインデクスが付 けられる。 上述のデコーディングプロセスは一般的に「循環たたみこみ」として知られてお り、信号処理技術では有名である。 PRBSデコーディングの別の例を表Cに示す。示している例では、1110 100というPRBSコードは、導管内のフローを生成するために使用されるも のであるが、ここでは測定された圧力信号の配列をデコードするために使用され ており、示している例では(4564543)となっている。最初の列、即ち列A について、2進値(1110100)は、値1に替えて(+)符号、値0に替えて( −)符号というようにして、(+)プラス符号または(−)マイナス符号に置き換え られるので、その結果(+++−+−−)となっている。それ以降の各列(即ち、 列Bから列G)に関しては、+/−符号は各々1つずつ右側にシフトされる(一番 右の欄の+/−符号は一番左の欄に移される)。 列Aから列Gまでの結果としての+/−符号は、次にデコードされる圧力値に 割当てられ、その結果としての値が各列(AからGまで)を通して足し合わせられ る。こうして、列Aが7個の圧力平均値(4、5、6、4、5、4、3)から成る 配列に割り当てられると、(+4、+5、+6、−4、+5、−4、−3)に変換 され、これを足し算するとその結果+9という値になる。列Bは(-4、+5、+ 6、+4、−5、+4、−3)に変換し、足し算するとその結果+7という値が 出る。列Cは(−4、−5、+6、+4、+5、−4、+3)に変換し、足し算す ると+5という値になる。列Dから列Gまでの結果は各々3、3、3、1という 値になる。従って、デコードされた圧力波形を表現するデコードされた配列は、 (9753331)である。(実際に表Cに示されている平均圧力値は実測に基づ いておらず、単に説明の目的で使用しているサンプル数字であることを理解され たい。) 圧力信号はデコードされた後、推定P0を求めるために使用できる。P0の推定 には様々な方法が使用できるが、好適な方法は、ユーザーが選択する流量、開始 時からの時間、デコードされた圧力応答の値、及び前の抵抗見積もりによって異 なる。本発明のある好適実施例では、推定P0を求めるための方法は、表Dに記 すように、種々のパラメータの関数として選択される。 推定P0を求める様々な方法について以下に説明する。P0を求める特定の方法 を選択するための論理を表Dに示す。 ユーザーが選択したフロー範囲が0.5ml/時又はそれ以下の場合に関して は、各タイムスロットにはモニターされる圧力がP0値まで減衰するのに十分な 時間があるのが普通である。しかしながら、過渡圧力及びセンサーの特異性によ り、モニターされる圧力に短いスパイクや他の不整合が起こりうる。モニターさ れる圧力に生じるこのような不整合の影響を低減するために、推定P0値は、タ イムスロット中の圧力示度の最後の25%のような最終部分の平均として求めら れる。疑似ランダムコーディング又はデコーディングは全く含まれない。0.5 ml/時又はそれ以下のような低流量でのP0の求めかたは、図14及び図15 に関連して後程詳しく説明する。 疑似ランダムコーディング及びデコーディングが使用される場合に役に立つP 0を求める別の手法グループを、三点ブロック平均化として説明する。三点ブロ ック平均化は、M数(即ち、長さM)のサンプルを有する、デコーダーから出力さ れる圧力サンプルを、3ブロックのサンプルに分割して、サンブルの各ブロック の平均を採るという処理である。その結果出てくるブロック平均を用いて推定P 0を求める。 無論、Mは常時3で割り切れるとは限らない。しかしながら、Mが3で割り切 れない場合でも、M−1は常時3で割り切れるであろう。従って、Mが3で割り 切れない際には、デコードされた出力値の最後のサンプルを捨てて、サンプルの 残りの数が3ブロックに等しく分割できるようにする。 図10には、M=15の場合の、デコードされたサンプル128の出力の各ブ ロックの平均が示されている。結果として出てくる平均を次のように定義する。 A0=サンプルの第1ブロックの平均 A1=サンプルの第2ブロックの平均 A3=サンプルの第3ブロックの平均 中間値(即ち、隣り合う平均値の差)は次のようになる。 D1=A0−A1 D2=A1−A2 上記の値、即ち、A0、A1、A2、D1、D2の全て或いは一部を用いてP0を求 めることができる。A0、A1、A2、D1、D2を用いて推定P0を求める様々な手 法に関し以下に説明する。どの手法を使用するかは、ポンプ特性、流量、NSA Dの状態等の特定のパラメータによって異なる。本発明のある好適実施例では、 P0を求める手法は、表Dにあるパラメータを使用して選択する。 三点ブロック平均化を使用して推定P0を求める公式には、次の式が含まれる 。 P0=A2、 P0=A1及びA2の平均 三点ブロック平均化を使用しない、P0を求めるもう一つのの方法は、各タイ ムスロットからの圧力信号のテイル部分だけの平均を出すことを含んでいる。こ れらのテイル平均はデコードされない。代わりに、テイル平均そのものが平均さ れ、その結果単一の平均値が出る。そして、その平均値が推定P0として使われ る。この方法は、抵抗中央フィルターの出力からの先行する最新の測定値が低抵 抗値を示しているような、低い抵抗が予想されるような状況においては一般的に 有効である。 上記の説明に示すように、P0を推定するには様々な方法がある。特定の方法 の適合度は、流量、設定されたコンプライアンス等様々な条件により異なる。最 適な方法を確定するためには、特定装備の広範囲にわたるテストが必要になろう 。表DはP0を推定するための種々の好適な方法を示しているが、好適な方法と は、選択流量、NSAD因数(即ち、デコードされた信号の安定度)、計算された 抵抗、及びシステムが作動している時間の関数である。 ベースライン又はインピーダンスに大きな変化が(ノイズ、大幅なオフセット 変化、または硬閉塞のような要因により)発生すると、デコードされた出力は不 安定になる。このような条件下で抵抗の計算を全体的に誤るのを防ぐためには、 替わりの推定方法を選択しなければならない。表Dに示すもののようなP0推定 選択論理のある好適実施例は、デコードされた信号の安定度を求める方法を必要 とする。これは、正規化合計絶対デルタ(NSAD)として知られている「推定ノ イズ」パラメータを計算することにより実行される。NSADは、(異なるコード 及び駆動パターンを正規化するために)、差D1及びD2の絶対値の和をコード長( M)とタイムスロット毎のスーパステップの積で割ったものと定義づけられる。 NSADはこうして次の公式で定義される。 NSADは閾値NSADthreshと比較されるが、閾値自体も選択される流量によ り異なる。異なる選択流量に対するNSADthreshの値の好適実施例を表Eに示 す。NSADがNSADthreshを超えると、表Dに示すように「真」の条件がP0 確定方法選択論理処理に入力される。 流体抵抗が非常に低いときは、差の値D1及びD2は非常に小さくなる。値(D2 −D1)を分母に持つ公式を用いてP0を求める場合、差D2−D1はゼロに近づく 。差(例:D2−D1)を、上記式8のようなP0を求めるための方程式の分母 に使用すると、大きく且つ不安定なP0推定が結果として出る。このような不安 定な結果を生み出すであろう状況を識別するために、NSAD値は最小NSAD 閾 値NSADminthreshと比較されるが、この最小閾値は好適実施例では0.25 mmHg/(M*スーパーステップ・タイムスロット)に等しく、そして、この論 理的結果は表Dに概要を示すP0推定方法選定プロセッサーで使用される。 抵抗が比較的低くなると、P0を推定するための最も安定した方法では、Mが 利用できるベースライン・サンプル・アベレージ(BLSA)値の直接平均を推定 P0値として使用するが、この場合は圧力平均のデコーディングは行わない。こ の手法は、抵抗推定フィルターからの出力が抵抗閾値Rthreshを下回るときに使 用され、ある好適実施例ではこの閾値は600流体オームである。 システム起動直後のようなフローの無い期間に引き続き、機構の起動以来少な くともM個のタイムスロットが時間経過するまでは、PRBSデコーダーからの 出力は不完全且つ不正確である。従って、推定P0を正確に計算するためにはシ ステムのデータが不十分である。機構の起動以来、時間経過をしたタイムスロッ トがMタイムスロットより少ない場合は、P0推定値を求めるには他の方法を使 用しなければならない。そのような方法を2つ表Dに示している。1つの実施例 では、0.6乃至50ml/時の選択流量に対し、使用されるP0はポンプ作動 直前(即ち、システムラン直前)に導管内で測定された圧力である。