專(zhuān)利名稱(chēng)：用于操作電動(dòng)蠕動(dòng)軟管泵的方法和裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種用于操作用來(lái)在軟管線中輸送流體的電動(dòng)蠕動(dòng)軟管泵 的方法和裝置。本發(fā)明還涉及一種用于操作體外血液處理設(shè)備的電動(dòng)蠕動(dòng) 軟管泵的方法以及具有用于操作蠕動(dòng)軟管泵的裝置的體外血液處理設(shè)備。
背景技術(shù)：
就體外血液處理、例如血液透析而言，待處理的血液在體外血液回路 中流過(guò)透析器的血液室，該透析器被半透膜分成血液室和透析流體室，同 時(shí)就透析流體系統(tǒng)而言，透析流體流過(guò)透析流體室。體外血液回路具有通 向血液室的動(dòng)脈軟管線和離開(kāi)血液室的靜脈軟管線。已知的血液透析設(shè)備 具有血液泵，其通常被設(shè)置在透析器的血液室的上游以便確保在體外血液 回路中具有足夠的血液流量。對(duì)血液泵有很高的技術(shù)要求。因此只有特定類(lèi)型的泵才加以考慮。輸 送患者血液通過(guò)動(dòng)脈和靜脈軟管線的軟管泵是已在實(shí)踐中經(jīng)過(guò)反復(fù)考驗(yàn)過(guò) 的。根據(jù)它們的操作模式，軟管泵也稱(chēng)做蠕動(dòng)泵。該泵的工作是基于至少一個(gè)堵塞(occlusion)沿著用作泵送空間的彈性軟管線運(yùn)動(dòng)，從而沿著輸 送方向移動(dòng)被包封的流體這一事實(shí)的。關(guān)于最常見(jiàn)的軟管泵設(shè)計(jì)，其調(diào)節(jié)方式是在被移動(dòng)的壓縮點(diǎn)上完全堵 塞彈性軟管。因此，這些泵也被稱(chēng)做堵塞式軟管泵。在泵的軟管中傳送血 液的移動(dòng)壓縮點(diǎn)或堵塞可以從這個(gè)技術(shù)角度以各種方式產(chǎn)生。滾子泵是公知的，其中軟管4皮插在定子和轉(zhuǎn)子之間，所述定子形成彎 曲滾子路徑作為反軸承(counter-bearing),所述轉(zhuǎn)子以可轉(zhuǎn)動(dòng)的方式裝 配在所述定子中并裝有滾子，從而滾子能夠沿著輸送方向在軟管上滾軋。優(yōu)選，滾子彈簧支承在轉(zhuǎn)子上以便向軟管施加壓力。指狀泵(fmger pump ) 也是公知的，其中壓縮點(diǎn)或堵塞由沿著軟管設(shè)置的一系列活動(dòng)壓頭(指頭) 產(chǎn)生。在 Dialysetechnik 第 4 版 ， Gesellschaft fiir angewandte Medizintechnik m.b.H & Co.KG， Friedrichsdorf, 1988中給出了對(duì)滾子泵 和指狀泵的各種設(shè)計(jì)的綜述。電動(dòng)的蠕動(dòng)軟管泵被用于已知的血液處理設(shè)備中，該設(shè)備不僅是用于 輸送血液的，而且還可以是用于輸送其他流體。當(dāng)這種軟管泵被用在醫(yī)療 技術(shù)設(shè)備、尤其血液處理設(shè)備中時(shí)，對(duì)它們的正確操作具有很高的要求。在滾子泵的操作期間，會(huì)出現(xiàn)這樣的問(wèn)題，即在流動(dòng)阻力變大時(shí)， 不再能夠形成對(duì)軟管線的完全堵塞。反之，滾子開(kāi)始從軟管線上升起。在 這種情況下，滾子泵的正確操作不再得到保證。US 5,629,871描述了 一種用于監(jiān)測(cè)血液透析設(shè)備的各個(gè)子組件的功能 狀態(tài)的方法和裝置。