УСТРОЙСТВО КОНТРОЛЯ УЧАСТКА ИНФУЗИИ, ОСНОВАННОЕ НА МОДЕЛИ
MODEL-BASED INFUSION SITE CONTROL UNIT

Область техники, к которой относится изобретение
Настоящее изобретение относится в целом к управлению инфузией медикаментов, и в частности, к системе выявления нарушений хода инфузии медикаментов пациенту.
Описание области техники, к которой относится изобретение
Многие индивидуумы страдают хроническими заболеваниями, при лечении которых необходимо регулярное, и иногда длительное внутривенное введение медикаментов. Некоторые режимы лечения таких заболеваний, как диабет, астма, эпилепсия рак и даже аллергия, требуют регулярной и последовательной инфузии точных количеств внутривенных медикаментов для выживания пациента. Внутривенная инфузия медикаментов может принимать множество форм, в зависимости от пациента, режима лечения, и выбора врача и лечебного учреждения. Многие инфузии обеспечиваются через «центральные» линии в большие сосуды рядом с сердцем, такие как общая полая вена, или непосредственно в сердце, например, черед правое предсердие. Инфузии обычно осуществляют с помощью устройств сосудистого доступа (УСД), таких как катетеры, иглы или в/в канюли. Их можно помещать в сосуды, такие как в голове (например, в сосуды волосистой части головы), ноге (например, в тыльную вену стопы), тыльной стороне руки, запястье и внутренней стороне локтя, известной как антекубитальная область. «Инфильтрация» или «транссудация» возникает, когда медикамент случайно вводят в ткань, окружающую участок пункции УСД или выходное отверстие УСД. Может наблюдаться как значительное повреждение ткани, так и потеря медикамента, доставляемого к целевому органу. Гиперосмотическая, гипертоническая природа даже простых в/в жидкостей, используемых для инфузии, таких как физиологический раствор и декстроза, может вызывать локализованное повреждение, приводящее к травматизации нерва, некрозу ткани и инфицированию. Для центрально доставляемых катетеров пенетрация выходной частью УСД в грудину, в частности в околосердечную сумку, окружающую сердце, может угрожать жизни.
Раскрытие сущности изобретения
Имеется потребность в системе и/или способе определения того, имеется ли инфузия медикамента в область ткани, окружающую участок пункции УСД или вывод УСД. Соответственно, системы и способы, описанные здесь, предпочтительно обладают характеристикой, определяющей установленное состояние области около места инфузии (ОУИ), и обеспечивают предупреждение, сигнал тревоги и/или графическую/цифровую индикацию события, когда установленное состояние области около места инфузии и множество фактических параметров состояния жидкости канала доставки жидкости в области около места инфузии указывают на инфильтрацию. Установленное состояние области около места инфузии в некоторых вариантах осуществления определяют с помощью камерной модели области вокруг места инфузии, или с помощью непрерывной модели области вокруг места инфузии.
В соответствии с некоторыми вариантами осуществления настоящего изобретения, обеспечивается устройство контроля доставки медикамента. Устройство включает в себя пользовательский интерфейс, выполненный с возможностью приема входящей информации, и датчик, выполненный с возможностью измерения множества параметров состояния жидкости в каналах для доставки жидкости, через которые медикамент доставляют посредством устройства сосудистого доступа (УСД) к области вокруг места инфузии у пациента. Устройство также содержит процессор, выполненный с возможностью определения состояния области вокруг места инфузии на основе множества измеряемых параметров состояния жидкости и входной информации, и выходное устройство, выполненное с возможностью обеспечения передачи информации, касающейся состояния области вокруг места инфузии.
В соответствии с некоторыми вариантами осуществления настоящего изобретения, обеспечен способ контроля доставки медикамента. Способ включает в себя прием входящей информации и измерение множества параметров состояния жидкости в каналах доставки жидкости, в которые вводят медикамент посредством устройства сосудистого доступа (УСД) в области вокруг места инфузии у пациента. Способ также включает в себя определение состояния модели области вокруг места инфузии на основе множества измеренных параметров состояния жидкости и входной информации и обеспечение передачи информации о состоянии области вокруг места инфузии.
В соответствии с некоторыми вариантами осуществления настоящего изобретения, обеспечивается машиночитаемый носитель, содержащий машиночитаемые команды, вызывающие выполнение процессором способа контроля доставки медикамента. Способ включает в себя прием входящей информации и измерение множества параметров состояния жидкости в каналах доставки жидкости, через которые доставляется медикамент посредством устройства сосудистой доставки (УСД), в области вокруг места инфузии у пациента. Способ также включает в себя определение модельного состояния области вокруг места инфузии на основе множества измеренных параметров состояния жидкости и входной информации и обеспечение передачи информации, касающейся состояния области вокруг места инфузии.
Сопроводительные чертежи, которые включены для обеспечения дополнительного разъяснения и являются частью настоящего описания, иллюстрируют раскрытые воплощения, и вместе с описанием служат для толкования принципов раскрытых воплощений. На чертежах:
Фиг.1 иллюстрирует систему контроля доставки медикамента в соответствии с некоторыми воплощениями.
Фиг.2 является диаграммой состояний системы контроля доставки медикамента с Фиг.1.
Фиг.3А является примерной трехкомпонентной моделью области вокруг места инфузии у пациента.
Фиг.3В является примерной двухкомпонентной моделью области вокруг места инфузии у пациента.
Фиг.3С является диаграммой, показывающей, как Уравнение 2.9 получают из Уравнения 2.8.
Фиг.3D является диаграммой инфильтрации в двухкомпонентной модели с Фиг.3В.
Фиг.3Е является моделированием инфильтрации.
Фиг.3F является примерной трехкомпонентной моделью области вокруг места инфузии у пациента.
Фиг.3G является диаграммой инфильтрации на трехкомпонентной модели с Фиг.3F.
Фиг.3Н является набором модельных уравнений для моделирования инфильтрации после в/в инфузии.
Фиг.3I является набором установленных параметров у здорового взрослого для применения с описанной камерной моделью.
Фиг.3J иллюстрирует модельный прогноз объема в ткани рядом с участком инфузии.
Фиг.3К иллюстрирует измерение давления в ткани рядом с участком инфильтрации с течением времени.
Фиг.3L иллюстрирует измерение давления сразу после в/в введения в участках ткани различного размера с течением времени.
Фиг.4А-4С иллюстрируют три положения устройства сосудистого доступа для примерной непрерывной модели в области рядом с участком инфузии у пациента.
Фиг.4В иллюстрирует решение в непрерывной модели для давления и размещения.
Фиг.4Е иллюстрирует прогнозируемое давление в области рядом с участком инфузии для трех различных скоростей введения.
Фиг.4F иллюстрирует прогнозируемое давление в области рядом с участком инфузии для определенной скорости введения.
Фиг.4G иллюстрирует давление, оцениваемое вдоль линии, проходящей через область вокруг места инфузии.
Фиг.4Н иллюстрирует осесимметричную модель на двумерной плоскости.
Фиг.4I иллюстрирует осесимметричную модель, отображенную из двумерной плоскости с Фиг.4Н в трехмерное положение.
Фиг.5 является примерным способом контроля доставки медикамента с применением системы контроля доставки медикамента с Фиг.1.
Фиг.6 является структурной схемой, иллюстрирующей примерную вычислительную систему, которая может выполнять некоторые аспекты настоящего изобретения в соответствии с одной конфигурацией настоящего изобретения.
Осуществление изобретения
При доставке жидкого медикамента в область вокруг места инфузии пациента имеется проблема повреждения, возникающего из-за введения медикамента в интерстициальное тканевое пространство (ИТП). Предшествующие попытки контроля безопасности таких инфузии были неточными или неэффективными, отчасти из-за неспособности использования информации, касающейся пациента, УСД, жидкости и предыстории. Имеются и другие проблемы, оцениваемые и решаемые, по меньшей мере частично, с помощью воплощений настоящего изобретения, которые включают устройство для контроля доставки медикамента. Устройство содержит пользовательский интерфейс, сконструированный для приема входящей информации, и датчик, сконструированный для измерения множества параметров состояния жидкости в каналах для доставки жидкости, через которые медикамент доставляют посредством устройства сосудистого доступа (УСД) к области вокруг места инфузии у пациента. Устройство также содержит процессор, сконструированный для определения состояния области вокруг места инфузии на основе множества измеряемых параметров состояния жидкости и входной информации, и выходное устройство, сконструированное для обеспечения передачи информации, касающейся состояния области вокруг места инфузии.
В следующем подробном описании многочисленные специфические детали установлены для обеспечения полного разъяснения настоящего описания. Однако рядовому специалисту в данной области техники необходимо понять, что воплощения настоящего изобретения могут быть осуществлены без некоторых из этих специфических деталей. В других случаях хорошо известные структуры и методики не показаны в подробностях, чтобы не затруднять описание.
Фиг.1 иллюстрирует систему контроля доставки медикамента 100 в соответствии с некоторыми воплощениями. Система 100 включает пользовательский интерфейс 102, выходной датчик давления 104, и процессор 106. Систему 100 применяют, например, с инфузионным насосом 122 (например, системной модульной инфузионной насосной линией CareFusion's Alaris) или блоком контроля за пациентом 124 для контроля инфузии медикамента 118 из мешка для внутривенного (в/в) введения через канал доставки жидкости 110 в область вокруг места инфузии 114 пациента 116 посредством УСД. Как модуль инфузионных насосов 122, так и блок контроля за пациентом 124 (или «блок наблюдения за пациентом» или «БКП» или «контроллер») сопряженный с модулем 126, может содержать свой собственный пользовательский интерфейс, выводы (например, дисплеи), и процессор (например, для приема сигналов давления и контроля работы насосов). В некоторых воплощениях система 100 (например, для измерения сопротивления для модуляции потока)… Как применяется здесь, термины «область вокруг места инфузии», «ОУИ», «интерстициальное тканевое пространство», «ИТП», «участок в/в введения» и «ткань участка в/в введения», могут применяться взаимозаменяемо. Примерные УСД включают катетеры, имплантируемые порты, иглы и внутривенные канюли. В некоторых воплощениях процессор 106 применяют для выполнения обработки выбранной информации, в то время как микроконтроллер, встроенный в инфузионный насосный модуль 122, применяют для низкоуровневой (например, быстрой, в режиме реального времени) обработки, такой как модуляция скорости потока и процесс приема сигналов давления для подсчета гидравлического сопротивления.
Пользовательский интерфейс сконструирован для приема входящей информации (или «предоставленной информации») для системы 100, такой как информация о пациенте, информация о медикаменте, и/или информация о УСД, и вывода информации через выходное устройство 108. Информация о пациенте включает массу тела пациента, рост пациента, площадь поверхности тела пациента, возраст пациента и/или пол пациента. В некоторых воплощениях информация о пациенте включает диагноз пациента и лечение, которые могут влиять на такие факторы, как вероятность отека ткани в области рядом с участком инфузии. Информация о медикаменте включает химическую природу медикамента, концентрацию медикамента, скорость инфузии (например, мкг/кг/мин), и скорость потока (например, мл/час) медикамента, и природу по меньшей мере одного растворителя или вспомогательного вещества, относящихся к медикаменту. Информация об УСД включает тип УСД, размеры УСД, участок тела для УСД, величину податливости УСД, величину сопротивления УСД, и топологию инфузионной сети (например, через какие каналы проводится инфузия одним и тем же УСД). В некоторых воплощениях величины включают параметры, которые являются стационарной величиной, введенной через пользовательский интерфейс 102, хранящейся в блоке контроля за пациентом 124 и/или хранящейся в сети, подключенной к блоку контроля за пациентом 124, такой как сервер, подключенный с помощью беспроводного соединения к блоку контроля за пациентом 124. В некоторых воплощениях информация о УСД может быть доступной, и быть полученной с веб-сайта (например, с веб-сайта производителя УСД), с которым сообщается сервер. Входное устройство с проводным или беспроводным соединением можно применять для пользовательского интерфейса 102, такого как, без ограничения, клавиатура, сенсорная панель, мышь, микрофон, устройство для считывания данных с магнитных карт, датчик для считывания биометрических данных, бесконтактное считывающее устройство, радиочастотное (РЧ) идентифицирующее считывающее устройство, и устройство для считывания символов. В некоторых воплощениях сбор вышеупомянутых параметров осуществляется, по меньшей мере частично, через электронную передачу информации, такую как с применением оптического штрих-кода или радиочастотной идентификации (РЧИ) для связи между блоком контроля за пациентом или инфузионным насосом и системой 100, освобождая врача от необходимости ввода информации. В некоторых воплощениях сервер, соединенный с системой 100 (например, беспроводным или проводным способом), может принимать информацию от существующих источников, таких как система госпитализации, выписки и перевода пациента (ГВП), клинической лаборатории, автоматизированная система назначения лечения (АСНЛ), и/или аптека.