0.5ml /時若しくはそれ以下のレートについては、個々のタイムスロットだけについて のベースライン・サンプル・アベレージを、図14及び図5に関連してより詳し く説明する抵抗計算の特別な「低流量」モードと組み合わせて使用する。 時には偽の信号及び他の過渡期の特異事象が発生して、たまたまあるタイムス ロットの推定P0が不正確になることもある。図11に示すように、このような 不正確なP0推定の影響は、中央フィルターを使用することによって、低減した り、時には排除することもできる。中央フィルターは、最新のP0値を記憶する ための配列を含んでいる。表Fに示すある好適実施例では、P0フィルター配列 のサイズはMであり、それゆえ1コード長分のP0値を記憶する。 図11に示す中央フィルタープロセスは、長さ7の配列を包含している。この 配列は最新の7個の値を格納する。個々のデータ要素の相対年齢は、リンクした リストに維持されており、(A)で示すように、最も古いものから最も新しいもの まで相対的な年齢を示している。 データ要素は、(B)に示すように、最も小さなものから最も大きなものへと、 配列中に維持され格納される。(C)に示すように「11」という新しい値が提示さ れると、(D)に示す例では「25」になっている最も古い値が捨てられる。新しい 値は、捨てられた古い値の位置に入る。示される例では、各配列スロットに「2 5」という値が演算前に事前にローディングされていたことに注意されたい。最 新値(即ち「11」)の導入に先立ち、4個の新しい値(「9」、「12」、「18」、「4 3」)だけが配列に加えられた。 新たに値(「11」)を加えた配列が、典型的なバブルソート法を介するなどして ソートされ、(E)に示すように最小値から最大値まで順番に全ての値を配置する 。その結果(F)に示すように値が順番に並んだ配列は、最小値から最大値まで全 ての要素を有することになる。例では「18」となっている中心値は、(G)に示す ように新しく中央フィルターに掛けられた値である。 ろ過処理は、単純に現在のP0値と他の直近のP0値で平均を出すというような 他の方法によっても行うことができる点に注意されたい。しかしながら、中央フ ィルターに掛ける処理は、平均を出すことに関して、特に図11に示す例に出現 する「43」というような極端な値を排除することに関して一定の利点がある。 PO及び抵抗計算の精度を向上させるためのもう1つの方法はBICコードを 使用することを包含しているが、これは回転と同期的に起きるノイズ源の影響を 低減することに利用される。回転同期性のノイズ源は、特定のスーパーステップ 内で予測可能に発生する圧力信号において変則的なものである。これらノイズ源 はデコードされた波形を歪ませ、推定P0値に大幅な狂いを生じさせかねない。 回転同期性のノイズ源は、機構が引き起こすセンサーオフセットシフトとスーパ ーステップ間のフローの変化を含んでいる。 スーパーステップ間のフロー体積Qssにおける変化は、小さな変化から、スー パーステップが実質的にマイナスのフローを生み出してしまう状況まで、幅があ る。各スーパーステップが、図12に示すように、ほぼ等しい体積の流体を送出 するよう選択されていても、流体の送出は下流の圧力のような種々のシステムパ ラメータ次第で、スーパーステップ間で時間経過に伴い変動する。ある好適実施 例では、スーパーステップはポンプ特性に基づき事前に設定されており、流体送 出体積の時間による変化を補償するためにダイナミックに調整することはない。 しかしながら、下流圧が大きい等のようなある種の状況下では、異なるスーパー ステップにより送出される体積は、1つ或いはそれ以上のスーパーステップがマ イナスの流体体積を送出するところまで、広範囲に変動することすらある。例え ば、比較的低い下流圧で作動しているポンプは、図12aに示すように、実質的 にほぼ均等な流体送出体積を生み出すが、同一ポンプであってもより高い下流圧 で作動する場合は、図12bに示すように、送出される流体体積は変動すること になる。 ほとんどのスーパーステップでは、下流圧によって送出容積に変化が生じない か又は極わずかな変化しか生じないが、1つ或いはそれ以上のスーパーステップ では送出体積に変化が見られる。例えば、図12a及び図12bの例で示す、仮 想の200ステップ、32スーパーステップのポンプでは、スーパステップ29 (SS29)は、低い下流圧では小さなプラスの送出体積Qss29(図12a)だったも のが、高い下流圧では大幅にマイナスの送出体積(図12b)になってしまう。ス ーパーステップの送出量におけるこのような時間経過及び圧力に伴う変動(即ち 、人工物)は、平衡圧P0及び抵抗Rを正確に求めようとするときに問題を起こす こともある。 同期性ノイズ源は一般的に性質上予測可能である。P0とRを求める際に付随 する回転同期性ノイズ源により起きる問題は、(図12bのマイナス送出量スー パーステップSS29のように)「ノイジー」なスーパーステップを特定のPRBS コードステップとペアにすることにより大幅に排除できる。これは、2進初期化 コード(「BIC」)により実現され、BICはシフトレジスターの初期値を確立し 、ひいてはポンプ機構の物理的回転に対するコードの関係を求めるために使用さ れる。BIC位相値は、一般に、スーパーステップO(SS0)を開始させるために 調整されているモーター/回転モニターに対応している。機構に対するコードの 正しい位相は、P0推定における人工物誘因エラーを最小限に抑えるのに役立つ 。ある好適実施例では、BICは、特定のシステムに関しての同期性ノイズ源に 依って、特定のポンプ及び流量につき経験的に定められている。200ステップ 型IVAC署名版ポンプ(バージョン7100及び7200)に関しては、各種流 量に対する望ましいBICを先に表Bに示している。 妥当な小サイズのタイムスロットを維持しながら、圧力が減衰するのに許容さ れる時間を最低限に抑えるためには、一般的に、タイムスロット開始時のような タイムスロットの狭い時間範囲で流体を送出することが望ましい。このような送 出は、単一の加速/減速波形を使用して1つ又はそれ以上のスーパーステップ体 積(Qss)を送出することにより発生するのが理想的である。例えば図13a では、単一の加速/減速波形130として送出される4つのスーパーステップを 示している。加速/減速波形は、審査中の米国特許出願第08/526,468 号に詳しく説明されており、本願でも参考資料として挙げている。 しかしながら、2つ以上のスーパーステップが1つのタイムスロットで発生す る場合、或いは単一のスーパステップが相当量の流体の送出に関連する場合、単 一の加速/減速波形130aでこのように多量の流体を送出することは、図13 aに示すように、望ましくないほどに高い瞬間的流量を引き起こし、それが第2 の送出中に第1の流体源からの「共鳴フロー」を創造しかねない。その上、単一の 加速/減速波形を使用すると、ポンプ速度を瞬間的に望ましくないほどに高くし かねない。 ポンプ及び流体注入の瞬間的速度を下げるために、流体送出は「トリル」されて もよい。トリル処理は、単一の波形を複数のより小さい波形130bへと分割す ることであって、図13bに示すように、各小波形は加速/減速波形になってい るのが望ましい。図13bに示す実施例では、図13aで単一ボーラス波形13 0aとして送出された4つのスーパーステップ体積(4Qss)は、4つの別々の波 形130bとして送出され、小波形130bそれぞれが1つのスーパーステップ 流体体積(Qss)を送出している。個々の波形130bは、流体送出が狭い時間帯 で起きるように、互いに間隔が密になっていることが望ましく、そうするとタイ ムスロットの残りで圧力が安定化/減衰し、P0の推定がより正確になる。 正確なPO値に加えて、抵抗を求めるにも、各タイムスロットについての圧力 信号の合計(即ち、圧力サンプル)を求めることが必要である。圧力を合計するに は信号をデコードする必要はなく、従って、デコードされていない、すなわち「 生」の信号を合計処理に使用する。各タイムスロット中、そのタイムスロット中 に収集された圧力サンプルの全部又は実質部分の合計を計算する。タイムスロッ トについての合計値は、タイムスロット合計配列(TSSA)として知られている 長さMの配列の1要素として入力される。ある好適実施例では、良好な起動条件 を保証するため、この配列は最初全て0に設定される。各抵抗計算に際して、T SSAの合計(即ち、過去のM個のタイムスロットを通しての全ての圧力サンプ ルの合計)は更新され、抵抗計算のために使用される。 図14は、7というPRBSコード(M)に対応して長さが7であって、対応す るデコードされていない圧力波形132について圧力合計を求めるために使用さ れるサンプルTSSAを示している。各タイムスロットは、圧力波形を定義する デコードされていない複数の圧力サンプル134を有する。