這些組件還包括軟管泵，因此這種泵的電流或電壓得 到監(jiān)測(cè)以便推斷該泵的功能狀態(tài)。可以從US 4,781,525中了解如何利用泵 電流確定輸送速度。WO 97/45150描述了一種用于確定泵的輸送壓力的方法，其中泵的電 流被求出。由于在某些環(huán)境下輸送壓力與泵電流之間會(huì)偏離線性關(guān)系，因 此提出要使用校準(zhǔn)曲線。發(fā)明內(nèi)容本發(fā)明要解決的問(wèn)題是提供一種用于操作電動(dòng)蠕動(dòng)軟管泵、尤其是體 外血液處理設(shè)備的軟管泵的方法和裝置，其分別允許可靠地監(jiān)測(cè)軟管泵的 正確操作。這個(gè)問(wèn)題通過(guò)權(quán)利要求1和9的特征得以解決。本發(fā)明的有利*是 從屬權(quán)利的主題。本發(fā)明基于這樣的認(rèn)識(shí)，即隨著電動(dòng)蠕動(dòng)泵的移動(dòng)體、例如滾子泵 的滾子完全或部分堵塞軟管線，電動(dòng)泵的功耗發(fā)生變化。本發(fā)明基于確定 泵所消耗的功率或與該功率相關(guān)的物理量，例如泵所消耗的電流，和從#皮 測(cè)物理量中確定不發(fā)生周期變化的直流分量和發(fā)生周期變化并且與該直流 分量疊加的交流分量。為了監(jiān)測(cè)軟管泵的正確操作，在血液處理期間進(jìn)行 監(jiān)測(cè)，以確定功耗的交流分量如何相對(duì)于功耗的直流分量變大或減小。然 后基于直流分量和交流分量推斷存在軟管泵的不正確操作，尤其是當(dāng)存在 直流分量的特征時(shí)間相關(guān)變化和交流分量的時(shí)間相關(guān)變化時(shí)。在優(yōu)選的實(shí)施例中，通過(guò)在預(yù)定的時(shí)間間隔內(nèi)確定直流分量的時(shí)間相 關(guān)變化與交流分量的時(shí)間相關(guān)變化的相互關(guān)系來(lái)估算功耗，從而基于軟管 泵操作期間在預(yù)定時(shí)間間隔上直流分量與交流分量的時(shí)間相關(guān)變化之間的 確定關(guān)系上的時(shí)間相關(guān)變化來(lái)推斷存在軟管泵的不正確操作。本發(fā)明尤其基于這樣的認(rèn)識(shí)，即交流分量與直流分量的時(shí)間相關(guān)變 化的商值是指示蠕動(dòng)泵的移動(dòng)體是完全堵塞軟管線還是部分堵塞軟管線的 特征量。優(yōu)選，在血液處理期間監(jiān)測(cè)該商值，以便在該商值低于特定極值 時(shí)能夠推斷出完全堵塞不再存在。取決于極值的水平，能夠確定堵塞的程 度，其中如果低于這個(gè)程度則認(rèn)為泵的操作不正確。有利的是，也可以定 義多個(gè)極值，其揭示堵塞消失的開(kāi)始或允許只在堵塞已經(jīng)至少部分消除時(shí) 得出存在故障的結(jié)論。在可選的優(yōu)選實(shí)施例中，不去確定預(yù)定時(shí)間間隔上交流和直流分量上 的時(shí)間相關(guān)變化，即函數(shù)的導(dǎo)數(shù)或曲線的梯度，而是在軟管泵的操作期間 在預(yù)定時(shí)間間隔上計(jì)算交流分量(d/dt AAC )與直流分量(IDC )的商值(AAC /IDC)，并且將其與預(yù)定極值作比較，因此如果該商值低于預(yù)定極值，則 斷定對(duì)軟管泵的堵塞不夠。然而，也可以求出直流與交流分量的商值，因 此如果該商值超過(guò)預(yù)定極值，則斷定對(duì)軟管泵的堵塞不夠。