Выходной датчик давления 104 сконструирован для измерения множества параметров состояния жидкости в канале доставки жидкости 110. Параметры состояния жидкости включают, например, мгновенные изменения и скорость изменения давления в канале доставки жидкости, сопротивление в канале доставки жидкости, емкостное сопротивление в канале доставки жидкости, и гидравлическое сопротивление в канале доставки жидкости. В некоторых воплощениях давление измеряют на выходе канала доставки жидкости 110, таком как область вокруг места инфузии 114, где медикамент 118 покидает канал доставки жидкости 110.
В некоторых воплощениях гидравлическое сопротивление на входе в сеть инфузионных трубок 110 измеряют на основе модуляций мелкого масштаба, введенных процессором 106, в средней скорости инфузии медикамента 118. В некоторых воплощениях два основных подхода применяют для измерения гидравлического сопротивления на входе. Один подход применяют для скоростей выше 50 мл/ч. Другой, более сложный подход применяют для скоростей, равных или ниже 50 мл/ч. Подход при более высокой скорости, в принципе, динамически регулирует скорость потока на модели прямоугольных импульсов вокруг среднего программируемого значения и измеряет давление в ответ на эти модуляции. Итоговое давление при высокой скорости вычитают из итогового давления при низкой скорости, и эту разницу делят на разницу скоростей потока. Результат является «динамическим» входным сопротивлением пути жидкости. Полученное сопротивление фильтруют с помощью среднего значения и полученных способов усреднения для устранения шума, связанного с передвижением, и т.д. В способе с низкой скоростью потока достигается подобный результат, однако, модуляция и последующая обработка сигналов давления является несколько более сложной с целью устранения неуместной вариации потока, которая может быть нежелательной для некоторых медикаментов. Дополнительную информацию, касающуюся подходов к измерению гидравлического входного сопротивления, можно найти в патентах США №№5803917 и 6416291, включенных посредством ссылки во всей полноте. Мелкомасштабные модуляции связаны с вариациями итогового давления в канале доставки жидкости 110 для дальнейшего измерения емкостного сопротивления и полного сопротивления на входе в канал доставки жидкости 110. В некоторых воплощениях, включая те, где измеряют полное сопротивление жидкости, выходной датчик давления 104 сконструирован с высоким разрешением и высокой точностью.
Процессор 106 сконструирован для определения состояния в области вокруг места инфузии 114 на основе множества измеряемых параметров состояния жидкости и входной информации. В некоторых воплощениях процессор 106 сконструирован для регистрации по меньшей мере одного их мгновенных параметров состояния жидкости, фильтрованных параметров состояния жидкости, и долговременных тенденций параметров состояния жидкости. Процессор 106 дополнительно сконструирован для моделирования состояния жидкостей и белков (например, массы белка, пористости ткани) в области рядом с участком инфузии 114 на основе давления в канале доставки жидкости, сопротивления в канале доставки жидкости, и входной информации (например, информации о пациенте, информации о медикаменте, и/или информации об УСД). В некоторых воплощениях модель дополнительно основана на полном сопротивлении в канале доставки жидкости. Как обсуждается здесь, в некоторых воплощениях термин «полное сопротивление» включает три ортогональных параметра сопротивления, податливости и инерции. В некоторых воплощениях в модели применяется поток от насоса в канале доставки жидкости 118. В некоторых воплощениях в модели дополнительно применяется история измерения параметров состояния жидкости, такая как история инфузии медикамента 118 (например, объем вливаемого медикамента на протяжении времени). История измерения параметров состояния жидкости (например, объема вливаемого медикамента на протяжении времени), составлена для хранения в памяти 120.
В некоторых воплощениях модель является дискретной камерной моделью, непрерывной моделью или их комбинацией. Камерная модель описывает количество и давление жидкостей и белков (например, основного растворителя плазмы крови), и из этих значений получает ожидаемые объемы, деформации и давления в ткани, окружающей участок инфузии 114. Непрерывная модель описывает подобные параметры, но подсчитывает их с применением физической модели упругости и пористости ИТП с гораздо большим разрешением. Камерная модель концептуализирует и разделяет организм и его жидкости на небольшое число однородных областей, в то время как непрерывная модель описывает свойства организма и его жидкостей в трех физических измерениях на протяжении времени. В некоторых воплощениях непрерывную модель применяют в ходе уточнения структуры и параметров камерной модели, и при подходящей вычислительной мощности применяют непосредственно в системе с режимом реального времени.
Эти подходы дополняют друг друга, поскольку камерная модель имитирует поток между отдаленными областями, а непрерывная модель имитирует поток внутри области. Дополнительные подробности, касающиеся этих моделей, а также то, как их создать, описаны подробно ниже. На основе сравнения моделей для состояний без инфильтрации и при инфильтрации, выходное устройство 108 сконструировано для обеспечения передачи информации, касающейся состояния области вокруг места инфузии 114, чтобы указывать на инфильтрацию области вокруг места инфузии 114. Например, модель сконструирована для прогноза отсутствия в/в введенной жидкости в ИТП, что является нормальным состоянием, и для прогноза любого положительного значения в/в введенной жидкости как прогрессивно ухудшающегося состояния.
На основании знаний о в/в потоке, измеренного давления и сопротивления, и таких параметров, как податливость и пористость, коррелирующих с вводимыми оператором параметрами пациента, такими как возраст и расположение в/в УСД, модель прогнозирует состояние интерстициальной ткани, включая количество жидкости, добавленной в интерстициальное пространство, количество транспортируемого белка, и ожидаемое значение давления. Если параметры состояния жидкости, измеренные датчиком 104, выходят за пределы предварительно установленного диапазона соответствующих ожидаемых параметров состояния жидкости, то процессор 106 посылает сообщение выходному устройству 108. В некоторых воплощениях сообщениями на выходе являются предупреждение, сигнал тревоги и/или графическая/цифровая индикация состояния. Сообщение на выходе является, в некоторых воплощениях, событием, управляемым пороговым значением. В некоторых воплощениях сообщение на выходе представляет состояние интерстициальной ткани в виде непрерывной переменной с генерацией предупреждения/сигнала тревоги или без него. В некоторых воплощениях передача информации может осуществляться на основе других свойств, связанных с пациентом, таких как, без ограничения (1) объем жидкости, давление, податливость, и сопротивление пути инфузии, (2) объем жидкости, давление, масса белка, податливость, и пористость интерстициального тканевого матрикса, и (3) объем жидкости, давление, масса белка, податливость, и сопротивление периферического сосуда. Степень изменения этих значений, в некоторых воплощениях, является независимым параметром состояния. Например, определение податливости участка инфильтрованной ткани в области, окружающей сосуд, в некоторых воплощениях можно определить путем выявления тенденций в скорости изменения давления против нагнетаемого объема. По сравнению с сосудом, где податливость в целом является высокой, а давление в целом не изменяется сверх данного объема вливаемой жидкости, в инфильтрованном участке ткани давление может возрастать со временем, в зависимости от скорости потока насоса и его связи с лимфатическим оттоком по меньшей мере отчасти во время инфильтрации. Например, при 20 мл/ч ожидаемый лимфатический отток будет переполнен у ребенка с массой тела 10 кг, таким образом, если стенка сосуда повреждена канюлей, давление будет увеличиваться со временем. Раскрытая камерная модель прогнозирует, что давление возрастет, жидкость начнет диффундировать наружу более быстро, что в итоге приведет к относительно стационарному состоянию.
Как только выходное устройство 108, которое показано на Фиг.1 в виде дисплея, получает сообщение, выходное устройство 108 обеспечивает отображение сообщения, такого как значение, предупреждение или сигнал тревоги. Передаваемая информация может быть, например, видимым сообщением (например, экранным сообщением или графическим индикатором, таким как гистограмма или график), аудио сообщением (например, звуковым сигналом тревоги), различными типами сенсорных сообщений (например, вибрацией), или любыми их комбинациями. В некоторых воплощениях выходное устройство 108 сконструировано для отображения текущих и ожидаемых параметров состояния жидкости на протяжении времени инфузии медикамента 118 пациенту 116, независимо от того, укажут ли ожидаемые параметры состояния жидкости на инфильтрацию. Такое отображение является предпочтительным, поскольку обеспечивает для оператора возобновляемый статус области вокруг места инфузии 114 пациента 116. В некоторых воплощениях выходное устройство 108 сконструировано для отображения отклонения текущих параметров состояния жидкости от ожидаемых параметров состояния жидкости. Например, если ожидаемая в/в введенная жидкость в ИТП является нулевой, выходное устройство 108 будет отображать модель, предполагающую присутствие в/в вводимой жидкости в ИТП. В некоторых воплощениях передаваемое сообщение включает расчет с помощью описанной модели ключевого параметра состояния, например, предполагаемой внутривенно введенной жидкости в области вокруг места инфузии 114, которая должна при нормальных условиях быть нулевой. В некоторых воплощениях, как раскрыто выше, расчетный ключевой параметр состояния представляется выходным устройством так, чтобы позволить врачу решать, какое действие предпринимать. В некоторых воплощениях расчетный ключевой параметр состояния применяется в качестве порога срабатывания сигнализатора выходного устройства. В некоторых воплощениях порог может зависеть от размера области вокруг места инфузии 114 пациента (например, области вокруг места инфузии 114 для взрослого, ребенка или новорожденного), вероятной токсичности медикамента, например, для инфузионного средства с высоким раздражением порог должен быть ниже, чем для солевого инфузионного раствора для гидратации.
Выходное устройство 108 изображено в виде дисплея. Могут применяться другие типы выходных устройств, включая без ограничения принтер, звуковые индикаторы, такие как громкоговоритель, или другие визуальные индикаторы, такие как экран индикатора, включая дисплей в виде электронно-лучевой трубки (ЭЛТ), вакуумный люминесцентный дисплей (ВЛД), светоизлучающий диодный дисплей (СИД), дисплей с плазменной панелью (PDP), жидкокристаллический дисплей (ЖКД), органический светоизлучающий диод (ОСИД), или дисплей с люминофором на основе эффекта эмиссии электронов с поверхностной проводимостью (SED). Подобным образом, сообщение, передаваемое выходным устройством 108, может быть, например, визуальным сообщением (например, сообщением на экране), аудио сообщением (например, звуковым сигналом тревоги), различными типами сенсорных сообщений (например, вибрацией), или любыми их комбинациями. Выходное устройство 108 сконструировано для отображения или иного вывода информации, обеспеченной процессором 106, таким как сообщение о том, находятся ли измеренные параметры состояния жидкости в пределах предварительно установленного диапазона ожидаемых параметров состояния жидкости.
Фиг.2 является диаграммой 200 потока сигнала и обработки высокоуровневого состояния системы контроля доставки медикамента с Фиг.1. Модель 210, создаваемая процессором 106, основана на различной входной информации, включая, например, информацию о пациенте 212 (например, массу тела и другие неизменные свойства), поток от насоса в канале доставки жидкости 222 медикамента 118 на протяжении времени, давление 218 в канале доставки жидкости (например, в/в линии) на протяжении времени (например, с учетом истории зарегистрированных значений измеренного давления в канале доставки жидкости, хранящихся в памяти 120), сопротивление в канале доставки жидкости 220 на протяжении времени, и информацию об УСД 216. В некоторых воплощениях модель 210 также основана на вводимой информации, включающей информацию о медикаменте 214. Поток от насоса в канале доставки жидкости 222 медикамента 118 на протяжении времени, давление 218 в канале доставки жидкости на протяжении времени, сопротивление в канале доставки жидкости 220 на протяжении времени, и информация об УСД 216 также обеспечиваются для обработки сигнала 228, например, процессором 106. Выход модели 210, включая расчетные значения состояния 224 области вокруг места инфузии 114 пациента 116 (например то, сколько инфузионной жидкости инфильтровано в области вокруг места инфузии 114, или сколько белка, критического фактора транспорта жидкости между сосудами, лимфой и ИТП, находится в области вокруг места инфузии 114), обеспечивается для логики решений 230 (например, в процессоре 106) для обработки, например, с текущим измеренным давлением в канале доставки жидкости 238, текущим измеренным сопротивлением в канале доставки жидкости 240, и текущим измеренным давлением по отношению к вливаемому объему 232. Эти текущие измеренные значения 238, 240 и 232 обеспечиваются обработкой сигналов 228, и далее обеспечиваются для обработки с целью отображения 250, включая возможное масштабирование и сглаживание смещений динамического диапазона, для факультативного отображения на информационном дисплее 252, таком как выходное устройство 108. Например, ожидаемое давление и сопротивление 224 канала доставки жидкости 110 и текущее измеренное давление в канале доставки жидкости 238 и сопротивление 240 может отображаться для оператора, для контроля инфузии медикамента 118 пациенту 116. Возвращаясь к логике решений 230, если текущие измеренные значения 238, 240 и 232 и значения, определенные моделью 224, указывают на то, что область вокруг места инфузии 114 инфильтрована, на основании обеспеченного предупреждения и порога срабатывания тревожного сигнала 216, которые могут определяться информацией о пациенте 212 и информацией о медикаменте 224, то тревожное оповещение и/или сигнал тревоги 234 выдаются, например, выходным устройством 108, или в некоторых воплощениях, контроль 234 регулирует инфузию медикамента пациенту 116, например, насосом, связанным с устройством для контроля доставки медикамента 100.