TSSAの各要素1 36は、特定のタイムスロットからのデコードされていない圧力サンプル134 の合計を格納するために使用される。次にTSSAの全要素を一緒に加算して圧 力合計138を求める。 TSSAは、最新のタイムスロットについて、刻々変動する圧力合算値の総計 を保持するために使用するのが望ましいという点に注意されたい。換言すると、 TSSAは、新しいタイムスロットからの圧力信号が受信される都度、「最も古 い」タイムスロットからのデータを新しいデータに置き換えながら更新される。 一旦圧力合計及びP0が分かると、抵抗は次の式で求められる。 ここに、R=流体オームで表した抵抗 P=mmHgで表した圧力 277.77でmmHg秒/μリットルが流体オームに換算される (即ち、mmHg時/リットル)。 ΣSampleSumjの値はΣTimeSlotSumArrayjに寄与する圧力サンプルの総数に等 しいことが重要である。 各タイムスロットについて新しい抵抗推定値が計算される。しかしながら、偽 の信号及びタイムスロット間の他の過渡特異性は、計算される抵抗値の精度を低 下させる。これら特異性の影響を低減するために、計算抵抗値は中央フィルター で処理される。従って、新しい各抵抗推定値は抵抗中央フィルター配列に入力さ れる。抵抗中央フィルターは、P0中央フィルターと同様に作動し、一般的にシ ステムの流体抵抗の正確な推定値であるろ過された抵抗値を生み出す。P0フィ ルターでもそうであったように、中央フィルターは配列中の抵抗推定値の中央値 を定め、この中央値がろ過された抵抗値となる。抵抗中央フィルター配列はレー トにより異なる長さを有し、ある好適実施例に関しての値を表Gに示す。フィル ターの配列要素は、起動時の過渡現象を最小に抑えるために、最初は0に設定す るのが望ましい。ユーザーが選択した流量が流体射出システムを停止せずに変え られる場合、全フィルター配列要素は、直近のろ過された抵抗値で先ず設定され ている。ある好適実施例では、ろ過抵抗値は表示機器及びアラーム処理システム 上に表示される。 抵抗を求めることに加えて、このシステムではコンプライアンス、システムイ ンピーダンス等を始めとする他のフローパラメータを求めることもできる。例え ばこのシステムを利用すると、次の式を使って時定数TC(コンプライアンスの 時間倍に等しい)を求めることができる。 上の式を、離散形に換えると次のようになる。 ここに、k=インデクス範囲 ΔT=タイムスロット間隔(即ち、タイムスロット長) M=サンプル数 P(k)=デコーダーからのM個のサンプル P0=推定平衡圧力 である。 上記で求められたTCを、別々に求めた(ろ過された抵抗値のような)抵抗値と組 み合わせて使用すると、システムコンプライアンスは容易に求められる。TC= コンプライアンス×抵抗なので、TCをRで割るとコンプライアンスが容易に計 算できる。 疑似ランダムコードを使用する他の利点は、他のノイズ源により生じる圧力信 号を、たとえ共通の流体注入システムで作動しているポンプによって生じる圧力 信号であっても、それらを区別する能力である。図17に示す実施例では、流体 注入システムすなわちアッセンブリ150には、2つの流体注入セグメント15 2aと152bが含まれ、それぞれが別々の流体源22aと22b、別々のプロ セッサ30aと30b、別々のポンプモーター14aと14b、別々の流体ライ ン12aと12b上で作動する別々のポンプ機構16aと16bとから成ってい る。別々の流体ライン12aと12bは、共通のカニューレ26を介して患者2 4へ注入するための共通の流体ライン12cへと連結されている。従って、2つ のシステムの流体ラインは実質的に共通の流体導管を形成していることになる。 このように、ポンプ機構16aにより引き起こされる流体フローは、導管12a の圧力センサー34aだけでなく導管12bの圧力センサー34bでもモニター される対応する圧力応答を生じさせる。同様に、ポンプ機構16bにより引き起 こされる流体フローは、導管12bの圧力センサー34bだけでなく導管12a の圧力センサー34aでもモニターされる対応する圧力応答を生じさせる。適正 なろ過処理をしないと、このような圧力応答漏話が、抵抗値や他の測定値の精度 を落とすことになる。 疑似ランダムコーディング及びデコーディングは本質的にこのような漏話をろ 過処理で除去し、各々別々の注入セグメント152aと152bが流体抵抗を正 確に定められるようにしている。例えば、注入セグメント152aは、注入セグ メント152bにより生じるフローパターンと区別がつく流体フローパターンを 結果として生じさせる疑似ランダムコードを使用して作動することが望ましい。 結果としての圧力応答を疑似ランダムコードに従いデコードすることによって、 注入セグメント152aのプロセッサ30aは、注入セグメント152bにより 生じる漏話の多くを自動的にろ過除去する。従って、抵抗は比較的精度よく求め ることができる。精度は、図11に示す中央フィルター手法を用いることにより 更に改善できる。このように、各注入セグメント152a、152bの個々のプ ロセッサ30aと30bは、モニターされた圧力信号を、それそれのポンプ機構 16aと16bで流体フローを生成するために特定のプロセッサ30aと30b により使用される疑似ランダムコードでろ過することにより、個別に抵抗値を求 めることができる。 図17は、注入セグメント152aと152bの両方が、プロセッサ制御の注 入機構を有するものとして示している。ある実施例では、各プロセッサ30a、 30bは、各々1つの疑似ランダムコードに従って流体フローを制御する。これ は更に、各プロセッサーが互いに反対側の注入セグメントからの漏話をろ過で取 り除く性能を向上させる。しかしながら、両方のプロセッサ30aと30bが同 じ疑似ランダムコードを使用していた場合、漏話をろ過して取り除くコーディン グ/デコーディング処理の能力はひどく低下することになるであろう。その上、 疑似ランダムコードには、それぞれが(152a、152bのような)別々の注入 セグメントで使用された場合、漏話をろ過して取り除くコーディング/デコーデ ィング処理の能力を低下させてしまいかねない特定の組み合わせが存在する。従 って、別の実施例では、プロセッサ30a、30bは、各注入セグメント152 a、152bが、相手方の注入セグメントとは異なる疑似ランダムコードに従っ て流体を注入していることを保証するために協調作動する。プロセッサは更に協 調作動して、相手方の注入セグメントにより作り出される漏話をろ過して取り除 くための各プロセッサの能力を向上させる疑似ランダムコードを選択する。例え ば、プロセッサ30aと30bは、コーディング/デコーディング処理を介して 漏話をろ過して取り除くための、プロセッサ30a、30bの能力を向上させる PRBSコードを生成する異なるオクタルコードを意図的にに選択する。もう1 つの実施例では、別々の注入セグメント152a、152bは、各ポンプ機構1 6a、16bを駆動するために使用される疑似ランダムコーディングを調整する 単一のプロセッサにより制御されている。 図17に示す実施例では、両方の注入セグメント152a、152bは、流体 注入を制御するプロセッサ30a、30bを含んでいる。しかしながら、注入セ グメントの内の1つだけが、疑似ランダムコードに従って流体の注入を制御する プロセッサを含んでいる場合でも、抵抗値を求めることができる。例えば、注入 セグメント152aが、疑似ランダムコードに従って作動しない従来型の注入機 器であった場合、注入セグメント152bはそれでも、プロセッサ30bが疑似 ランダムコーディング/デコーディングを使用している限り、抵抗を定めること が可能である。 (30bのような)特定のプロセッサにより使用される圧力センサーは、必ずし も(導管12bのような)流体導管の直ぐ隣に置く必要はない。圧力応答は、流体 注入システム全体を通して同等であることがしばしばなので、圧力センサーは、 ポンプ機構16a及び16bの下流の注入システムのどこにでも置くことができ る。例えば、圧力センサーは、センサー34cで示されているように共通の導管 12cに置いてもよい。このように、プロセッサ30bはセンサー34cが出す 圧力信号を受信し、それらの信号を合計しデコードして、抵抗値とシステムの他 のパラメータを正確に求める。 図17は2つの注入セグメント152a及び152bを示しているが、(PR BSコーディングのような)疑似ランダムコーディングは、3つ以上の流体注入 セグメントを有する注入システムに使用することもできる。各追加注入セグメン トが、システムに付加的「ノイズ」すなわち漏話を加えてしまうことになっても、 疑似ランダムコーディング/デコーディング処理は漏話の多くを排除することが できる。 