然而，其他項(xiàng)也可用于估算，只要它們只在堵塞開(kāi)始時(shí)引起被計(jì)算的量發(fā)生特征變化。與泵的功糾目關(guān)的被測(cè)物理量的交流分量與泵的設(shè)計(jì)有關(guān)。交流分量 的頻率特別依賴(lài)于滾子泵的滾子數(shù)。由于轉(zhuǎn)子的頻率是已知的，因此能夠 容易地確定該交流分量。包括例如傅立葉分析在內(nèi)的已知數(shù)學(xué)方法都適用 于此。根據(jù)本發(fā)明的裝置具有用于確定功耗或與功耗相關(guān)的物理量的直流分 量和交流分量的工具，和用于確定軟管泵的不正確操作的工具。根據(jù)本發(fā) 明的裝置能夠形成獨(dú)立的組件，或者成為已知血液處理設(shè)備的組成部分。根據(jù)本發(fā)明的方法和根據(jù)本發(fā)明的裝置在體外血液處理設(shè)備，例如血 液透析設(shè)備中的使用已被證實(shí)特別有利于監(jiān)測(cè)設(shè)置在體外血液回路中的血 液泵的正確操作。然而，也可以使用根據(jù)本發(fā)明的方法和裝置來(lái)監(jiān)測(cè)醫(yī)療 技術(shù)設(shè)備或普通機(jī)械結(jié)構(gòu)中的所有其他軟管泵的操作。


下面參見(jiàn)附圖更詳細(xì)地解釋本發(fā)明的實(shí)施例的實(shí)例。在附圖中圖1示出了根據(jù)本發(fā)明的體外血液處理設(shè)備，其具有根據(jù)本發(fā)明的用 于血液處理設(shè)備的軟管泵的操作的裝置；圖2示出了在透析處理期間，血液泵功耗的直流分量和交流分量隨處 理周期的變化；以及圖3a - 3b示出了在軟管線完全堵塞、堵塞開(kāi)始消失時(shí)和不完全堵塞的 情況下，在滾子泵操作期間的動(dòng)態(tài)壓力特性。
具體實(shí)施方式
體外血液處理設(shè)備，尤其是血液透析設(shè)備，具有透析器1，其被半透 膜2分成血液室3和透析流體室4。動(dòng)脈血線5，其中結(jié)合有血液泵6，從 患者開(kāi)始通向血液室3的入口，同時(shí)靜脈血線7^/ok液室的出口開(kāi)始經(jīng)由 滴注室8通向患者。電磁致動(dòng)的關(guān)閉閥12在滴注器8的下游祐:設(shè)置在靜脈 軟管線7中。新鮮的透析流體被準(zhǔn)備在透析流體源12中。透析流體供應(yīng)線13從透 析流體源12開(kāi)始通向透析器1的透析流體室4的入口 ，同時(shí)透析流體排放 線14從透析流體室的出口開(kāi)始通向排出管9。透析流體泵15被結(jié)合在透
析流體排放線14中。血液泵6是電動(dòng)的蠕動(dòng)軟管泵，尤其是滾子泵，因此動(dòng)脈和靜脈血線 5、 7是插入滾子泵6中的柔性軟管線。靜脈關(guān)閉閥12是電磁致動(dòng)的軟管 夾。透析設(shè)備具有控制單元16，其經(jīng)由控制線16、 17與血液泵6和透析 流體泵15相連?？刂茊卧?6為血液泵6和透析流體泵12的操作提供特定 的電壓或特定的電流，以使得血液以預(yù)定的血液流動(dòng)速度Qb在血線5、 7 中流動(dòng)，而透析流體以預(yù)定的透析流體速度Qd在透析流體線13、 14中流 動(dòng)。此外，控制單元16經(jīng)由控制線19來(lái)致動(dòng)靜脈關(guān)閉閥12。除控制單元16之外，血液處理設(shè)備具有計(jì)算和分析單元20，其經(jīng)由 數(shù)據(jù)線21與控制單元16進(jìn)行通信。