Фиг.3А является примерной камерной моделью 300 области вокруг места инфузии 114 пациента 116. Как показано на Фиг.3А, обобщенном и существенно упрощенном примере, камерная модель разделяет жидкости организма на отдельные однородные камеры: плазму (внутри кровеносного сосуда) 302, участок в/в введения рядом с тканью 304 (в который может быть неверно направлена в/в введенная жидкость), и все другие ткани организма 306 (например, все участки вне области, непосредственно прилегающей к участку в/в введения). Модель рассчитывает объем жидкости и массу белка (первичное влияние на транспорт жидкости между камерами) внутри каждой из этих камер 302, 304 и 306 в ходе имитированной инфильтрации на основе контролируемого потока от насоса и измеренного давления, а также свойств ткани, рассчитываемых из данных, введенных пользователем, описывающих участок и возраст/массу тела пациента. Увеличение объема жидкости (например, сумма плазмы крови и в/в жидкости) внутри интерстициального пространства является первичным индикатором возрастающего осложнения, вероятно, из-за неправильного размещения устройства сосудистого доступа.
Выражения для транспорта жидкости и белка описаны шестью обыкновенными дифференциальными уравнениями, как подробно показано ниже. Давление в камере области ткани рядом с участком в/в введения рассчитывают из кривой давления-объема (податливости), определенной по массе тела пациента и описанию участка, поскольку масса тела и участок известны. Этот тип модели описывает транспорт жидкости и белка между каждой камерой с применением обыкновенных дифференциальных уравнений (ОДУ). Транспорт жидкости и белка является результатом действия системы микрососудистого обмена. Более сложная модель включает лимфатический дренаж и экзогенное, зависимое от времени поступление жидкости 308, которое может происходить при инфильтрации или развитии подкожной инфекции. Эта более усложненная модель обеспечивает расчет среднего давления и общего объема жидкости в каждой камере. Поскольку каждая камера предполагается однородной, эта модель не показывает перемещения жидкости внутри камеры. Однако камерные модели, описываемые ОДУ, являются более простыми, чем непрерывные модели, и таким образом, их проще определить и быстрее решить. Камерные модели с большим успехом применяют в области фармакокинетики.
Чтобы более подробно разъяснить, как камерная модель была разработана для данной заявки, далее подробно описаны два примерных, упрощенных воплощения камерной модели. Камерные модели (или модели из элементов с сосредоточенными параметрами) прогнозируют количества и скорости изменения (например, транспорта) вещества в различных камерах. Во-первых, описана двухкамерная модель, Фиг.3В, рассматривающая циркуляторную систему (плазму) и остальную ткань (интерстициальное тканевое пространство). Затем модель распространяется на трехкамерную систему, включающую локальную камеру, описывающую жидкость рядом с участком инфузии.
PL
B
PL
B
Вначале рассматривается упрощенная двухкамерная модель, разделяющая жидкости организма на две однородные камеры, плазму (PL) и интерстициальную ткань (тело) В), как показано на Фиг.3В. Эта модель устанавливает объем жидкости V и массу белка М в обеих камерах. Объем жидкости в плазме и тканях организма обозначается как V и V, a масса белка в каждой камере как M и M. В более полной модели, описанной после данной модели, источник экзогенной жидкости и белка добавляется к камере плазмы, имитируя нормально размещенной УСД, или к интерстициальной ткани, имитируя условия инфильтрации.
B
B
C
C
L
L
per
В упрощенной модели, показанной на Фиг.3В, транспорт жидкости, т.е. скорость изменения ее объема со временем dV/dt, и белка dM/dt, в интерстициальной ткани определяется как разница между транспортом через мембрану капилляров в ткань J и Q, и транспортом лимфы из ткани в плазму J и Q, а также потерей жидкости посредством выделения из циркуляторной системы J:
<mrow><mi>d</mi><msub><mi>V</mi><mi>B</mi></msub><mo>/</mo><mi>d</mi><mi>t</mi><mo>=</mo><msub><mi>J</mi><mi>C</mi></msub><mo>−</mo><msub><mi>J</mi><mi>L</mi></msub><mo>−</mo><msub><mi>J</mi><mrow><mi>p</mi><mi>e</mi><mi>r</mi></mrow></msub><mo>,</mo><mtext> </mtext><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>2.1</mn></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow>
и
<mrow><mi>d</mi><msub><mi>M</mi><mi>B</mi></msub><mo>/</mo><mi>d</mi><mi>t</mi><mo>=</mo><msub><mi>Q</mi><mi>C</mi></msub><mo>−</mo><msub><mi>Q</mi><mi>L</mi></msub><mo>.</mo><mtext> </mtext><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>2.2</mn></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow>
L
C
in
iv
ur
Общий транспорт (т.е. временные изменения жидкости и белка) в плазму определяется разницей между потоком лимфы J и капиллярным потоком J, с дополнительным вводом жидкости с питьем J, и инфузией J, и выведением с мочой J:
<mrow><mi>d</mi><msub><mi>V</mi><mrow><mi>P</mi><mi>L</mi></mrow></msub><mo>/</mo><mi>d</mi><mi>t</mi><mo>=</mo><msub><mi>J</mi><mi>L</mi></msub><mo>−</mo><msub><mi>J</mi><mi>C</mi></msub><mo>+</mo><msub><mi>J</mi><mrow><mi>i</mi><mi>n</mi></mrow></msub><mo>+</mo><msub><mi>J</mi><mrow><mi>i</mi><mi>v</mi></mrow></msub><mo>−</mo><msub><mi>J</mi><mrow><mi>u</mi><mi>r</mi></mrow></msub><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>2.3</mn></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow>
и
<mrow><mi>d</mi><msub><mi>M</mi><mrow><mi>P</mi><mi>L</mi></mrow></msub><mo>/</mo><mi>d</mi><mi>t</mi><mo>=</mo><mo>−</mo><mi>d</mi><msub><mi>M</mi><mi>B</mi></msub><mo>/</mo><mi>d</mi><mi>t</mi><mo>=</mo><msub><mi>Q</mi><mi>L</mi></msub><mo>−</mo><msub><mi>Q</mi><mi>C</mi></msub><mtext> </mtext><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>2.4</mn></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow>
Обмен жидкости через мембраны капилляров (из сосуда (PL) к интерстициальной ткани (В)) моделируют в соответствии с законом мембранной фильтрации Старлинга:
<mrow><msub><mi>J</mi><mi>C</mi></msub><mo>=</mo><mi>κ</mi><mrow><mo>[</mo><mrow><mrow><mo>(</mo><mrow><msub><mi>P</mi><mrow><mi>P</mi><mi>L</mi></mrow></msub><mo>−</mo><msub><mi>P</mi><mi>B</mi></msub></mrow><mo>)</mo></mrow><mo>−</mo><mi>σ</mi><mrow><mo>(</mo><mrow><mi>I</mi><msub><mi>I</mi><mrow><mi>P</mi><mi>L</mi></mrow></msub><mo>−</mo><mi>I</mi><msub><mi>I</mi><mi>B</mi></msub></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow><mo>]</mo></mrow><mtext> </mtext><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>2.5</mn></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow>
PL
B
PL
B
В соответствии с законом Старлинга, поток жидкости управляется двумя механизмами. Во-первых, закон Дарси устанавливает, что поток через пористую среду (здесь, мембрану капилляра, отделяющую артериальные и венозные кровеносные сосуды от окружающей интерстициальной ткани) пропорционален разнице гидростатического давления жидкости (ΔР=P-P). Во-вторых, поток жидкости следует как осмотический градиент (ΔП=П-П), обусловленный разницей концентраций белка по разные стороны мембраны капилляров, как описано Уравнениями 2.6 и 2.7.
Белки учитываются, поскольку они являются наиболее важными растворенными веществами, влияющими на транспорт жидкости между циркуляцией и тканью организма. Это обусловлено низкой диффузивностью белков по сравнению с растворенными веществами меньшего размера, такими как ионы. Любая разница в концентрации белка между камерами вызывает градиент коллоидного осмотического давления ΔП, который влияет на поток жидкости через мембрану капилляра в соответствии с законом Старлинга (см. Уравнение 2.5). Взаимоотношение между концентрацией белка С и коллоидным осмотическим давлением П в каждой камере составляет:
<mrow><msub><mi>C</mi><mrow><mi>P</mi><mi>L</mi></mrow></msub><mo>=</mo><mn>1,522</mn><mo>⋅</mo><msub><mi>П</mi><mrow><mi>P</mi><mi>L</mi></mrow></msub><mtext> </mtext><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>2.6</mn></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow>
<mrow><msub><mi>C</mi><mi>B</mi></msub><mo>=</mo><mn>1,522</mn><mo>⋅</mo><msub><mi>П</mi><mi>B</mi></msub><mtext> </mtext><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>2.7</mn></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow>
Значение 1,522 получено из линейной регрессии данных концентрации-давления. Осмотические эффекты малых растворенных веществ игнорируются, поскольку их влияние на поток жидкости является гораздо менее существенным.
Амплитуда транспорта (например, поток) благодаря осмотическому градиенту зависит от коэффициента отражения (σ) растворенного вещества, который является мерой диффузивности растворенного вещества. Растворенные вещества, быстро проникающие через мембрану, оказывают меньшее влияние на поток жидкости (меньшие значения σ, приближающиеся к 0), в то время как растворенные вещества, хуже диффундирующие, оказывают большее влияние на поток жидкости через мембрану капилляров (большие значения σ, приближающиеся к 1). В соответствии с одним воплощением, в описанной модели, белок имеет высокое значение σ (0,96-0,99), в то время как ионы имеют гораздо более низкие значения σ (порядка 0,05). По этой причине осмотические эффекты ионов не включены. Коэффициент фильтрации жидкости в капиллярах (κ) является экспериментально определенной постоянной, влияющей на скорость транспорта как белков, так и жидкости. Применяют значение κ=121,1 мл/мм рт.ст.·ч.