中程度の流量についての上記のシステム及び方法は、疑似ランダムコーディン グ及びデコーディングをモニターされる圧力応答と併用していることにより、流 体抵抗及び他のパラメータを広い範囲の流量に関して求めるのに効果的である。 しかしながら、流量が非常に低い場合、生じる圧力は極めて小さい。その結果、 P0推定におけるわずかなエラーが計算抵抗値に大きなエラーを生じさせかねな い。0.5ml/時以下のような極端に低い流量では、機械的連結により引き起 こされエラーと圧力トランスデューサーの温度変動が、PRBSエンコードされ た出力に重大なエラーを生じさせ、それがひいては計算抵抗値の大きなエラーに つながりかねない。従って、計算処理には代替方法が望ましい。 図15は、非常に低い流量に関して抵抗値を求めるための、本発明のある好適 実施例でのシステム及び方法を示しているもので、抵抗はタイムスロット毎に求 められる。駆動制御装置はPRBSエンコーディングを使用していない。その代 わりに、タイムスロット長を最大にして、全てのタイムスロット長を同じ値に設 定し、各タイムスロットは単一のスーパーステップを含むようにしている。これ により、各タイムスロットで生じるべき抵抗推定値を継続的に更新することがで きる。 図15に示される患者24へ流体を注入するシステムにおいて、ユーザーは流 量をキーボードまたは他の流量入力機器28で選択する。すると、モーター制御 装置46が選択された流量を使用してタイムスロット長を定めるが、タイムスロ ット長は最大長であることが望ましい。モーターポンプ14は、ポンプ機構16 を導管12上で作動させて、流体の1つのスーパーステップを各タイムスロット 毎に送出させるが、タイムスロットの開始時に向けて単一ボーラスとして送出す るのが望ましい。タイムスロット長を最大化することにより、モニターされる圧 力が平衡圧まで減衰するのに十分な時間が許容される。 センサー34は結果として生じる圧力をモニターし、A/D変換され36圧力 合計処理48及びテイル平均計算54に使用される圧力信号を提供する。テイル 平均計算は、図16に示すようにタイムスロットの1部分だけについて行う。 図16は、図15に示すシステムと方法を使用して作り出されたサンプル圧力 波形140を示している。生じる圧力波形140を、3つの続いて起きるタイム スロットTSn-1、TSn、TSn+1について示している。各タイムスロットは、最初 に大きくなった圧力波形142が平衡圧へと減衰していく様を示している。タイ ムスロットの減衰していく圧力波形の最後の部分はテイル144として知られて おり、同様にこの最後の部分について出された平均もタイムスロット・テイル・ アベレージ(TTA)として知られている。平衡圧力P0は、患者の動きなどによ り生じる過渡的な圧力特異事象が、求められる平衡圧力値をゆがめるのを防ぐた めに、圧力の平均値として求められる。図16に示す実施例では、各タイムスロ ット毎のTTAは、タイムスロットの最後の25%に亘ってモニターされる圧力 の平均値として定められる。 再度図15に触れるが、TTAは計算されると54、流体抵抗計算50のタイ ムスロット全体に亘る圧力の全合計と組み合わせて使用される。ある好適実施例 では、抵抗は次の公式を使って求められる。 ここに、R=流体オームで表した抵抗 P=mmHgで表した圧力 277.77でmmHg秒/μリットルが流体オームに換算される (即ち、mmHg時/リットル)。 流体抵抗を求める手法は、流体送出システムの軟閉塞や他の異常を検知する際に は一般的に正確である。しかしながら、下流の硬閉塞の場合には、タイムスロッ トの他の圧力サンプル値同様にTTAも、ポンプが流体体積のスーパーステップ を閉塞した流体送出システム内に排出しようとすることにより生じる圧力全量に より上昇する。従って、圧力波形は、波形全体が上昇していることを除けば、隣 接するタイムスロットの間では実質的に同一であることがしばしばだ。このこと は図16に示されており、第1タイムスロット(即ち、TSn-1)における圧力波形 部は、各タイムスロットにおける波形が前のタイムスロットよりわずかに上昇し ていることを除けば、第2及び第3タイムスロット(即ち、TSn及びTSn+1)にお ける圧力波形と実質的に同じである。このように、単独でTTAだけを使用する ことは、閉塞の検知の妨げになりかねない。 この問題を改善するためには、閾値を確立して、隣接するタイムスロット間の 圧力値の比較的大きな変化を検知する。ある好適実施例では、閾値すなわちスル ー限界は、選択された値を前のタイムスロットからのTTA(即ち、PO)に加算 することにより求められる。タイムスロットからのTTAがスルー限界閾値を超 えている(即ち、前のタイムスロットのTTAを選択された値以上に超えている) 場合は、硬閉塞であることを標示していることになる。この手法は硬閉塞の正確 な検知を考慮に入れていると同時に、緩慢な乱れ(即ち、湿気を徐々に含む、接 着剤の養生、シリコン構造体内の移植イオンの転移などのような非常に緩慢なプ ロセスにより生じる1mm/Hg末満の圧力変化)も追跡する。この手法により 、機械的連結によるエラーを避けることもできる。 図16の実施例では、スルー限界閾値を設定するために前のタイムスロット・ テイル・アベレージに加算される選択された値は2mmHgである。硬閉塞によ って隣接するタイムスロット間に生じる圧力増加は普通2mmHgより大きいが 、機械的連結及び同様の要因で生じるスーパーステップ毎の圧力エラーの大きさ は一般的に2mmHg未満である。従って、システムでは、タイムスロットのT TAを前のタイムスロットのTTAに対して比較する。より新しいタイムスロッ トのTTAが1つ前のタイムスロットのTTAに比較して2mmHg以上増加し ているなら、実行中のP0値は前のTTA+2mmHgまでに制限される。硬閉 塞・は著しくより大幅な圧力増加を生み出すので、この制限されたPO推定値か ら算出される抵抗値は非常に高くなり、硬閉塞を標示する。 例で述べると、図16のタイムスロットTSnのTTAnは、タイムスロットT Sn-1のTTAn-1より0.5mmHgだけ大きい。このような増加は種々のエラー 因子による可能性が高く、必ずしも硬閉塞を標示するものとは限らない。しかし ながら、タイムスロットTSn+1のTTAn+1はタイムスロットTSnのTTAnよりも 2.5mmHg高い。TTAn+1がTTAnよりも2mmHgを超えて高いので、ス ルー限界を超えていることになる。図15に示すように、スルー限界検査146 が、隣接するTTA値間にあまりにも大きな差異があると判定すると、実行中の P0値は前のTTA+2mmHgに制限される。制限されたP0値を使用して抵抗 を求めるときには、大きな抵抗値となることが多く、システムは閉塞アラームを 発動することになる。 本発明の好適実施例及び代替実施例について説明及び図示してきたが、本発明 は、当業者の能力の範囲内で、且つ発明的才能の行使無しに、変更及び調整を加 えられる余地がある。それゆえ、本発明の真意と範囲を逸脱することなく、本発 明の形態、詳細、及び使用方法における様々な変更が行われうるであろうことを 理解されたい。従って、付随の請求項によるもの以外については、発明は限定さ れるものではない。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ファーカー アレン ビー アメリカ合衆国 カリフォルニア州 92117 サン ディエゴ ハノン コート 6220 【要約の続き】 ングは、多数の流体注入セグメントが共通ラインへと給 配されることにより生じる圧力応答漏話をろ過して除去 するために使用される。

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 1.流量制御装置が流体導管上で流体導管を通る流体のフローを制御するために 作動する、そのような流体送出アッセンブリにおける少なくとも1つのフロー パラメータをモニターするためのシステムにおいて、導管内で感知される圧力 に応えて圧力信号を提供するための導管に連結された圧力センサーと、疑似ラ ンダムパターンに従ってフローを発生させ、圧力信号を受信し、且つフローパ ラメータを求めるためにそれらの圧力信号を処理するように流量制御装置を制 御するプロセッサとから成ることを特徴とするシステム。 2.流量制御装置が流体導管上で流体導管を通る流体のフローを制御するために 作動する、そのような流体送出アッセンブリにおける少なくとも1つのフロー パラメータを求めるための方法において、(a)疑似ランダムパターンに従っ てフローを発生させるよう流量制御装置を制御する段階と、(b)導管内の圧 力をモニターし、モニターされた圧力に応えて信号を生成する段階と、 (c)フローパラメータを定めるために圧力信号を処理する段階とから成るこ とを特徴とする方法。