計(jì)算和分析單元20經(jīng)由另外的數(shù)據(jù)線 22與報(bào)警單元23相連，該報(bào)警單元23發(fā)出光學(xué)和/或聲學(xué)警報(bào)。為了測(cè)量靜脈血線7中的壓力，在滴注室8處設(shè)有靜脈壓力傳感器24， 其經(jīng)由數(shù)據(jù)線25與計(jì)算和分析單元20相連。透析設(shè)備還可以具有其他部件，例如平衡裝置和超過(guò)濾裝置，然而為 了更加清晰，并未示出這些裝置。在實(shí)施例的當(dāng)前實(shí)例中，根據(jù)本發(fā)明的用于血液泵6的操作的裝置被 描述成體外血液處理設(shè)備的組成部分，從而能夠監(jiān)測(cè)血液泵的正確操作。 然而，原則上也能夠監(jiān)測(cè)所涉及的其他泵、例如置換泵的正確操作。盡管在實(shí)施例的當(dāng)前實(shí)例中，用于電動(dòng)蠕動(dòng)軟管泵的操作的裝置凈皮描 述成與體外血液處理設(shè)備相連，但是用于軟管泵的操作的這種裝置也可以 形成獨(dú)立子組件，其可以被用在所有的用于監(jiān)測(cè)軟管泵的正確操作的醫(yī)療 技術(shù)設(shè)備中。下面詳細(xì)解釋用于血液泵6的操作的裝置的操作模式。 血液泵6是滾子泵。由于滾子泵是眾所周知的，因此不需要進(jìn)行詳細(xì) 的描述。圖3a-3c示出了滾子泵的操作模式的示意圖，其中僅示出了滾子 25中的一個(gè)。滾子25以可旋轉(zhuǎn)的方式裝配在未示出的轉(zhuǎn)子上。軟管線， 在當(dāng)前實(shí)例中為動(dòng)脈血線5，被設(shè)在滾子25與定子27之間，其中定子27 形成滾子路徑28作為反軸承。圖3a-3c示出的只是示意圖。就滾子泵而言，滾子路徑在繞裝有滾子 的轉(zhuǎn)子的弧形中延伸。滾子25以彈簧支承在轉(zhuǎn)子上的方式被預(yù)拉伸抵靠滾 子路徑28，以便滾子能夠從軟管線上升起。圖3a示出了滾子25完全堵塞軟管線的例子，圖3b示出了滾子正開(kāi)始 從軟管線上升起的例子，而圖3c示出了軟管線不再^L滾子完全堵塞以致于 血液泵不再正確操作的例子。血液泵的操作的監(jiān)測(cè)基于對(duì)泵的功耗的估算。該功耗可根據(jù)血液泵6 的直流電才幾上的電壓與流入該電4幾的電流的乘積計(jì)算出。然而，確定與功 率相關(guān)的量值也就夠了。由于電壓可被認(rèn)為是恒量，因此僅測(cè)量電機(jī)電流 就夠了。應(yīng)指出原則上也可以用交流電^4區(qū)動(dòng)血液泵。在體外血液處理期間，透析器中的流動(dòng)阻力會(huì)變大(凝血)。這導(dǎo)致 血液泵6上游和透析器1下游的動(dòng)脈血線5中的壓力升高，但這不能通過(guò) 靜脈壓力傳感器24測(cè)量到。血液泵6的功耗隨著動(dòng)脈壓力變大而變大。對(duì)功耗的分析表明泵所消耗的功率或者與該功率相關(guān)的物理量既具 有不進(jìn)行周期性變化的直流分量，又具有進(jìn)行周期性變化的交流分量。圖2關(guān)于直流分量(DC)和交流分量(AC)示出了隨時(shí)間變化的血 液泵功耗。如果血液泵完全堵塞，那么AC功耗的大小正比于DC功耗的大小。 在這種情況下，通過(guò)合適的定標(biāo)可使這些曲線重合。然而，如果血液泵的 滾子從血液軟管段上升起從而使得泵的輸送速度變小的話，那么這種重合 就不存在了 。在圖2中用圖表出了用血液替代品進(jìn)行體外透析處理的過(guò)程。 