Транспорт белка через мембрану описывается конвекцией и диффузией в соответствии со следующей формулой:
<mrow><msub><mi>Q</mi><mi>C</mi></msub><mo>=</mo><mo>−</mo><mi>p</mi><mfrac><mrow><mi>d</mi><mi>C</mi></mrow><mrow><mi>d</mi><mi>x</mi></mrow></mfrac><mo>+</mo><msub><mi>C</mi><mrow><mi>P</mi><mi>L</mi></mrow></msub><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>1</mn><mo>−</mo><mi>σ</mi></mrow><mo>)</mo></mrow><msub><mi>J</mi><mi>C</mi></msub><mtext> </mtext><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>2.8</mn></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow>
m
C
PL
m
PL
B
C
<mrow><mfrac><mrow><mi>d</mi><mi>C</mi></mrow><mrow><mi>d</mi><mi>x</mi></mrow></mfrac></mrow>
<mrow><mfrac><mrow><mo>−</mo><mi>x</mi><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>1</mn><mo>−</mo><mi>σ</mi></mrow><mo>)</mo></mrow><msub><mi>J</mi><mi>C</mi></msub></mrow><mi>μ</mi></mfrac></mrow>
Белок диффундирует пропорционально (в соответствии с проницаемостью мембраны P при постоянном объеме) градиенту концентрации (
). Белок проходит через мембрану посредством конвекции, пропорционально потоку жидкости в капилляре (J) и концентрации белка в плазме (C). Коэффициент отражения о, описанный выше, является мерой диффузивности белка, и малые значения соответствуют легко диффундирующим растворенным веществам. Таким образом, (1-σ) должно быть примерно около 1 для быстро диффундирующих растворенных веществ (ионов), и около 0 для медленно диффундирующих веществ (белков). Производное площади поверхности проницаемости капилляров µ равно P/δ, и является мерой проницаемости мембраны на единицу площади. Производное площади поверхности µ можно представить как объем плазмы, отдающий содержание растворенных веществ в интерстициальную жидкость за единицу времени (порядка 73 мл/ч). Уравнение 2.8 является линейным дифференциальным уравнением первого порядка для С(х), где С(0)=C, а С(δ)=C. Интегрирование по оси Х (вдоль мембраны от х=0 до х=5, см. Фиг.3С) с применением интегрирующего множителя е
дает следующее выражение транспорта белка через капилляры (Q):
<mrow><msub><mi>Q</mi><mi>C</mi></msub><mo>=</mo><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>1</mn><mo>−</mo><mi>σ</mi></mrow><mo>)</mo></mrow><msub><mi>J</mi><mi>C</mi></msub><mrow><mo>[</mo><mrow><mfrac><mrow><mi>C</mi><mi>P</mi><mi>L</mi><mo>−</mo><mi>C</mi><mi>B</mi><mo>⋅</mo><msup><mi>e</mi><mrow><mfrac><mrow><mo>−</mo><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>1</mn><mo>−</mo><mi>σ</mi></mrow><mo>)</mo></mrow><msub><mi>J</mi><mi>C</mi></msub></mrow><mi>μ</mi></mfrac></mrow></msup></mrow><mrow><mn>1</mn><mo>−</mo><msup><mi>e</mi><mrow><mfrac><mrow><mo>−</mo><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>1</mn><mo>−</mo><mi>σ</mi></mrow><mo>)</mo></mrow><msub><mi>J</mi><mi>C</mi></msub></mrow><mi>μ</mi></mfrac></mrow></msup></mrow></mfrac></mrow><mo>]</mo></mrow><mtext> </mtext><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>2.9</mn></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow>
Жидкость транспортируется через лимфу из интерстициальной ткани назад в плазму:
<mrow><msub><mi>J</mi><mi>L</mi></msub><mo>=</mo><msub><mi>J</mi><mrow><mi>L</mi><mn>0</mn></mrow></msub><mo>+</mo><mi>λ</mi><mrow><mo>(</mo><mrow><msub><mi>P</mi><mi>B</mi></msub><mo>−</mo><msub><mi>P</mi><mrow><mi>B</mi><mn>0</mn></mrow></msub></mrow><mo>)</mo></mrow><mtext> </mtext><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>2.10</mn></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow>
L0
B
B0
Поток лимфатической жидкости описан в Уравнении 2.10 как основной поток лимфатической жидкости (J) плюс элемент, пропорциональный отклонению от нормального давления интерстициальной жидкости (P-P). Коэффициент пропорциональности является чувствительностью лимфы (λ) к изменениям давления, который составляет порядка 43,1 мл/мм рт.ст.·ч.
B
Белок удаляется из интерстиция и направляется назад в плазму через лимфатические сосуды, что принимается конвективным и пропорциональным интерстициальной концентрации белка (C):
<mrow><msub><mi>Q</mi><mi>L</mi></msub><mo>=</mo><msub><mi>J</mi><mi>L</mi></msub><mo>⋅</mo><msub><mi>C</mi><mi>B</mi></msub><mtext> </mtext><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>2.11</mn></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow>
Не предполагается, что белок выходит из системы. Однако модель включает несколько источников потери жидкости: незаметную потерю воды (происходящую через мембраны, в первую очередь в легких), с потом и мочой. Незаметная потеря моделируется как постоянный отток, поскольку вода отходит от влажных слизистых мембран легких в результате неизбежного последствия дыхания. Ожидаемое влияние системной потери воды из общей системы циркуляции на региональную модель инфильтрации является малым, тем не менее, его применяют для полной картины.
Для моделирования в/в инфильтрации, в/в приток («инфузия») «перемещается» от вены (Фиг.3В) к интерстициальному тканевому пространству (Фиг.3D). На Фиг.3D моделирована пункция вены в/в иглой и инфузия жидкости в окружающую интерстициальную ткань.
L
C
in
Жидкость, не отводящаяся от ткани организма лимфатическими сосудами и посредством потоотделения (J, и Jper) так же быстро, как жидкость, поступающая из плазмы по капиллярам (J) и из введенной в/в иглы (J), остается в интерстициальном пространстве, когда приток в/в жидкости перемещается от вены в интерстициальное пространство (Фиг.3Е). Примерная ситуация показана на Фиг.3Е, где жидкость вливают со скоростью 100 мл/ч в кровоток в течение первых 5 часов. Во время t=5 часов вводимая жидкость перемешается в камеру ткани организма, имитируя инфильтрацию. Во время t=7 часов объем интерстициальной жидкости организма достигает нового стационарного объема, на 24 мл выше исходного равновесного объема во время нормальной инфузии в кровоток.
Вышеприведенная упрощенная двухкамерная модель рассматривает всю интерстициальную ткань во всем организме как одну камеру. Однако объем жидкости меняется поблизости от места введения, как более точно описывается с применением локальной интерстициальной камеры, отдельной от остальной части организма. Перемещение жидкости от участка инфильтрации может осуществляться преимущественно посредством диффузии через интерстициальный тканевой матрикс и посредством оттока через лимфатические сосуды.
A
A
B
B
Чтобы обеспечить лучшее приближение к действительному анатомическому строению, исходную камеру интерстициальной ткани заменяют двумя камерами: камерой интерстициальной ткани руки (А) и камерой организма (В). На Фиг.3F жидкость поступает в систему путем инфузии в третью камеру, кровеносный сосуд, содержащий плазму. Жидкость покидает систему при выведении с мочой из плазмы и при потоотделении из интерстиция через кожу. Плазма обменивается жидким компонентом с тканевыми камерами через капиллярные и лимфатические сосуды. С моделью такой сложности перемещение жидкости между тканевыми камерами считается незначительным по сравнению с перемещением между сосудом и тканью. Объем жидкости в камере ткани руки/непосредственном участке в/в введения обозначается как V, а масса белка в камере интерстиция руки как M. Объем жидкости и массу белка в камере ткани организма обозначают как V и M. Камера участка введения/сосуда руки/плазмы является необязательной, поскольку скорость потока жидкости плазмы между сосудами в руке и плазмой во всем организме гораздо быстрее, чем скорость потока жидкости между плазмой и тканью, так что ее можно принять примерно мгновенной.
Для перевода двухкамерной модели в трехкамерную модель применяют и модифицируют те же самые основные уравнение, которые применяли для различных участков в двухкамерной модели. Новый параметр, опора (prop), определяется как отношение моделируемого интерстициального объема руки в участке в/в введения к общему интерстициальному объему. Исходно опора = 1,5/70, как средняя масса предплечья взрослого человека около 1,5 кг у субъекта массой 70 кг.
Параметр опоры (prop) можно предположить как отношение капиллярного и лимфатического сосудов, работающих в камере местного введения/руки. Поскольку рука составляет 1/40 от тела, то применение простого соотношения, примерно 1/40 от капилляров и лимфатических сосудов тела можно применять для перемещения жидкости между плазмой и камерой интерстициальной ткани руки. Другое отношение 68,5/70 капиллярных и лимфатических сосудов перемещает жидкость между плазмой и камерой интерстиция тела. Соответственно, транспорт жидкости при данной разнице давления можно масштабировать для размера камеры.
Производное площади проницаемой поверхности капилляров, µ, определяют по опоре из камеры интерстиция руки, и (1-prop) для камеры интерстиция организма (с учетом, что µ является проницаемостью, разделенной на толщину мембраны (µ=р/δ)). Интуитивно, это имеет смысл, поскольку число и площадь поверхности в каждой тканевой камере масштабируется.
В трехкамерной модели транспорт жидкости и белка зависит от двух отдельных скоростей потока в лимфатических сосудах и капиллярах для каждой интерстициальной тканевой камеры. Уравнение (2.5), описывающее транспорт жидкости через капилляры, масштабируют по опоре для получения уравнения для потока жидкости через капилляры в камере руки:
<mrow><msub><mi>J</mi><mrow><mi>C</mi><mi>A</mi></mrow></msub><mo>=</mo><mi>p</mi><mi>r</mi><mi>o</mi><mi>p</mi><mo>⋅</mo><mi>κ</mi><mrow><mo>[</mo><mrow><mrow><mo>(</mo><mrow><msub><mi>P</mi><mrow><mi>P</mi><mi>L</mi></mrow></msub><mo>−</mo><msub><mi>P</mi><mi>A</mi></msub></mrow><mo>)</mo></mrow><mo>−</mo><mi>σ</mi><mrow><mo>(</mo><mrow><msub><mi>П</mi><mrow><mi>P</mi><mi>L</mi></mrow></msub><mo>−</mo><msub><mi>П</mi><mi>A</mi></msub></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow><mo>]</mo></mrow><mtext>    </mtext><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>2.12</mn></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow>
а транспорт жидкости через капилляры в камере организма становится равным:
<mrow><msub><mi>J</mi><mrow><mi>C</mi><mi>B</mi></mrow></msub><mo>=</mo><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>1</mn><mo>−</mo><mi>p</mi><mi>r</mi><mi>o</mi><mi>p</mi></mrow><mo>)</mo></mrow><mi>κ</mi><mrow><mo>[</mo><mrow><mrow><mo>(</mo><mrow><msub><mi>P</mi><mrow><mi>P</mi><mi>L</mi></mrow></msub><mo>−</mo><msub><mi>P</mi><mi>B</mi></msub></mrow><mo>)</mo></mrow><mo>−</mo><mi>σ</mi><mrow><mo>(</mo><mrow><msub><mi>П</mi><mrow><mi>P</mi><mi>L</mi></mrow></msub><mo>−</mo><msub><mi>П</mi><mi>B</mi></msub></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow><mo>]</mo></mrow><mtext> </mtext><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>2.13</mn></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow>
Уравнение для транспорта жидкости из интерстиция в плазму через лимфу (Уравнение 2.10) подобным образом масштабируют по опоре из камеры руки:
<mrow><msub><mi>J</mi><mrow><mi>L</mi><mi>A</mi></mrow></msub><mo>=</mo><mi>p</mi><mi>r</mi><mi>o</mi><mi>p</mi><mrow><mo>(</mo><mrow><msub><mi>J</mi><mrow><mi>L</mi><mn>0</mn></mrow></msub><mo>+</mo><mi>λ</mi><mrow><mo>(</mo><mrow><msub><mi>P</mi><mi>A</mi></msub><mo>−</mo><msub><mi>P</mi><mrow><mi>A</mi><mn>0</mn></mrow></msub></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow><mo>)</mo></mrow><mtext> </mtext><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>2.14</mn></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow>
и (1-prop) для камеры организма:
<mrow><msub><mi>J</mi><mrow><mi>L</mi><mi>B</mi></mrow></msub><mo>=</mo><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>1</mn><mo>−</mo><mi>p</mi><mi>r</mi><mi>o</mi><mi>p</mi></mrow><mo>)</mo></mrow><mrow><mo>(</mo><mrow><msub><mi>J</mi><mrow><mi>L</mi><mn>0</mn></mrow></msub><mo>+</mo><mi>λ</mi><mrow><mo>(</mo><mrow><msub><mi>P</mi><mi>B</mi></msub><mo>−</mo><msub><mi>P</mi><mrow><mi>B</mi><mn>0</mn></mrow></msub></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow><mo>)</mo></mrow><mtext> </mtext><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>2.15</mn></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow>
B0
A0
При отсутствии инфильтрации допускается, что интерстициальные камеры руки и организма имеют одно и то же нормальное гидростатическое давление (т.е. P=P), когда пациент находится в положении лежа на спине.