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Cited By (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2007516780A (ja) * 2003-12-29 2007-06-28 アニマス・コーポレイション 閉塞を検出するための方法およびシステム
JP2007520270A (ja) * 2003-12-31 2007-07-26 カーディナル ヘルス 303、インコーポレイテッド 容器側の圧力感知を使用する空容器の検出
JP2016187591A (ja) * 2012-05-24 2016-11-04 デカ・プロダクツ・リミテッド・パートナーシップ 流体を注入するためのシステム装置
JP2019502503A (ja) * 2015-11-04 2019-01-31 アジア パシフィック メディカル テクノロジー ディベロップメント カンパニー,リミテッド 管脈構造内のコンダクタンスを定量化するためのシステム及び方法
US10202971B2 (en) 2011-12-21 2019-02-12 Deka Products Limited Partnership Peristaltic pump
US10265463B2 (en) 2014-09-18 2019-04-23 Deka Products Limited Partnership Apparatus and method for infusing fluid through a tube by appropriately heating the tube
US10857293B2 (en) 2011-12-21 2020-12-08 Deka Products Limited Partnership Apparatus for infusing fluid
US11295846B2 (en) 2011-12-21 2022-04-05 Deka Products Limited Partnership System, method, and apparatus for infusing fluid
US11707615B2 (en) 2018-08-16 2023-07-25 Deka Products Limited Partnership Medical pump
US12002561B2 (en) 2022-03-30 2024-06-04 DEKA Research & Development Corp System, method, and apparatus for infusing fluid

Families Citing this family (76)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6213972B1 (en) * 1994-09-13 2001-04-10 Alaris Medical Systems, Inc. Fluid flow resistance monitoring system
US5827223A (en) * 1995-08-31 1998-10-27 Alaris Medical Systems, Inc. Upstream occulsion detection system
US6158965A (en) * 1996-07-30 2000-12-12 Alaris Medical Systems, Inc. Fluid flow resistance monitoring system
ES2150345B1 (es) * 1997-12-17 2001-05-16 Puig Jordi Renedo Mejoras en la regulacion de centrales de acondicionamiento de fluidos.
US6358237B1 (en) 1999-01-19 2002-03-19 Assistive Technology Products, Inc. Methods and apparatus for delivering fluids to a patient
US7645258B2 (en) 1999-12-01 2010-01-12 B. Braun Medical, Inc. Patient medication IV delivery pump with wireless communication to a hospital information management system
US6985870B2 (en) 2002-01-11 2006-01-10 Baxter International Inc. Medication delivery system
AU2003217379A1 (en) * 2002-02-15 2003-09-09 Somalogic, Inc. Methods and reagents for detecting target binding by nucleic acid ligands
US7087036B2 (en) * 2002-05-24 2006-08-08 Baxter International Inc. Fail safe system for operating medical fluid valves
US20040133186A1 (en) * 2003-01-06 2004-07-08 Shailendra Joshi Programmed pulsed infusion methods and devices
US20060135940A1 (en) * 2003-01-06 2006-06-22 The Trustees Of Columbia Programmed pulsed infusion methods and devices
US20060047261A1 (en) * 2004-06-28 2006-03-02 Shailendra Joshi Intra-arterial catheter for drug delivery
US8672875B2 (en) 2003-12-31 2014-03-18 Carefusion 303, Inc. Medication safety enhancement for secondary infusion
US7255683B2 (en) * 2003-12-31 2007-08-14 Cardinal Health 303, Inc. System for detecting the status of a vent associated with a fluid supply upstream of an infusion pump
US7585280B2 (en) * 2004-12-29 2009-09-08 Codman & Shurtleff, Inc. System and method for measuring the pressure of a fluid system within a patient
US7775966B2 (en) * 2005-02-24 2010-08-17 Ethicon Endo-Surgery, Inc. Non-invasive pressure measurement in a fluid adjustable restrictive device
US7658196B2 (en) * 2005-02-24 2010-02-09 Ethicon Endo-Surgery, Inc. System and method for determining implanted device orientation
US8016744B2 (en) 2005-02-24 2011-09-13 Ethicon Endo-Surgery, Inc. External pressure-based gastric band adjustment system and method
US7699770B2 (en) * 2005-02-24 2010-04-20 Ethicon Endo-Surgery, Inc. Device for non-invasive measurement of fluid pressure in an adjustable restriction device
US8066629B2 (en) * 2005-02-24 2011-11-29 Ethicon Endo-Surgery, Inc. Apparatus for adjustment and sensing of gastric band pressure