在這種處理期間，血液替代品因過(guò)度超濾而變稠至4吏透析器凝血的程度， 從而使得透析器中的流動(dòng)阻力不斷變大，直至阻力因動(dòng)態(tài)壓力增加而超過(guò) 泵的滾子的回復(fù)力，并且堵塞開(kāi)始消失。雖然電機(jī)的平均功耗因軟管段中 的高流動(dòng)阻力而變大，但是由于泵的滾子的行程減小了，所以電機(jī)功耗的 調(diào)制寬度變小。圖3a-3c表明AC功耗的振幅隨著堵塞的消失而減小，而DC功耗 隨著堵塞的消失而變大。根據(jù)本發(fā)明的血液處理設(shè)備的操作如下為了準(zhǔn)備透析處理，控制單元16設(shè)定血液流動(dòng)速度Qb的數(shù)值，該數(shù) 值非常小以致于通過(guò)透析器時(shí)的流動(dòng)阻力可以忽略不計(jì)。于是，透析器1 上游的動(dòng)脈血線5中的壓力對(duì)應(yīng)靜脈壓力傳感器24測(cè)出的壓力?，F(xiàn)在測(cè)量 泵6的電流。所測(cè)出的泵電流Ipi對(duì)應(yīng)于壓力Pven。(公式1) I(P=Pven(Qb 0))= Ipl然后，控制單元16關(guān)閉靜脈關(guān)閉閥12以及透析流體供應(yīng)線和排;^文線 13、 14中的其他閥門(mén)(為了更加清晰，未示出這些閥門(mén))，從而使得血液 泵6現(xiàn)在對(duì)抗?jié)L子的回復(fù)力在特定位置所產(chǎn)生的壓力。就實(shí)際用到的滾子 泵而言，這種壓力從4支術(shù)上講和才艮據(jù)標(biāo)準(zhǔn)處于約1.6-1.8bar之間。因此， 血液泵的電流消耗對(duì)應(yīng)于1.6-1.8bar的壓力。(公式2 ) I(P=P。CC)= Ip2可以根據(jù)功耗與透析器上游壓力p (I)之間的線性關(guān)系，從電流消耗I中 確定該壓力 (公式3 )<formula>formula see original document page 11</formula>公式3中給出的這些量對(duì)于計(jì)算和分析單元20來(lái)說(shuō)是可得到的。在以最小 的輸送速度操作血液泵6的同時(shí)，其中電流Ip!被測(cè)量或由控制單元16預(yù) 先設(shè)定，用靜脈壓力傳感器24測(cè)出靜脈壓力Pven。設(shè)定動(dòng)脈血線6中的壓 力P。"為處于1.6與1.8bar之間的值，其與泵的類(lèi)型有關(guān)。在血液處理期間，根據(jù)公式3由計(jì)算和分析單元20連續(xù)計(jì)算動(dòng)脈血線
5中的動(dòng)樂(lè)>壓力。此外，在血液處理期間，計(jì)算和分析單元20從功耗或與功耗相關(guān)的物 理量中，尤其從泵電流中連續(xù)地確定直流分量(DC功耗)和交流分量(AC 功耗)。從轉(zhuǎn)子頻率與滾子數(shù)的乘積中得到的頻率構(gòu)成交流分量的基礎(chǔ)。 只要血液泵完全堵塞軟管線，那么AC功耗AAc的振幅的時(shí)間相關(guān)變化與 DC功耗lDc上的時(shí)間相關(guān)變化的商值為恒量，即振幅調(diào)制Aac與平均直流 消耗IDC值的的梯度彼此之間成線性關(guān)系。 (公式4 )其中，以T作為關(guān)于滾子數(shù)標(biāo)準(zhǔn)化的血液泵的周期，0作為相位的標(biāo)準(zhǔn)化， 即調(diào)制量AAc與積分區(qū)間中用到的三角函數(shù)Sin(x)之間的相移量，下列公 式成立 (公式5 )(公式6)<formula>formula see original document page 12</formula>如果公式4中給出的比值不再是恒量而是開(kāi)始趨向于零，則血液泵的堵塞 變小，即血液泵的滾子從軟管段上升起。