CA
CB
Уравнения для капиллярного и лимфатического транспорта белка не нужно точно масштабировать по опоре, поскольку они содержат уравнения для потока жидкости (J и J), которые уже масштабированы. Таким образом, модифицированные уравнения для капиллярного транспорта белка (сравните с Уравнением 2.9, отметив, что нижние индексы обозначают источник перемещения, например, «СА» означает перемещение от капилляров к руке (интерстициальной ткани), а «СВ» означает перемещение от капилляров к организму):
<mrow><msub><mi>Q</mi><mrow><mi>C</mi><mi>A</mi></mrow></msub><mo>=</mo><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>1</mn><mo>−</mo><mi>σ</mi></mrow><mo>)</mo></mrow><msub><mi>J</mi><mrow><mi>C</mi><mi>A</mi></mrow></msub><mrow><mo>[</mo><mrow><mfrac><mrow><msub><mi>C</mi><mrow><mi>P</mi><mi>L</mi></mrow></msub><mo>−</mo><msub><mi>C</mi><mi>A</mi></msub><mo>⋅</mo><msup><mi>e</mi><mrow><mfrac><mrow><mo>−</mo><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>1</mn><mo>−</mo><mi>σ</mi></mrow><mo>)</mo></mrow><msub><mi>J</mi><mi>C</mi></msub></mrow><mrow><mi>μ</mi><mo>⋅</mo><mi>p</mi><mi>r</mi><mi>o</mi><mi>p</mi></mrow></mfrac></mrow></msup></mrow><mrow><mn>1</mn><mo>−</mo><msup><mi>e</mi><mrow><mfrac><mrow><mo>−</mo><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>1</mn><mo>−</mo><mi>σ</mi></mrow><mo>)</mo></mrow><msub><mi>J</mi><mi>C</mi></msub></mrow><mrow><mi>μ</mi><mo>⋅</mo><mi>p</mi><mi>r</mi><mi>o</mi><mi>p</mi></mrow></mfrac></mrow></msup></mrow></mfrac></mrow><mo>]</mo></mrow><mtext> </mtext><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>2.16</mn></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow>
, и
<mrow><msub><mi>Q</mi><mrow><mi>C</mi><mi>B</mi></mrow></msub><mo>=</mo><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>1</mn><mo>−</mo><mi>σ</mi></mrow><mo>)</mo></mrow><msub><mi>J</mi><mrow><mi>C</mi><mi>B</mi></mrow></msub><mrow><mo>[</mo><mrow><mfrac><mrow><msub><mi>C</mi><mrow><mi>P</mi><mi>L</mi></mrow></msub><mo>−</mo><msub><mi>C</mi><mi>B</mi></msub><mo>⋅</mo><msup><mi>e</mi><mrow><mfrac><mrow><mo>−</mo><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>1</mn><mo>−</mo><mi>σ</mi></mrow><mo>)</mo></mrow><msub><mi>J</mi><mi>C</mi></msub></mrow><mrow><mi>μ</mi><mo>⋅</mo><mi>p</mi><mi>r</mi><mi>o</mi><mi>p</mi></mrow></mfrac></mrow></msup></mrow><mrow><mn>1</mn><mo>−</mo><msup><mi>e</mi><mrow><mfrac><mrow><mo>−</mo><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>1</mn><mo>−</mo><mi>σ</mi></mrow><mo>)</mo></mrow><msub><mi>J</mi><mi>C</mi></msub></mrow><mrow><mi>μ</mi><mo>⋅</mo><mi>p</mi><mi>r</mi><mi>o</mi><mi>p</mi></mrow></mfrac></mrow></msup></mrow></mfrac></mrow><mo>]</mo></mrow><mtext> </mtext><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>2.17</mn></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow>
Теперь представляем уравнения лимфатического транспорта белка (сравните с Уравнением 2.11):
<mrow><msub><mi>Q</mi><mrow><mi>L</mi><mi>A</mi></mrow></msub><mo>=</mo><msub><mi>J</mi><mrow><mi>L</mi><mi>A</mi></mrow></msub><mo>⋅</mo><msub><mi>C</mi><mi>A</mi></msub><mtext> </mtext><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>2.18</mn></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow>
, и
<mrow><msub><mi>Q</mi><mrow><mi>L</mi><mi>B</mi></mrow></msub><mo>=</mo><msub><mi>J</mi><mrow><mi>L</mi><mi>B</mi></mrow></msub><mo>⋅</mo><msub><mi>C</mi><mi>B</mi></msub><mtext> </mtext><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>2.19</mn></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow>
iv
in
iv
Для моделирования в/в инфильтрации, в/в ввод (J) перемещается из плазмы к промежуточному в/в участку/камере ткани руки (Фиг.3G). В случае взрослого пациента, для замены жидкостей организма, давление в периферических венах сохраняется относительно постоянным, сумма входящих потоков (J+J) принимается постоянной при 100 мл/ч, и уравновешивается выведением с мочой, приводя к типичному периферическому венозному давлению от 0 до 10 мм рт.ст. в положении лежа на спине. Это моделирует случайное прокалывание вены в/в иглой, инфузию жидкости в окружающую интерстициальную ткань, но не в интерстициальную ткань, удаленную от места инъекции.
На Фиг.3Н обобщен полный набор уравнений модели. Расчет параметров для нормального лежащего взрослого пациента массой 70 кг можно найти на Фиг.31. На Фиг.31 интерстициальные параметры (обозначенные как I) применяются к обеим камерам интерстиция организма и интерстиция руки, где варианты интерстиция организма масштабированы по (1 -prop), а варианты интерстиция руки масштабированы по (prop).
Далее рассматривается поведение при инфильтрации руки (в антекубитальной области) у взрослых при типичной скорости инфузии до 100 мл/ч. При скорости инфузии ниже 15 мл/ч объем жидкости в интерстициальной ткани, окружающей участок канюлирования, повышается согласно расчетам менее чем на 10% во время инфильтрации. На Фиг.3J показана модель, прогнозирующая объем ткани рядом с участком инфузии. Показана жидкость, вводимая при различных скоростях инфузии в плазму до времени t=5 часов. Далее УСД «инфильтрирует» ткань, приводя к возрастанию объема в локальной области вокруг места инфузии по направлению к стационарному уровню. Устанавливается стационарное состояние, поскольку сопровождающее повышение давления выводит жидкость в лимфу и окружающую ткани, пока не достигается равновесие. Во время t=34 инфильтрация устраняется и восстанавливается инфузия в плазму, избыток жидкости в области вокруг места инфузии возвращается к нормальному уровню со скоростью, отчасти пропорциональной пиковому объему.
При наибольших скоростях давление возрастает нелинейно из-за взаимосвязи между объемом и давлением в области вокруг места инфузии. Нормальное гидростатическое давление в ткани руки составляет -0,7 мм рт.ст. у взрослого, лежащего на спине. Трехкамерная модель устанавливает давление в ткани руки в диапазонах примерно от -0,4 мм рт.ст. при инфузии 5 мл/ч до 17 мм рт.ст. при инфузии 100 мл/ч. При 40 мл/ч давление возрастает до 3,2 мм рт.ст. При 40 мл/ч давление возрастает до 3,2 мм рт.ст. в течение 30 часов инфильтрации (Фиг.3К). На Фиг.3К иллюстрировано давление в интерстициальной ткани рядом с участком инфильтрации. Жидкость вливали со скоростью 40 мл/ч в вену до времени t=5 часов. Затем игла приводила к инфильтрации ткани, давление в интерстициальной ткани возрастало. Повышение является нелинейным, поскольку податливость ткани является нелинейной (ткань может растягиваться до максимума, после чего после небольшого увеличения объема сильно возрастает давление). Во время t=34 часа инфильтрация устраняется, и восстанавливается инфузия 40 мл/ч в вену. Как и объем, давление рассеивается более быстро, чем создается. Эти объемы и давления являются средними значениями для камер. На Фиг.3К применяется отношение 1,5/70, показан ответ давления на инфильтрацию при различных скоростях инфузии.
На Фиг.3L показана модель, прогнозирующая ответ давления на инфильтрацию при 100 мл/ч, как построено для камер руки различных размеров. Внутривенную жидкость вливают при 100 мл/ч в вену до времени t=5 часов. Затем УСД вызывает инфильтрацию ткани, приводя к повышению давления в интерстициальной ткани. Камеры меньшего размера демонстрируют большее максимальное давление, открывая изменения давления, близкие к месту инъекции. Во время t=34 часа, в вене восстанавливается поток от насоса. В антекубитальной камере руки 0,5 кг (для взрослого с массой тела 70 кг), давление при инфильтрации превышает 70 мм рт.ст. В одном предыдущем исследовании было установлено, что среднее давление в месте инъекции во время инфильтрации 100 мл/ч находится в диапазоне примерно от 0,5 мм рт.ст. до 2 мм рт.ст на каждый мл/ч.
При подробном описании камерной модели, Фиг.4А-4С иллюстрируют три положения устройства сосудистого доступа для примерной непрерывной модели 400 области вокруг места инфузии 114 пациента. В частности, Фиг.4А иллюстрирует этиологию инфильтрации/транссудации канюли 402 в вене, Фиг.4В иллюстрирует этиологию инфильтрации/транссудации позиционной канюли 402, а Фиг.4А иллюстрирует этиологию инфильтрации/транссудации канюли 402, пенетрирующей интерстициальную ткань, приводя к инфильтрации. Если, на Фиг.4С, жидкость, доставляемая канюлей, является токсичной, то состояние определяется как транссудация. Непрерывную модель можно применять для подтверждения прогностической способности дискретной камерной модели, и для достижения понимания поведения инфильтрующей инфузионной жидкости в среде интерстициального пространства. Современной батареи процессоров, работающих в режиме реального времени, не всегда достаточно для обеспечения данного уровня подсчета для непосредственного приложения, однако возрастающее применение серверов беспроводного соединения в будущем, вероятно, может обеспечить такие расчеты для большого числа насосов в режиме, приближенном к реальному времени.
Непрерывная модель 400 описывает инфильтрацию путем анализа перемещения введенной жидкости от места инъекции и ее взаимодействия с областью окружающей ткани. Два сопряженных частичных дифференциальных уравнения моделируют пороупругую ткань с применением закона Дарси и уравнения трехмерной деформации, как подробно описано ниже. В некоторых воплощениях идеальная непрерывная модель является наиболее подходящим типом модели, который может описать перемещение введенного медикамента в трехмерном виде. В некоторых воплощениях непрерывная модель должна с полным основанием включать упрощения из-за ограниченных знаний свойств ткани, исходных условий и граничных условий. Кроме того, непрерывная модель представляется математически частичными дифференциальными уравнениями, которые обычно не разрешимы в закрытой форме; вместо этого для получения решения применяют цифровое решающее устройство на компьютерной основе. Упрощенная модель потока жидкости в ткани описывается законом Дарси для потока через пористую среду, в которой локальная скорость потока пропорциональна градиенту давления. Поток жидкости в биологической ткани часто моделируют с применением теорий потока в пористых средах, в которых перемещение жидкости через мелкие поры в твердую среду ограничивается. Пороупругие модели являются более сложными моделями, в которых пористая среда обладает упругими свойствами. Пористость зависит не только от положения в материале, но также от свойств потока жидкости. Одной мотивировкой пороупругой модели является то, что свойства интерстициальной ткани могут резко меняться в зависимости от наличия или отсутствия добавленной жидкости: в одном исследовании отмечалось, что гидравлическая проводимость может изменяться на фактор 250,000 во время инфильтрации. Непрерывная модель основана на теории пороупругости, и описана двумя связанными частичными дифференциальными уравнениями (ЧДУ).
Непрерывная модель, в отличие от камерной модели, описывает перемещение введенной жидкости и ее взаимодействие с областью окружающей ткани. Непрерывная модель обеспечивает информацию (такую, как давление или скорость) в каждой точке участка на каждый момент времени. Математически, непрерывная модель описывается с помощью системы ЧДУ.
Уравнения Навье-Стокса являются общей непрерывной моделью, описывающей поток одной жидкости, например, воды, через металлическую трубу. В случае потока жидкости в биологической ткани, модель Навье-Стокса является неподходящей, поскольку не учитывает структуру твердого вещества (коллагена и эластина), присутствующего в ткани. Более подходящая модель основана на эмпирическом законе Дарси, который описывает низкоскоростной поток через пористую среду, такой как поток грунтовой воды через почву. Закон Дарси по отдельности не моделирует податливости или упругости ткани, так что он не может прогнозировать такой феномен, как набухание при отеке. Чтобы учесть деформацию ткани, закон Дарси применяют в комбинации с моделью упругой деформации. Комбинация, обозначаемая пороупругостью, описывает твердый упругий матрикс, через который может протекать чистая жидкость. Поток жидкости и модели деформации сочетаются так, что поток включает деформации, в то время как деформации в свою очередь влияют на поток жидкости. Пороупругость обычно применяют в качестве модели для потока жидкости через биологическую ткань. В некоторых воплощениях можно применять альтернативную модель, называемую смешанной теорией, для описания потока жидкости в биологической ткани.
В некоторых воплощениях пороупругую модель применяют в COMSOL Multiphysics, пакете программ, предназначенном для численного решения континуальных физических проблем. Пороупругость включена как предопределенный режим «Multiphysics» в COMSOL, хотя некоторые модификации могут улучшать уместность модели для проблемы. В следующих разделах описаны основные уравнения, параметры и пограничные условия, используемые для моделирования потока жидкости и упругой деформации, а также результаты описанной модели.