US7927270B2 (en) 2005-02-24 2011-04-19 Ethicon Endo-Surgery, Inc. External mechanical pressure sensor for gastric band pressure measurements
US7775215B2 (en) * 2005-02-24 2010-08-17 Ethicon Endo-Surgery, Inc. System and method for determining implanted device positioning and obtaining pressure data
JP2006314429A (ja) * 2005-05-11 2006-11-24 Japan Health Science Foundation 膀胱洗浄装置
US8870742B2 (en) 2006-04-06 2014-10-28 Ethicon Endo-Surgery, Inc. GUI for an implantable restriction device and a data logger
US8152710B2 (en) 2006-04-06 2012-04-10 Ethicon Endo-Surgery, Inc. Physiological parameter analysis for an implantable restriction device and a data logger
US10702174B2 (en) 2007-06-27 2020-07-07 Integra Lifesciences Corporation Medical monitor user interface
US20090099463A1 (en) * 2007-10-15 2009-04-16 Summit Doppler Systems, Inc. System and method for a non-supine extremity blood pressure ratio examination
US8454524B2 (en) * 2007-10-31 2013-06-04 DePuy Synthes Products, LLC Wireless flow sensor
US7842004B2 (en) * 2007-10-31 2010-11-30 Codman & Shurtleff, Inc. Wireless pressure setting indicator
US8480612B2 (en) * 2007-10-31 2013-07-09 DePuy Synthes Products, LLC Wireless shunts with storage
US9204812B2 (en) * 2007-10-31 2015-12-08 DePuy Synthes Products, LLC Wireless pressure sensing shunts
US8317752B2 (en) * 2007-12-18 2012-11-27 Hospira, Inc. Touch screen system and navigation and programming methods for an infusion pump
US8517990B2 (en) 2007-12-18 2013-08-27 Hospira, Inc. User interface improvements for medical devices
US8986253B2 (en) 2008-01-25 2015-03-24 Tandem Diabetes Care, Inc. Two chamber pumps and related methods
WO2010030390A1 (en) * 2008-09-15 2010-03-18 Leonid Grigorov Methods and devices having replaceable cartridge for programmable delivery of microdoses of liquid drugs and other fluids
US8408421B2 (en) 2008-09-16 2013-04-02 Tandem Diabetes Care, Inc. Flow regulating stopcocks and related methods
WO2010033878A2 (en) 2008-09-19 2010-03-25 David Brown Solute concentration measurement device and related methods
US9138078B2 (en) * 2009-04-15 2015-09-22 Southern Imperial, Inc. Retail merchandise hanger with mounting clip
EP3284494A1 (en) 2009-07-30 2018-02-21 Tandem Diabetes Care, Inc. Portable infusion pump system
US20120078126A1 (en) 2010-09-23 2012-03-29 Summit Doppler Systems, Inc. Validation of an oscillometric signal for use in a peripheral arterial disease evaluation
US9162023B2 (en) 2011-05-05 2015-10-20 Carefusion 303, Inc. Automated pressure limit setting method and apparatus
WO2013028497A1 (en) 2011-08-19 2013-02-28 Hospira, Inc. Systems and methods for a graphical interface including a graphical representation of medical data
WO2013090709A1 (en) 2011-12-16 2013-06-20 Hospira, Inc. System for monitoring and delivering medication to a patient and method of using the same to minimize the risks associated with automated therapy
ES2741725T3 (es) 2012-03-30 2020-02-12 Icu Medical Inc Sistema de detección de aire y método para detectar aire en una bomba de un sistema de infusión
US9375150B2 (en) 2012-04-25 2016-06-28 Summit Doppler Systems, Inc. Identification of pressure cuff conditions using frequency content of an oscillometric pressure signal
US9180242B2 (en) 2012-05-17 2015-11-10 Tandem Diabetes Care, Inc. Methods and devices for multiple fluid transfer
WO2014022513A1 (en) 2012-07-31 2014-02-06 Hospira, Inc. Patient care system for critical medications
US20140236119A1 (en) 2013-02-15 2014-08-21 Micrel Medical Devices S.A. Method for Processing Infusion Data and an Infusion Pump System
US9636070B2 (en) 2013-03-14 2017-05-02 DePuy Synthes Products, Inc. Methods, systems, and devices for monitoring and displaying medical parameters for a patient
US9173998B2 (en) 2013-03-14 2015-11-03 Tandem Diabetes Care, Inc. System and method for detecting occlusions in an infusion pump