當(dāng)該比值為負(fù)數(shù)時(shí)，尤其如此。 (公式7 )<formula>formula see original document page 13</formula>在堵塞完全消除的情形下，下列公式成立: <formula>formula see original document page 13</formula>
在處理期間，計(jì)算和分析單元20根據(jù)公式4連續(xù)計(jì)算AC功耗AAC 的時(shí)間相關(guān)變化與DC功耗Ioc的時(shí)間相關(guān)變化的商值。計(jì)算和分析單元 20具有微處理器，其用于執(zhí)行必要的計(jì)算操作，尤其用于形成差分。計(jì)算和分析單元20將所確定的商值與預(yù)定極值作比較。在所確定的商 值大于第一預(yù)定極值，即該商值為恒量(公式4)的情況下，認(rèn)為血液泵6 完全堵塞動(dòng)脈血線5 (圖3a)。然而，如果低于第一預(yù)定極值，那么計(jì)算 和分析單元20產(chǎn)生第一警報(bào)信號(hào)，以使得報(bào)警單元23發(fā)出第一光學(xué)和/ 或聲學(xué)警報(bào)，其發(fā)出信號(hào)通知血液泵的滾子正開(kāi)始從軟管線上升起(圖 3b)。如果低于另一第二極值，其比第一極值小，那么計(jì)算和分析單元產(chǎn) 生第二警才艮信號(hào)，以4吏得報(bào)警裝置發(fā)出第二警報(bào)，其發(fā)出信號(hào)通知血液泵 不再完全堵塞軟管線(圖3c)。軟管泵的操作于是不再正確，因?yàn)橛捎谕?析器1中的流動(dòng)阻力變大，動(dòng)脈血線5中的壓力已經(jīng)超過(guò)了預(yù)定極值。 在一個(gè)可選實(shí)施例中，不將商值與極值進(jìn)行比較，而是以下列方式從 邏輯上將預(yù)定時(shí)間間隔上功耗的直流分量和交流分量的時(shí)間相關(guān)變化聯(lián)系 在一起，即，測(cè)量這些量的增量(梯度)。如果功耗的直流分量和交流分量都增加，那么得出的結(jié)論是動(dòng)脈壓力 正在變大。如果只有功耗的直流分量增加而功耗的交流分量保持不變，那 么得出的結(jié)論是血液泵的堵塞正開(kāi)始變小。如果隨著功耗的直流分量變大， 功耗的交流分量開(kāi)始變小，那么得出的結(jié)論是血液泵的滾子已經(jīng)從軟管線 上升起。在泵的滾子升起之后功耗直流分量和交流分量都保持不變的情況下，計(jì)算和分析單元20確定血液泵6此時(shí)不再進(jìn)行輸送。原則上，也能夠?qū)⑦@兩種評(píng)估過(guò)程相互聯(lián)系起來(lái)，從而既考慮超出或低于預(yù)定極值的事實(shí)，又考慮功耗的直流和交流分量的邏輯AND聯(lián)系。 也可以只監(jiān)測(cè)直流分量和交流分量的商值。從圖2中可以看到，只要泵正以非堵塞的方式操作，該商值在一定范圍內(nèi)是保持不變的。然而，曲線形狀后來(lái)出現(xiàn)偏差導(dǎo)致商值發(fā)生變化(變小)，這作為故障被檢測(cè)到。
權(quán)利要求