Пороупругая модель описана двумя связанными частичными дифференциальными уравнениями. Первое уравнение определяет поток жидкости через ткань, и основано на законе Дарси. Закон Дарси является эмпирическим утверждением, связывающим поток жидкости с градиентом давления. Он предполагает низкую скорость потока, и также может быть получен из уравнений Навье-Стокса с применением некоторых упрощающих допущений. Закон Дарси устанавливает:
<mrow><mi>q</mi><mo>=</mo><mo>−</mo><mfrac><mi>K</mi><mrow><msub><mi>ρ</mi><mi>f</mi></msub><mi>g</mi></mrow></mfrac><mo>∇</mo><mi>p</mi><mtext> </mtext><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>3.1</mn></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow>
f
где q - выход жидкости на единицу площади (поток), К - гидравлическая проводимость, ρ - плотность жидкости, g - ускорение силы тяжести, а р - давление жидкости.
Уравнение (3.1) применяют в сочетании с уравнением непрерывности для получения определяющего уравнения для потока жидкости в пороупругой модели. Уравнение непрерывности устанавливает, что скорость, при которой масса жидкости поступает в участок, равна скорости, при которой масса жидкости покидает участок. Это можно выразить как:
<mrow><mfrac><mrow><mo>∂</mo><mrow><mo>(</mo><mrow><msub><mi>ρ</mi><mi>f</mi></msub><msub><mi>θ</mi><mi>s</mi></msub></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow><mrow><mo>∂</mo><mi>t</mi></mrow></mfrac><mo>+</mo><mo>∇</mo><mo>⋅</mo><msub><mi>ρ</mi><mi>f</mi></msub><mi>q</mi><mo>=</mo><msub><mi>ρ</mi><mi>f</mi></msub><msub><mi>Q</mi><mrow><mi>s</mi><mi>o</mi><mi>u</mi><mi>r</mi><mi>c</mi><mi>e</mi></mrow></msub><mtext> </mtext><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>3.2</mn></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow>
s
source
где θ - доля объема, доступного для потока жидкости, a Q - интенсивность источника жидкости или стока (1/s) внутри области. Замена в уравнении для потока с Уравнения (3.1) на Уравнение (3.2) приводит к получению:
<mrow><mfrac><mrow><mo>∂</mo><mrow><mo>(</mo><mrow><msub><mi>ρ</mi><mi>f</mi></msub><msub><mi>θ</mi><mi>s</mi></msub></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow><mrow><mo>∂</mo><mi>t</mi></mrow></mfrac><mo>+</mo><mo>∇</mo><mo>⋅</mo><mrow><mo>[</mo><mrow><msub><mi>ρ</mi><mi>f</mi></msub><mrow><mo>(</mo><mrow><mfrac><mrow><mo>−</mo><mi>K</mi></mrow><mrow><msub><mi>ρ</mi><mi>f</mi></msub><mi>g</mi></mrow></mfrac><mo>∇</mo><mi>ρ</mi></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow><mo>]</mo></mrow><mo>=</mo><msub><mi>ρ</mi><mi>f</mi></msub><msub><mi>Q</mi><mrow><mi>s</mi><mi>o</mi><mi>u</mi><mi>r</mi><mi>c</mi><mi>e</mi></mrow></msub></mrow>
f
f
Для несжимаемой жидкости ρ является постоянной и может перемещаться за оператор дивергенции. Разделение на ρ дает нам:
<mrow><mfrac><mrow><mo>∂</mo><msub><mi>θ</mi><mi>s</mi></msub></mrow><mrow><mo>∂</mo><mi>t</mi></mrow></mfrac><mo>+</mo><mo>∇</mo><mo>⋅</mo><mrow><mo>(</mo><mrow><mfrac><mrow><mo>−</mo><mi>K</mi></mrow><mrow><msub><mi>ρ</mi><mi>f</mi></msub><mi>g</mi></mrow></mfrac><mo>∇</mo><mi>ρ</mi></mrow><mo>)</mo></mrow><mo>=</mo><msub><mi>Q</mi><mrow><mi>s</mi><mi>o</mi><mi>u</mi><mi>r</mi><mi>c</mi><mi>e</mi></mrow></msub></mrow>
В раскрытой модели способность твердой структуры расширяться и сжиматься аналогична источникам давления или стокам. Если твердое тело расширяется, давление в области снижается, пока в нее не поступит дополнительная жидкость. Подобным образом, если твердое тело сжимается, то давление возрастает, действуя как источник давления. Это выражается уравнением:
<mrow><msub><mi>Q</mi><mrow><mi>s</mi><mi>o</mi><mi>u</mi><mi>r</mi><mi>c</mi><mi>e</mi></mrow></msub><mo>=</mo><mo>−</mo><msub><mi>α</mi><mi>b</mi></msub><mfrac><mrow><mo>∂</mo><mi>e</mi></mrow><mrow><mo>∂</mo><mi>t</mi></mrow></mfrac></mrow>
-1
b
где ∂е/∂t - изменение объемного расширения (s) со временем из уравнения для упругой деформации, а α - эмпирическая постоянная, называемая коэффициентом Био-Виллиса. Итоговым определяющим уравнением является:
<mrow><mfrac><mrow><mo>∂</mo><msub><mi>θ</mi><mi>s</mi></msub></mrow><mrow><mo>∂</mo><mi>t</mi></mrow></mfrac><mo>+</mo><mo>∇</mo><mo>⋅</mo><mrow><mo>(</mo><mrow><mfrac><mrow><mo>−</mo><mi>K</mi></mrow><mrow><msub><mi>ρ</mi><mi>f</mi></msub><mi>g</mi></mrow></mfrac><mo>∇</mo><mi>p</mi></mrow><mo>)</mo></mrow><mo>=</mo><mo>−</mo><msub><mi>α</mi><mi>b</mi></msub><mfrac><mrow><mo>∂</mo><mi>e</mi></mrow><mrow><mo>∂</mo><mi>t</mi></mrow></mfrac><mo>.</mo><mtext> </mtext><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>3.3</mn></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow>
Уравнение можно упростить с применением цепного правила до получения:
<mrow><msub><mi>S</mi><mi>α</mi></msub><mo>=</mo><msub><mi>ρ</mi><mi>f</mi></msub><mi>g</mi><mrow><mo>(</mo><mrow><mfrac><mrow><mo>∂</mo><msub><mi>θ</mi><mi>s</mi></msub></mrow><mrow><mo>∂</mo><mi>p</mi></mrow></mfrac></mrow><mo>)</mo></mrow><mrow><mo>(</mo><mrow><mfrac><mrow><mo>∂</mo><mi>p</mi></mrow><mrow><mo>∂</mo><mi>t</mi></mrow></mfrac></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow>
-1
-1
-1
f
в качестве коэффициента регулирования (м). Коэффициент регулирования обычно устанавливают экспериментальным способом, и его можно выражать в единицах либо м, как применяется здесь, либо Па. Разницей между двумя определениями является фактор ρg. Уравнение, применяемое в непрерывной модели:
<mrow><mrow><mo>(</mo><mrow><mfrac><mrow><msub><mi>S</mi><mi>α</mi></msub></mrow><mrow><msub><mi>ρ</mi><mi>f</mi></msub><mi>g</mi></mrow></mfrac></mrow><mo>)</mo></mrow><mfrac><mrow><mo>∂</mo><mi>p</mi></mrow><mrow><mo>∂</mo><mi>t</mi></mrow></mfrac><mo>+</mo><mo>∇</mo><mo>⋅</mo><mrow><mo>(</mo><mrow><mfrac><mrow><mo>−</mo><mi>K</mi></mrow><mrow><msub><mi>ρ</mi><mi>f</mi></msub><mi>g</mi></mrow></mfrac><mo>∇</mo><mi>p</mi></mrow><mo>)</mo></mrow><mo>=</mo><mo>−</mo><msub><mi>α</mi><mi>b</mi></msub><mfrac><mrow><mo>∂</mo><mi>e</mi></mrow><mrow><mo>∂</mo><mi>t</mi></mrow></mfrac></mrow>
.
b
f
-7
-8
-1
3
В раскрытой модели эмпирическую величину α=1 применяют для коэффициента Био-Виллиса. Значение для гидравлической проводимости устанавливают равным К=10 м/с, что является типичным значением, экспериментально установленным для подкожной ткани крыс. Коэффициент регулирования, Ss, устанавливают равным 10 м. Жидкостью является главным образом вода, таким образом, плотность ρ=1000 кг/м.
После дифференцирования, тензор напряжения z для ткани составляет:
τ=2Gε+λeI-pI,
где ε - тензор напряжения, е - объемное расширение ткани, р - локальное давление жидкости, λ - постоянная Ламе, характеризующая материал вместе с модулем сдвига G. Здесь принимается, что ткань является линейным и изотропным упругим материалом. При выражении через вектор перемещения и, тензор напряжения составляет:
<mrow><mi>ε</mi><mo>=</mo><mfrac><mn>1</mn><mn>2</mn></mfrac><mrow><mo>(</mo><mrow><mo>∇</mo><mi>u</mi><mo>+</mo><msup><mrow><mrow><mo>(</mo><mrow><mo>∇</mo><mi>u</mi></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow><mi>T</mi></msup></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow>
,
а объемное расширение составляет
e=∇·u.
Пренебрегая движущей силой и любыми внешними усилиями, получаем динамическое уравнение:
∇·τ=0
Подставляя значения z, s и е, получаем:
G∇2u+(G+λ)∇(∇·u)-∇p=0
Параметры упругости (G,A) можно преобразовать в модуль упругости Е и коэффициент Пуассона ν:
<mrow><mi>G</mi><mo>=</mo><mfrac><mi>E</mi><mrow><mn>2</mn><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>1</mn><mo>+</mo><mi>ν</mi></mrow><mo>)</mo></mrow><mo>'</mo></mrow></mfrac></mrow>
<mrow><mi>λ</mi><mo>=</mo><mfrac><mrow><mi>E</mi><mi>ν</mi></mrow><mrow><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>1</mn><mo>+</mo><mi>ν</mi></mrow><mo>)</mo></mrow><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>1</mn><mo>−</mo><mn>2</mn><mi>ν</mi></mrow><mo>)</mo></mrow><mo>'</mo></mrow></mfrac></mrow>
с получением уравнения упругости, используемого COMSOL:
<mrow><mfrac><mi>E</mi><mrow><mn>2</mn><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>1</mn><mo>+</mo><mi>ν</mi></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow></mfrac><msup><mo>∇</mo><mn>2</mn></msup><mi>u</mi><mo>+</mo><mfrac><mi>E</mi><mrow><mn>2</mn><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>1</mn><mo>+</mo><mi>ν</mi></mrow><mo>)</mo></mrow><mrow><mo>(</mo><mrow><mn>1</mn><mo>−</mo><mn>2</mn><mi>ν</mi></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow></mfrac><mo>∇</mo><mrow><mo>(</mo><mrow><mo>∇</mo><mo>⋅</mo><mi>u</mi></mrow><mo>)</mo></mrow><mo>=</mo><mo>∇</mo><mi>p</mi></mrow>
В осуществлении модели упругости в COMSOL применяется двумерное упрощение модели, так что смещение имеет два компонента: u=(u, v). «Условие плоской деформации» предполагает, что деформация осуществляется в плоскости х-у, в то время как в z-направлении нет смещения. Это допущение не подходит для введения жидкости в точке, но обеспечивает простую конструкцию и анализ. При конструкции достаточной модели в двух измерениях, можно осуществить трехмерную модель с помощью режима применения COMSOL «Твердое вещество, растяжение-сжатие».
Значения Е и v взяты из упругих свойств мягкой ткани. Диапазон величин для каждого параметра составляет 60 кПа<Е<73 кПа и 0,3<v<0,5. Для раскрытых моделей применяют значения в середине диапазона Е=65 кПа и v=0,4.
На Фиг.4А-4D применяют непрерывную модель для определения перемещения и деформации жидкости в поперечном сечении ткани 5 см на 3 см с точечным источником наверху в центре области. Чтобы имитировать инфильтрацию, выполняют введение жидкости в ткань с постоянной скоростью от времени t=0 сек до t=10 сек. При t=10 сек поток останавливают, и ткань начинает расслабляться. Отмечаем, что модель является двухмерной, так что скорости потока выражены в единицах площади на время, а не в единицах объема на время. Жидкость не может протекать через верхнюю и нижнюю границы, которыми являются кожа и кость, соответственно. Жидкость может перемещаться за боковые границы, представляя поток в остальную часть тела. Нижняя, левая и правая границы не могут перемещаться, в то время как верхняя граница, представляющая кожу, может набухать наружу при увеличении давления.