US9421329B2 (en) 2013-03-15 2016-08-23 Tandem Diabetes Care, Inc. Infusion device occlusion detection system
US10046112B2 (en) 2013-05-24 2018-08-14 Icu Medical, Inc. Multi-sensor infusion system for detecting air or an occlusion in the infusion system
ES2845748T3 (es) 2013-05-29 2021-07-27 Icu Medical Inc Sistema de infusión y método de uso que impiden la sobresaturación de un convertidor analógico-digital
WO2014194089A1 (en) 2013-05-29 2014-12-04 Hospira, Inc. Infusion system which utilizes one or more sensors and additional information to make an air determination regarding the infusion system
US9581251B2 (en) * 2013-11-15 2017-02-28 Ivenix, Inc. Fluid flow regulator assembly
US10232111B2 (en) 2013-12-31 2019-03-19 Abbvie Inc. Pump, motor and assembly for beneficial agent delivery
ES2951290T3 (es) 2014-02-25 2023-10-19 Icu Medical Inc Sistema de monitoreo de paciente con señal de guardían (gatekeeper) y procedimiento correspondiente
US10342917B2 (en) 2014-02-28 2019-07-09 Icu Medical, Inc. Infusion system and method which utilizes dual wavelength optical air-in-line detection
CA2947045C (en) 2014-05-29 2022-10-18 Hospira, Inc. Infusion system and pump with configurable closed loop delivery rate catch-up
US11344668B2 (en) 2014-12-19 2022-05-31 Icu Medical, Inc. Infusion system with concurrent TPN/insulin infusion
US10850024B2 (en) 2015-03-02 2020-12-01 Icu Medical, Inc. Infusion system, device, and method having advanced infusion features
US9814824B2 (en) 2015-06-01 2017-11-14 Asia Pacific Medical Technology Development Company, Ltd Systems and methods for extracorporeal support
CA3002372C (en) 2015-10-19 2021-03-02 Icu Medical, Inc. Hemodynamic monitoring system with detachable display unit
US10265460B2 (en) 2015-11-04 2019-04-23 Asia Pacific Medical Technology Development Company, Ltd. Systems and methods for providing zones of selective thermal therapy
US10213542B2 (en) 2015-11-04 2019-02-26 Asia Pacific Medical Technology Development Company, Ltd Systems and methods for flow stagnation control
US11246985B2 (en) 2016-05-13 2022-02-15 Icu Medical, Inc. Infusion pump system and method with common line auto flush
US11324888B2 (en) 2016-06-10 2022-05-10 Icu Medical, Inc. Acoustic flow sensor for continuous medication flow measurements and feedback control of infusion
BR112019012214A8 (pt) 2016-12-15 2023-03-28 Baxter Int Sistema e método para monitorar e determinar parâmetros do paciente a partir de forma de onda venosa detectada
EP3501571B1 (en) 2017-12-22 2024-04-10 Baxter International Inc. Infusion set for measuring vital signals of a patient comprising a compliance element and a reflective element
US10089055B1 (en) 2017-12-27 2018-10-02 Icu Medical, Inc. Synchronized display of screen content on networked devices
US11039754B2 (en) 2018-05-14 2021-06-22 Baxter International Inc. System and method for monitoring and determining patient parameters from sensed venous waveform
US11278671B2 (en) 2019-12-04 2022-03-22 Icu Medical, Inc. Infusion pump with safety sequence keypad
US11738142B2 (en) 2020-03-06 2023-08-29 Carefusion 303, Inc. Fluid pump with adaptive filter
CN116322835A (zh) * 2020-04-28 2023-06-23 康尔福盛303公司 输注装置中的快速阻塞检测
WO2022020184A1 (en) 2020-07-21 2022-01-27 Icu Medical, Inc. Fluid transfer devices and methods of use
US11135360B1 (en) 2020-12-07 2021-10-05 Icu Medical, Inc. Concurrent infusion with common line auto flush

Family Cites Families (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4460358A (en) * 1980-11-07 1984-07-17 Ivac Corporation Combined load and latch mechanism for fluid flow control apparatus
US4534756A (en) * 1983-04-11 1985-08-13 Ivac Corporation Fault detection apparatus and method for parenteral infusion system
US4710163A (en) * 1986-06-06 1987-12-01 Ivac Corporation Detection of fluid flow faults in the parenteral administration of fluids