1. 一種用于操作電動(dòng)蠕動(dòng)軟管泵的方法，所述電動(dòng)蠕動(dòng)軟管泵用于在軟管線中輸送流體，其中在泵的操作期間，確定泵所消耗的功率或與該功率相關(guān)的物理量，其特征在于從被測(cè)物理量中確定不發(fā)生周期變化的直流分量和發(fā)生周期變化并且疊加在該直流分量上的交流分量，從而在軟管泵的操作期間，基于該直流分量和交流分量推斷存在軟管泵的不正確操作。
2. 如權(quán)利要求l所述的方法，其特征在于在軟管泵的操作期間， 在預(yù)定時(shí)間間隔上，確定直流分量的時(shí)間相關(guān)變化(d/dtIDC)與交流分量 的時(shí)間相關(guān)變化(d/dt AAC)的相互關(guān)系，從而在軟管泵的操作期間，基 于在預(yù)定時(shí)間間隔上直流分量的時(shí)間相關(guān)變化與交流分量的時(shí)間相關(guān)變化 之間的確定關(guān)系中的時(shí)間相關(guān)變化，來(lái)推斷存在軟管泵的不正確操作。
3. 如權(quán)利要求2所述的方法，其特征在于在預(yù)定時(shí)間間隔上計(jì)算 交流分量的時(shí)間相關(guān)變化(d/dt AAC )與直流分量的時(shí)間相關(guān)變化(d/dt IDc ) 的商值(d AAC/dIDC)，并將其與預(yù)定極值作比較，從而，如果該商值低 于預(yù)定極值，則推斷對(duì)軟管泵的堵塞不夠。
4. 如權(quán)利要求l所述的方法，其特征在于在預(yù)定時(shí)間間隔上計(jì)算 交流分量(AAC)與直流分量(IDC)的商值(AAC/IDC)，并將其與預(yù)定極 值作比較，從而，如果該商值低于預(yù)定極值，則推斷對(duì)軟管泵的堵塞不夠。
5. 如權(quán)利要求1-4中任一項(xiàng)所述的方法，其特征在于所述軟管 泵是堵塞式的滾子泵，其中，軟管線被插在定子和轉(zhuǎn)子之間，所述定子形 成滾子路徑作為反軸承，所述轉(zhuǎn)子裝有以可旋轉(zhuǎn)的方式裝配的滾子。
6. 如權(quán)利要求1-5中任一項(xiàng)所述的方法，其特征在于從與功率 相關(guān)的物理量中確定軟管泵下游的壓力。
7. 如權(quán)利要求1-6中任一項(xiàng)所述的方法，其特征在于體外血液 處理設(shè)備的電動(dòng)蠕動(dòng)軟管泵被操作。
8. 如權(quán)利要求1-7中任一項(xiàng)所述的方法，其特征在于所述蠕動(dòng) 軟管泵被設(shè)置在動(dòng)脈軟管線上，該動(dòng)脈軟管線通向血液處理單元，從所述 血液處理單元引出靜脈軟管線，其中，所述動(dòng)脈軟管線和靜Jl^t管線與該 血液處理單元一起形成體外血液回路。
9. 一種用于操作電動(dòng)蠕動(dòng)軟管泵的裝置，所述電動(dòng)蠕動(dòng)軟管泵用于 在軟管線中輸送流體，所述裝置具有用于確定在泵操作期間泵所消耗的功 率或與該功率相關(guān)的物理量的工具(16， 20)，該裝置的特征在于該裝 置具有用于從^皮測(cè)物理量中確定不發(fā)生周期變化的直流分量和發(fā)生周期變化 的交流分量的工具(16， 20);以及用于確定軟管泵的不正確操作的工具(16, 20)，其被設(shè)計(jì)成在軟管 泵操作期間基于直流分量和交流分量推斷存在軟管泵的不正確操作。
10. 如權(quán)利要求9所述的裝置，其特征在于用于確定軟管泵的不正 確操作的工具(16， 20)被設(shè)計(jì)成，確定在軟管泵操作期間在預(yù)定時(shí)間間 隔上的直流分量的時(shí)間相關(guān)變化(d/dt IDC)與交流分量的時(shí)間相關(guān)變化(d/dt AAC)的相互關(guān)系，從而基于在軟管泵操作期間在預(yù)定時(shí)間間隔上 的直流分量的時(shí)間相關(guān)變化與交流分量的時(shí)間相關(guān)變化之間的確定關(guān)系中 的時(shí)間相關(guān)變化，來(lái)推斷存在軟管泵的不正確操作。