Специфические граничные и исходные условия нужно выразить для уравнений потока жидкости и упругой деформации. Граничные условия для уравнений (3.3) и (3.4) перечислены в Таблице 3.1.
Таблица 3.1.
Граничные условия для непрерывной модели
Граница
Условия потока жидкости
Условие упругой деформации
Левая:
n·K∇p=R<sub>b</sub>(P<sub>b</sub>-P)
u=(0,0)
Правая:
n·K∇p=R<sub>b</sub>(P<sub>b</sub>-P)
u=(0,0)
Верхняя:
n·K∇p=0
и не устанавливается
Нижняя:
n·K∇p=0
u=(0,0)
b
b
b
b
b
b
2
В Таблице 3.1 n является единичным вектором, направленным наружу перпендикулярно границе, R является внешней проводимостью, а P является внешним давлением. Эти условия обеспечивают поток через левую и правую границы, устанавливая, что поток направляется разницей давления в ткани внутри области модели и давления снаружи от этой области. Поскольку давление снаружи области больше по сравнению с областью модели, предполагается, что внешнее давление остается постоянной величиной P=0 Па. Более высокие значения R соответствуют более легкому потоку из области, в то время как низкие значения R приводят к снижению потока. R=1 мс/кг.
0
0
Условие u=(0,0) устанавливает, что смещение вдоль границы равно 0, так что положение границы фиксировано. Условие, где и не установлено, называют свободным граничным условием. Исходные условия установлены как u=(0,0) и р=0.
Модель определяют в COMSOL с применением параметров и граничных условий, описанных в предыдущем разделе. Численное решение модели обеспечивают с применением итеративного способа, в котором давление и смещение рассчитывают через область для множества близко расположенных временных этапов. Решения модели для времени t=0 сек, t=5 сек, t=10 сек, t=20 сек, t=40 сек, и t=80 сек показаны на Фиг.4D. Окраска поверхности соответствует давлению (красный цвет представляет высокое давление, а синий цвет представляет низкое давление), а изменение размещения верхней границы представляет деформацию ткани. Как ожидалось, давление является наивысшим в месте инъекции, и снижается на расстоянии от участка инъекции. Решение на Фиг.4D также показывает, что когда жидкость вводят в ткань, этот участок набухает, а затем медленно возвращается к исходному состоянию после устранения инфильтрации. Это показано в решении смещением верхних граничных условий.
Решение непрерывной модели обеспечивает пространственную количественную информацию, касающуюся сдвигов, давлений и перемещения материала внутри пористого ИТП, которую можно сравнить с физическими измерениями в ходе точной настойки камерной модели, а также с прямым применением в приборной системе.
-7
-7
-7
2
-7
2
Давление в участке инъекции наносили на кривую против времени на Фиг.4Е для трех различных постоянных скоростей введения: 10, 2·10, и 4·10 м/с. Инъекция происходит во времени от t=0 до t=10 сек. Кривая показывает, что давление монотонно возрастает во время инфильтрации (от t=0 сек до t=10 сек), а затем резко снижается после прекращения инфильтрации (t=10 сек). Давление снижается до достижения значения внешнего давления в остальной части тела. Повторяем, что это внешнее давление указано в боковых граничных условиях. Отмечаем, что давление не возрастает линейно во время инфильтрации, но вместо этого возрастает более медленно со временем. Это может быть связано с деформацией ткани. Поскольку объем ткани увеличивается по мере введения жидкости в эту область, тот же самый приток жидкости в более позднее время не увеличивает давление так сильно, как в начале. На Фиг.4F показано прогнозируемое давление в месте инъекции для скорости инъекции 10 м/с от t=0 до t=10 сек. Время построено в логарифмической шкале, чтобы показать приблизительно прямую линию для времени раньше t=10 сек. Для инъекции с постоянной скоростью модель прогнозирует, что давление в месте инъекции должно возрастать в соответствии с логарифмической функцией времени. Фиг.4F демонстрирует, что давление возрастает примерно в соответствии с логарифмической функцией времени.
-7
2
Фиг.4Е показывает давление, оцениваемое вдоль линии, проходящей вдоль места инъекции (х=0,025 метров). Кривая показана при t=5 (во время инфильтрации) и t=15 секунд (после инфильтрации), чтобы продемонстрировать натяжение и расслабление ткани. Фиг.4Е демонстрирует пространственную вариацию давления во время и вскоре после инфильтрации. Давление оценивали вдоль линии, проходящей через место инъекции (х=0,025 метров) при постоянной скорости введения 10 м/с.Две кривых показывают давление во время инфильтрации при t=5 и вскоре после инфильтрации при t=15 секунд. Во время инфильтрации имеется острый пик в участке введения, но после инъекции пик быстро снижается, когда жидкость распространяется по участку ткани.
В дополнение к двухмерной модели потока жидкости, представленной в двух предыдущих разделах, можно применять трехмерную осесимметричную модель. Осесимметричная модель использует трехмерные уравнения для пороупругости в цилиндрических полярных координатах (r, ϕ, z), но допускает, что переменные не изменяются с углом ϕ. Затем модель решают в двумерной плоскости r-z, а затем отображают в трехмерном виде. Допущение осевой симметрии снижает комплексность модели по сравнению с полной трехмерной моделью, уменьшает сложность и время получения решения.
На Фиг.4Н показана осесимметричная модель в двухмерной r-z плоскости. Решение показано на t=50 секунд для инъекции с фиксированным давлением 100 Па от t=0 до t=10 секунд.
Пример решения осесимметричной модели показан на Фиг.4I, иллюстрирующей осесимметричную модель, отображенную из двухмерной r-z плоскости в трех измерениях. Решение показано при t=50 секунд при фиксированном давлении 100 Па от t=0 до t=10 секунд. Осесимметричная модель применяет те же самые значения параметров и граничные условия, как и двухмерная модель, показанная в предыдущих разделах, за тем исключением, что вместо источника потока применяют источник давления 100 Па в центре участка.
Источники потока не применяются на оси симметрии r=0, поскольку способ обработки источников потока в COMSOL производится в осесимметричной области.
При сравнении камерной модели с непрерывной моделью трехкамерная модель отслеживает объем жидкости и массу белка в трех камерах: вене (плазме), интерстициальной ткани рядом с участком инфильтрации, и остальной ткани организма. Объемы жидкости в тканевых камерах являются важными, поскольку объем взрастает, отражая деформацию ткани, и служит первичным индикатором инфильтрации в интерстициальном пространстве. Масса белка влияет на скорость изменения объема между тремя камерами, поскольку различные концентрации белка добавляются к осмотическому градиенту и направляют поток жидкости. Напротив, непрерывная модель обеспечивает общую деформацию каждой камеры и распределение жидкости в организме, но не распределение жидкости или массы внутри каждой камеры.
Напротив, камерная модель показывает распределение жидкости и давление в отдельной камере, о не включает поток между камерами. В представленной форме непрерывной модели не показано лимфатической или капиллярной активности, хотя это можно выполнить путем добавления набора «стоков», распределенных по пространству трехмерной модели. Здесь виден поток, обусловленный градиентами давления, или отток из камеры.
Подходы дополняют друг друга, поскольку камерная модель имитирует поток между отдельными участками, а непрерывная модель имитирует поток внутри участка. Эти две модели можно сравнить с применением отношения податливости для подсчета давления из объема в камерной модели. Это дает непрерывное выходное давление для обеих моделей, которое можно сравнить для идентичных вводов. Кроме того, обе модели прогнозируют ожидаемое повышение объема для данного ввода жидкости. Таким образом, их можно применять для прогнозирования максимальной скорости потока, выше которой инфильтрация может быть вредной для пациента.
Трехкамерная модель может быть модифицирована для отражения более реалистичного моделирования выведения с мочой, дополнительного анализа чувствительности, и установки параметров для новорожденных и пожилых пациентов. Ее можно дополнительно распространить на большее число камер, если необходимо обеспечить более высокое разрешение.
В некоторых воплощениях в трехмерной модели потеря жидкости из организма (с мочой и потом) и поступление жидкости в организм (с едой, вливанием и инфильтрацией) описаны в виде постоянных членов. Таким образом, чтобы система достигла равновесного объема, ввод жидкости определяется равным потере жидкости. Это реалистично для описания равновесного объема, но может быть не реалистичным при инфильтрации, поскольку организм регулирует выведение с мочой для сохранения равновесия на основе объема плазмы в венах. Когда жидкость вводят прямо в ткань, меньший объем жидкости поступает в плазму, и объем плазмы в венах падает. Соответственно, скорость выведения мочи должна также снижаться. В некоторых воплощениях скорость выведения мочи можно моделировать как постоянную (а) плюс элемент, пропорциональный отличию от нормального объема плазмы, т.е.:
<mrow><msub><mi>J</mi><mrow><mi>u</mi><mi>r</mi></mrow></msub><mo>=</mo><mi>α</mi><mo>+</mo><mi>β</mi><mrow><mo>(</mo><mrow><msub><mi>V</mi><mrow><mi>P</mi><mi>L</mi></mrow></msub><mo>−</mo><msub><mi>V</mi><mrow><mi>P</mi><msub><mi>L</mi><mn>0</mn></msub></mrow></msub></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow>
В некоторых воплощениях раскрытая модель теперь прогнозирует ответ инфильтрации при различной скорости и длительности потока у взрослых. Параметры можно регулировать, чтобы прогнозировать инфильтрацию у новорожденных и пожилых пациентов. В некоторых воплощениях некоторые параметры могут варьировать, если они гораздо больше отличаются у здоровых взрослых, новорожденных и пожилых. Это особо предпочтительно, поскольку инфильтрации в основном наблюдаются у новорожденных и пожилых пациентов.
В некоторых воплощениях можно регулировать точность непрерывной модели. В некоторых воплощениях, хотя текущая модель учитывает повышение объема из-за деформации ткани, гидравлическая проводимость сохраняется постоянной. Поскольку ткань расширяется, поры в ткани становятся больше и обеспечивают более легкий поток, так что в некоторых воплощениях ее поведение можно моделировать путем выражения гидравлической проводимости как функции расширения ткани, где большее расширение ведет к большим значениям гидравлической проводимости. В некоторых воплощениях гидравлическую проводимость выражают как К=Hexp(Re), где К - гидравлическая проводимость, е - расширение ткани, а Н и R являются положительными постоянными.
В некоторых воплощениях непрерывная модель не подсчитывает напрямую поток лимфы. Вместо этого отток из участка ткани принимают как результат потока в оставшуюся часть организма. В некоторых воплощениях скорость потока из ткани, представляющего включенный поток лимфы, основана на соотношении с потоком лимфы, наблюдаемым в камерной модели. Кроме того, для боковых граничных состояний предполагается, что давление в ткани вне участка является постоянным при р=0 Па. В некоторых воплощениях это давление возрастает по мере потока жидкости от участка инъекции в остальную часть организма.
В некоторых воплощениях непрерывную модель можно распространить для описания несимметричной трехмерной области ткани. Современная трехмерная модель описывает область ткани с осевой симметрией. В некоторых воплощениях поток моделирован в полной трехмерной модели ткани без сходящегося решения. В некоторых воплощениях эта модель может включать систематическое тестирование различных решающих программ в COMSOL и изменение решетки конечных элементов. Описано получение решения в основной кубической или цилиндрической геометрии. Чтобы моделировать инфильтрацию руки, рассматривается участок 400, показанный на Фиг.4А. В некоторых воплощениях этот вид модели распространяется на различные типы ткани путем изменения значений параметров в различных областях.