US4898576A (en) * 1986-06-06 1990-02-06 Philip James H Intravenous fluid flow monitor
US4743228A (en) * 1986-08-18 1988-05-10 Ivac Corporation Fluid flow monitoring method and system
US4979940A (en) * 1988-03-08 1990-12-25 Baxter International Inc. Infusion system, methodology, and algorithm for identifying patient-induced pressure artifacts
US4938079A (en) * 1989-03-06 1990-07-03 Ivac Corporation Thermal transit time flow measurement system
US5087245A (en) * 1989-03-13 1992-02-11 Ivac Corporation System and method for detecting abnormalities in intravascular infusion
US5190041A (en) * 1989-08-11 1993-03-02 Palti Yoram Prof System for monitoring and controlling blood glucose
US5103211A (en) * 1989-11-02 1992-04-07 Ivac Corporation Apparatus for detecting fluid line occlusion
US5096385A (en) * 1989-11-08 1992-03-17 Ivac Corporation Method and system for upstream occlusion detection
US5213573A (en) * 1991-08-05 1993-05-25 Imed Corporation Iv administration set infiltration monitor
DE69315450T2 (de) * 1992-01-22 1998-05-20 Alaris Medical Systems Inc N D Zustandbestimmung einer Flüssigkeitsschlauchleitung
US5423743A (en) * 1993-09-17 1995-06-13 Ivac Corporation Cannula position detection
US5609576A (en) * 1994-09-13 1997-03-11 Ivac Medical Systems, Inc. Fluid flow impedance monitoring system

Cited By (23)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2007516780A (ja) * 2003-12-29 2007-06-28 アニマス・コーポレイション 閉塞を検出するための方法およびシステム
JP4926721B2 (ja) * 2003-12-29 2012-05-09 アニマス・コーポレイション 閉塞を検出するための方法およびシステム
JP2007520270A (ja) * 2003-12-31 2007-07-26 カーディナル ヘルス 303、インコーポレイテッド 容器側の圧力感知を使用する空容器の検出
US10753353B2 (en) 2011-12-21 2020-08-25 Deka Products Limited Partnership Peristaltic pump
US11024409B2 (en) 2011-12-21 2021-06-01 Deka Products Limited Partnership Peristaltic pump
US10202971B2 (en) 2011-12-21 2019-02-12 Deka Products Limited Partnership Peristaltic pump
US10202970B2 (en) 2011-12-21 2019-02-12 Deka Products Limited Partnership System, method, and apparatus for infusing fluid
US11779703B2 (en) 2011-12-21 2023-10-10 Deka Products Limited Partnership Apparatus for infusing fluid
US10288057B2 (en) 2011-12-21 2019-05-14 Deka Products Limited Partnership Peristaltic pump
US10316834B2 (en) 2011-12-21 2019-06-11 Deka Products Limited Partnership Peristaltic pump
US11756662B2 (en) 2011-12-21 2023-09-12 Deka Products Limited Partnership Peristaltic pump
US10857293B2 (en) 2011-12-21 2020-12-08 Deka Products Limited Partnership Apparatus for infusing fluid
US11705233B2 (en) 2011-12-21 2023-07-18 Deka Products Limited Partnership Peristaltic pump
US11295846B2 (en) 2011-12-21 2022-04-05 Deka Products Limited Partnership System, method, and apparatus for infusing fluid
US11348674B2 (en) 2011-12-21 2022-05-31 Deka Products Limited Partnership Peristaltic pump
US11373747B2 (en) 2011-12-21 2022-06-28 Deka Products Limited Partnership Peristaltic pump
US11511038B2 (en) 2011-12-21 2022-11-29 Deka Products Limited Partnership Apparatus for infusing fluid
JP2016187591A (ja) * 2012-05-24 2016-11-04 デカ・プロダクツ・リミテッド・パートナーシップ 流体を注入するためのシステム装置
US11672903B2 (en) 2014-09-18 2023-06-13 Deka Products Limited Partnership Apparatus and method for infusing fluid through a tube by appropriately heating the tube
US10265463B2 (en) 2014-09-18 2019-04-23 Deka Products Limited Partnership Apparatus and method for infusing fluid through a tube by appropriately heating the tube
JP2019502503A (ja) * 2015-11-04 2019-01-31 アジア パシフィック メディカル テクノロジー ディベロップメント カンパニー,リミテッド 管脈構造内のコンダクタンスを定量化するためのシステム及び方法
US11707615B2 (en) 2018-08-16 2023-07-25 Deka Products Limited Partnership Medical pump
US12002561B2 (en) 2022-03-30 2024-06-04 DEKA Research & Development Corp System, method, and apparatus for infusing fluid

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WO1998004303A1 (en) 1998-02-05

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