11. 如權(quán)利要求10所述的裝置，其特征在于用于確定軟管泵的不 正確操作的工具(16， 20),皮設(shè)計(jì)成，在軟管泵操作期間在預(yù)定時(shí)間間隔 上計(jì)算交流分量的時(shí)間相關(guān)變化(d/dt AAC)與直流分量的時(shí)間相關(guān)變化(d/dtIDC)的商值(dAAC/dIDC)，并且將其與預(yù)定極值作比較，從而， 如果該商值低于預(yù)定極值，則推斷對(duì)軟管泵的堵塞不夠。
12. 如權(quán)利要求9所述的裝置，其特征在于用于確定軟管泵的不正 確操作的工具(16， 20)被i殳計(jì)成，在軟管泵操作期間在預(yù)定時(shí)間間隔上 計(jì)算交流分量(AAC)與直流分量(IDC)的商值(AAC/IDC)，并將其與預(yù) 定極值作比較，從而，如果該商值低于預(yù)定極值，則推斷對(duì)軟管泵的堵塞 不夠。
13. 如權(quán)利要求9-l2中任一項(xiàng)所述的裝置，其特征在于所述軟管 泵是堵塞式的滾子泵(6)，其中，軟管線被設(shè)置在定子和轉(zhuǎn)子之間，所述 定子形成滾子路徑作為反軸承，所述轉(zhuǎn)子裝有以可旋轉(zhuǎn)的方式裝配的滾子。
14. 如權(quán)利要求9-13中任一項(xiàng)所述的裝置，其特征在于該裝置具 有用于確定軟管泵的下游壓力的工具(13)，該工具被設(shè)計(jì)成從與功率相 關(guān)的物理量中確定軟管泵下游的壓力。
15. —種具有電動(dòng)蠕動(dòng)軟管泵(6)的血液處理設(shè)備，其特征在于 該血液處理設(shè)備具有如權(quán)利要求9-14中任一項(xiàng)所述的用于操作該蠕動(dòng)軟 管泵(6)的裝置。
16. 如權(quán)利要求15所述的血液處理設(shè)備，其特征在于該血液處理 設(shè)備具有血液處理單元(1),動(dòng)脈軟管線(5)通向該血液處理單元(1) 并且從所述血液處理單元(1)引出靜脈軟管線(7)，其中，所述電動(dòng)蠕 動(dòng)軟管泵(6)被設(shè)置在所述動(dòng)脈軟管線(5)中。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種用于操作電動(dòng)蠕動(dòng)軟管泵、尤其是用于在醫(yī)療技術(shù)裝置、尤其體外血液處理裝置中輸送流體的軟管泵的方法和裝置。為了監(jiān)測(cè)軟管泵的正常操作，監(jiān)測(cè)該泵的功耗或與該功耗相關(guān)的物理變量，尤其是泵的流量。根據(jù)本發(fā)明，該泵的流量包括疊加在發(fā)生周期變化的交流分量上的不發(fā)生周期變化的直流分量。為了監(jiān)測(cè)該軟管泵的正常操作，監(jiān)測(cè)與該功耗的直流分量相關(guān)的功耗交流分量在血液處理期間是否變大和/或減小。
文檔編號(hào)F04B43/12GK101400894SQ200780008513
公開(kāi)日2009年4月1日 申請(qǐng)日期2007年3月1日 優(yōu)先權(quán)日2006年3月11日
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