На Фиг.5 показан примерный способ 500 для контроля доставки медикамента с применением системы контроля доставки медикамента 100 с Фиг.1. В некоторых воплощениях способ 500 с Фиг.5 встроен в процессор 106 в виде читаемых компьютером инструкций, предназначенных для хранения в памяти 120 (например, в качестве программного обеспечения), которое можно загрузить в систему 100 или другую машину, как иллюстрировано и описано на Фиг.1,
Способ 500 начинается с этапа 502 и продолжается на этапах 504, 506 и 508, на которых для системы 100 предоставляется информация о пациенте, информация об УСД и медицинская информация, соответственно. Далее, на этапе 510, производят инфузию медикамента пациенту 116. Способ 500 продолжается на циклические этапы 512-528, повторяющиеся, пока медикамент 118 вводят пациенту. В некоторых воплощениях система 100 функционирует независимо от типа вводимого медикамента, за исключением возможности регуляции порогов чувствительности для некоторых высоко раздражающих медикаментов, таких как винкристин или адриамицин, при их инфузии. На этапах 514-516 система 100 определяет текущее давление, податливость и сопротивление в канале доставки жидкости 110. В некоторых воплощениях определяются другие текущие величины. На этапе 518 модель создают на основе предоставленной информации (например, информации о пациенте, информации об УСД и медицинской информации), текущего давления, и текущего сопротивления, а на этапе 520 выводят прогнозируемое модельное состояние области вокруг места инфузии 114. В некоторых воплощениях выводят другую информацию, такую как ожидаемое давление и ожидаемое сопротивление в области вокруг места инфузии 114. На этапе 522 текущее давление и текущее сопротивление обрабатывают в прогнозируемом модельном состоянии. Если на этапе решения 524 текущее давление и текущее сопротивление, по сравнению с прогнозируемым модельным состоянием области вокруг места инфузии 114, указывают на развитие инфильтрации, на этапе 526 выводится информация. В другом случае, способ 500 переходит на этап решения 525, в котором, если определяется, что достигнуто модельное состояние и/или физические измеренные значения превышают пороги предупреждения/тревоги для пациента и УСД, то выводится соответствующее сообщение на этапе 526. В другом случае способ 500 переходит на конечный циклический этап 528. Если на конечном циклическом этапе 528 инфузия медикамента не завершена, то способ 500 возвращается на начальный циклический этап 512, в противном случае способ 500 заканчивается на этапе 530.
После описания способа 500 с Фиг.5 для контроля доставки медикамента посредством системы контроля доставки медикамента 100 с Фиг.1, далее приведен пример применения способа 500 с Фиг.5 у взрослого пациента.
Способ 500 начинается с этапа 502 и продолжается на этапах 504, 506 и 508, на которых для системы 100 предоставляется информация о взрослом пациенте, информация об УСД и медицинская информация, соответственно. Далее, на этапе 510, производят инфузию медикамента пациенту 116. Способ 500 продолжается на циклические этапы 512-528, повторяющиеся, пока медикамент 118 вводят пациенту. В качестве примера на этапах 514-516, система измеряет текущее давление (которое равно потоку, определяемому сопротивлением в канале доставки жидкости 110 плюс любым гидростатическим сдвигом), текущее сопротивление (включающее сумму сопротивления УСД, соединительных трубок и сосуда), и податливость канала доставки 110. На этапе 518 камерную и/или непрерывную модель применяют для создания установленных состояний системы доставки. На этапе 520 некоторые или все из этих значений могут быть выведены для представления через интерфейс пользователя. На этапе 522 измеренные физические параметры, включая сопротивление, податливость и давление, интегрируются с выводом модели для дальнейших операций логики решения на этапе 524. В некоторых воплощениях определяются другие текущие величины. На этапе 518 вырабатывается модель на основе обеспеченной информации (например, информации о пациенте, информации об УСД, и медицинской информации и истории потока), текущего давления и текущего сопротивления, и на этапе 520 выводится прогнозируемое модельное состояние области вокруг места инфузии 114, определяющее, имеется ли инфузионная жидкость и, возможно, белок в области вокруг места инфузии. В некоторых воплощениях выводится другая информация, такая как ожидаемое давление и ожидаемое сопротивление в области вокруг места инфузии 114. На этапе решения 524 текущее давление и текущее сопротивление обрабатываются с прогнозируемым модельным состоянием. На этапе 526 выводится сообщение, обусловленное порогом срабатывания сигнализации при инфильтрации, как определяется врачом по установленному количеству микролитров на килограмм для взрослого пациента. Указывается завершение инфузии медикамента на этапе 528, так что способ 500 заканчивается на этапе 530.
Другой пример представлен с применением способа 500 с Фиг.5 для новорожденного пациента. Способ 500 начинается с этапа 502 и продолжается на этапах 504, 506 и 508, на которых для системы 100 предоставляется информация о новорожденном пациенте, информация об УСД и медицинская информация, соответственно. Далее, на этапе 510, производят инфузию медикамента пациенту 116. Способ 500 продолжается на циклические этапы 512 - 528, повторяющиеся, пока медикамент 118 вводят пациенту. На этапах 514-516 система 100 определяет текущее давление, текущее сопротивление, 2 мм рт.ст./литр/ч плюс сопротивление в катетере, и податливость, высокое значение податливости более 4 мкл/мм рт.ст., в канале доставки 110. В некоторых воплощениях определяют другие текущие величины. На этапе 518 вырабатывается модель на основе обеспеченной информации (например, информации о пациенте, информации об УСД, и медицинской информации и истории потока), текущего давления и текущего сопротивления, и на этапе 520 выводится прогнозируемое модельное состояние области вокруг места инфузии 114, определяющее, имеется ли инфузионная жидкость, и возможно, белок в области вокруг места инфузии. В некоторых воплощениях выводится другая информация, такая как ожидаемое давление и ожидаемое сопротивление в области вокруг места инфузии 114. На этапе 522 текущее давление и текущее сопротивление обрабатываются с прогнозируемым модельным состоянием. На этапе решения 524 текущее давление и текущее сопротивление обрабатываются с прогнозируемым модельным состоянием и не показывают инфильтрации, но на этапе решения 525 достигается текущее модельное состояние и/или физические измеренные величины превышают порог срабатывания сигнализации (как определено врачом по установленному количеству микролитров на килограмм для новорожденного пациента) для пациента и УСД, так что выводится информация на этапе 526. Указывается завершение инфузии медикамента на этапе 528, так что способ 500 заканчивается на этапе 530.
Фиг.6 является структурной схемой, иллюстрирующей примерную вычислительную систему 600, которая может выполнить некоторые аспекты настоящего описания в соответствии с одной конфигурацией настоящего описания. Вычислительная система 600 может быть представлена любой одной или несколькими из систем 100. Вычислительная система 600 может включать модуль передачи данных 605 для передачи информации, шину 606 для передачи информации между различными модулями, и процессор 615, связанный с модулем передачи информации 605 для обработки информации. Процессор 615 может представлять процессор 106 с Фиг.1. Система 600 сконструирована для связи с датчиком давления жидкости 630 с достаточным разрешением, точностью и пропускной способностью для измерения давления жидкости в канале доставки жидкости 110 ниже (например, на стороне пациента) механизма насоса. Система 600 также сконструирована для связи с устройством для накачивания жидкости 635 и связанным контрольным электронным программным обеспечением и аппаратурой для непрерывного и опосредованного измерения сопротивления потоку жидкости с учетом режимов потока.
Вычислительная система 600 также может быть соединена с устройствами 620 и 625. Одно или несколько устройств 620 может быть представлено выходным устройством 108 с Фиг.1, а одно или несколько устройств 625 может быть представлено интерфейсом пользователя 102 с Фиг.1. Вычислительная система 600 может дополнительно содержать память 616, такую как RAM, ROM или другое запоминающее устройство, соединенное с шиной 606, для хранения информации и инструкций, выполняемых процессором 615. Память 616 можно применять для хранения временной переменой или другой промежуточной информации во время выполнения инструкций процессором 615. Вычислительная система 600 может дополнительно содержать устройство хранения данных 617, такое как магнитный диск или оптический диск, соединенное с шиной 606 хранения информации и инструкций. Память 616, запоминающее устройство 617, или то и другое может быть представлено памятью 120 с Фиг.1.
Воплощения настоящего изобретения обеспечивают систему контроля области вокруг места инфузии пациента и определения установленных состояний и измерений, связанных с риском инфильтрации в участке инфузии при ненадлежащем размещении УСД и/или эрозии в участке пункции сосуда. Система может дополнительно обеспечивать предупреждение и сигнал тревоги на основе оцененной тяжести риска. Определения производятся по меньшей мере отчасти на основе сравнения одного или нескольких модельных состояний жидкости и/или содержания белка внутри тела с ожидаемым значением этих состояний, определенным по меньшей мере отчасти по информации, касающейся пациента, такой как масса тела, возраст, расположение участка в/в введения и катетер. Кроме того, определение может быть основано на измерении текущих значений и скорости изменения давления и сопротивления потока в участке инфузии, при таком объединении, как булева логика, с ранее упомянутыми модельными расчетами. Множество ожидаемых расчетов состояния доставки жидкости определяют с применением модели области вокруг места инфузии, такой как камерная или непрерывная модель, применяемая посредством способа расчета конечных элементов. Если система определяет, что имеется риск инфильтрации, превышающий порог предупреждения или тревоги, определяемый по меньшей мере отчасти посредством вычислений на основе информации о пациенте, включая без ограничения возраст и/или массу тела и/или положение УСД и/или медикамент, то система выводит предупреждение или сигнал тревоги, такой как визуальный или аудио сигнал тревоги, так чтобы оператор мог предпринять надлежащее действие в ответ на инфильтрацию. Система также может представлять текущее состояние(я) и измерения системы в/в доставки в графической или численной форме, например такой, как текущая оценка в/в жидкости, находящейся вне вены по расчетам модели, представляемая врачу для его собственной оценки риска для пациента.
Хотя термин «процессор» применяется в различных местах в описании предпочтительных воплощений, такой термин предполагает применение одного или нескольких устройств, выполняющих обработку, и не обязательно ограничивается единственным устройством, расположенным в одном участке. Термин «процессор» может включать множество обрабатывающих устройств, расположенных в участках, отделенных друг от друга. Процессор может быть универсальным микропроцессором, микроконтроллером, процессором цифровых сигналов («DSP»), интегральной схемой прикладной ориентации («ASIC»), логической матрицей, программируемой пользователем («FPGA»), программируемым логическим устройством («ПЛУ»), контроллером, конечным автоматом, управляемой импульсами логической схемой, дискретными аппаратными компонентами, или любым другим подходящим устройством, которое может выполнять расчеты или другие манипуляции информацией. Процессор может включать одну или несколько машиночитаемых сред для хранения программного обеспечения. Программное обеспечение подразумевается в широком смысле, включая инструкции, данные или любую их комбинацию, относящуюся к компьютерным программам, встроенным программам, промежуточным программам, микропрограммам, языку описания аппаратуры, или тому подобному. Инструкции могут включать код (например, в формате исходного кода, формате двоичного кода, формате рабочей программы, или любом другом подходящем формате кода).
Машиночитаемый носитель может включать запоминающее устройство, встроенное в процессор, такое, как может быть в случае ASIC. Машиночитаемый носитель может также включать запоминающее устройство вне процессора, такое как оперативное запоминающее устройство («RAM»), флэш-память, постоянное запоминающее устройство («ROM»), программируемое постоянное запоминающее устройство («PROM»), стираемое PROM («EPROM»), регистры, жесткий диск, съемный диск, CD-ROM, DVD, или любое другое подходящее запоминающее устройство. Кроме того, машиночитаемый носитель может включать линию передачи или несущую волну, кодирующую сигнал данных. Специалисту в данной области техники понятно, как наилучшим образом воплотить описанные функциональные возможности для процессора. В соответствии с одним аспектом изобретения, машиночитаемый носитель является читаемым компьютером носителем, на котором кодируют или хранят команды, и является вычислительным элементом, определяющим структурные и функциональные взаимоотношения между инструкциями и остальной частью системы, что позволяет реализовать функциональное назначение инструкций. Инструкциями может быть, например, компьютерная программа, включающая код. Машиночитаемый носитель может содержать одну или несколько сред. Кроме того, термин «медикамент» не предполагает ограничения, но подразумевает включение любой жидкости, вводимой пациенту.
Компьютерный программный код для выполнения операций, обсужденных выше, может быть написан на объектно-ориентированном языке программирования, например таком, как JAVA™, Smalltalk, или C++. Однако компьютерный программный код для выполнения операций может также быть написан на обычных языках процедурного программирования, таких как «С» язык программирования, на интерпретируемом языке подготовки сценариев, таком как Perl, или на функциональном (или четвертого поколения) языке программирования, таком как Lisp, SML, Forth, или тому подобное. Программное обеспечение можно также написать в соответствии с требованиями HLA-7.
Понятно, что хотя настоящее изобретение описано в воплощениях, различные модификации иллюстративных воплощений, а также дополнительные воплощения изобретения, очевидны для специалистов в данной области техники со ссылкой на данное описание, без отделения от объема изобретения, который содержится в прилагаемой формуле изобретения. Подразумевается, что формула изобретения охватывает любые такие модификации или воплощения, находящиеся в пределах объема изобретения.