DE3720667A1 - Haemodialyse- und haemofiltrationsvorrichtung - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft eine Hämodialyse- und Hämofiltrationsvor­ richtung, die dazu bestimmt ist, das Blut eines Patienten in einem künstlich geschaffenen extrakorporalen Blutkreislauf einer Dialyse- und/oder Filtrationsbehandlung zu unterziehen. Vorrich­ tungen dieser Art sind auch unter der Bezeichnung "künstliche Niere" bekannt. Hauptsächliches Ziel einer solchen Behandlung ist es, eine Normalisierung der Zusammensetzung des Blutplasmas zu erreichen.

Das Blut wird hierbei durch eine Entnahmevorrichtung, z. B. mit einem Katheter, dem Blutkreislauf des Patienten entnommen und von einer Blutpumpe durch eine Behandlungseinrichtung gepumpt, die einen Dialysator und/oder ein Filter sowie evtl. weitere für diesen Zweck gebräuchliche Einrichtungen umfaßt. Danach wird das Blut auf geeignete Weise, z. B. ebenfalls mit einem Katheter, in den Blutkreislauf des Patienten zurückgeleitet.

Um eine Schädigung des Patienten bei Funktionsstörungen im extrakorporalen Blutkreislauf zu vermeiden, sind Überwachungs­ einrichtungen notwendig, die solche Störungen selbsttätig erken­ nen und das System durch Unterbrechen der Zirkulation in einen sicheren Zustand bringen.

Bei den in der Praxis gebräuchlichen Geräten sind - unter Berücksichtigung der geltenden Sicherheits­ empfehlungen (IEC 62D(CO)34, VDE 0750/Teil 206) - folgende Über­ wachungseinrichtungen allgemein gebräuchlich:

• - Eine Einrichtung zur Überwachung des Druckes in der Leitung zwischen der Entnahmevorrichtung und dem Einlaß der Blutpumpe. Sie dient der Erkennung von Störungen des Blutflusses im Bereich der Entnahmevorrichtung.
• - Eine Einrichtung zur Überwachung des Druckes in der Leitung zwischen der Dialysator- bzw. Filteranordnung und der Vorrich­ tung zur Rückführung des Blutes. Sie ist dazu bestimmt, Störungen des Blutflusses im Bereich zwischen der Blutpumpe und der Vorrichtung zur Rückführung des Blutes sowie eine Auftren­ nung von Leitungsverbindungen in diesem Bereich zu erkennen.
• - Eine Einrichtung zum Abfangen und Erkennen von Luft in der Leitung zwischen der Dialysator- oder Filteranordnung und der Vorrichtung zur Rückführung des Blutes. Sie dient dazu, zu verhindern, daß Luft in den Blutkreislauf des Patienten gelangt.

Ausgangspunkt für die Erfindung ist die Feststellung, daß bestimmte Arten von Störungen durch diese bisher gebräuchliche Kombination von Sicherheitseinrichtungen nicht erfaßt werden oder sich erst bemerkbar machen, wenn bereits größere Schäden einge­ treten sind. Hierzu zählen insbesondere Störungen, die mit einer Änderung der Strömungsverhältnisse in der Dialysator- oder Filteranordnung und/oder mit einer Änderung der Blutviskosität verbunden sind, z. B. eine Erhöhung der Blutviskosität durch übermäßigen Flüssigkeitsentzug bei der Filtration oder eine sich anbahnende Blutgerinnung in der Dialysator- oder Filteranord­ nung. Wenn eine solche Störung nicht frühzeitig erkannt wird, führt sie zu einer langwierigen Betriebsunterbrechung, weil in einem solchen Falle die gesamte Dialysator- oder Filteranordnung ausgewechselt werden muß, wobei das darin enthaltene Blut verlo­ rengeht.

Auch andere Störungen werden bei der bisher üblichen Kombination von Überwachungseinrichtungen erst erkannt, wenn sie ein gefähr­ liches Ausmaß erreicht haben, so daß eine automatische Abschal­ tung des Systems ausgelöst wird, ohne den Benutzer vorher zu warnen und ihm dadurch die Möglichkeit zu geben, die sich anbah­ nende Störung rechtzeitig zu beseitigen und eine Betriebsunter­ brechung zu vermeiden.

Zum Beispiel besteht die Einrichtung zum Abfangen und Erkennen von Luft gewöhnlich aus einer in die rückführende Leitung einge­ fügten Kammer mit einem Füllstandssensor. Die vom Blut eventuell mitgeführten Luftblasen werden in der Kammer abgeschieden, und der Füllstand in der Kammer sinkt entsprechend ab. Wenn der Füllstand auf ein kritisches Niveau abgesunken ist, wird durch den Luftsensor eine Alarmvorrichtung aktiviert und die Blutzir­ kulation durch Abschalten des Blutpumpenantriebes unterbrochen.

Bei einer Undichtigkeit am Blutschlauchsystem, durch die Luft eingesaugt wird, wird also der Alarm erst ausgelöst, wenn schon eine beträchtliche Menge Luft in den Kreislauf gelangt ist. Die in diesem gefährlichen Zustand notwendige automatische Abschal­ tung führt zu einer Betriebsunterbrechung, die für den Patienten zumindest eine erhebliche Beunruhigung und Belastung darstellt.

Ein weiterer Nachteil ergibt sich daraus, daß die Kammer wegen dieser Arbeitsweise gewöhnlich nur teilweise mit Blut gefüllt ist und im oberen Teil Luft enthält, wobei das Blut im Strahl von dem im Deckel endenden zuführenden Leitungsstück in den unteren Teil der Kammer herabfällt, an den das abführende Leitungsstück angeschlossen ist. Dadurch, daß Blut im Strahl, Luft mit sich reißend, in die Kammer herabfällt, entsteht eine zusätzliche Blutschädigung. Außerdem hat diese Anordnung den Nachteil, daß die Kammer ein großes Volumen haben muß, um zu erreichen, daß die unter den Flüssigkeitsspiegel gerissenen Luftblasen wieder aufsteigen können. Die damit verbundene Ver­ größerung des extrakorporalen Blutvolumens ist aus medizinischer Sicht nicht wünschenswert. Eine bekannte Erscheinung bei derar­ tigen Kammern mit frei herabfallendem Blutstrahl ist auch, daß sich ein feindisperser Schaum (sog. Mikroschaum) bildet, wobei auch die Gefahr besteht, daß sehr kleine Luftblasen wegen ihres geringen Auftriebes vom strömenden Blut mitgeführt werden und in den Blutkreislauf des Patienten gelangen.

Die Messung des Druckes geschieht bei Vorhandensein einer Luft­ abscheidekammer der beschriebenen Art gewöhnlich in der Weise, daß an den Deckel der Kammer ein sogenannter Druckableitungs­ schlauch angeschlossen wird, der den Luftraum der Kammer mit einem Manometer verbindet. Eine andere Anschlußweise für die Druckmessung, insbesondere für die Messung des sogenannten arte­ riellen Druckes in der Leitung zwischen der Entnahmevorrichtung und dem Einlaß der Blutpumpe, besteht darin, daß an dem Blutschlauchsystem an der betreffenden Stelle eine einfache Abzweigung mit einem Druckableitungsschlauch vorgesehen wird, der an ein Manometer angeschlossen wird. Derartige Abzweigungen stellen jedoch ebenfalls Unstetigkeitsstellen für die Blutströmung dar, an denen vermehrt eine Schädigung des Blutes auftritt. Blut, das vor allem infolge von Druckschwankungen in Verbindung mit der Kompressibilität der im Druckableitungs­ schlauch enthaltenen Luft in die abzweigende Leitung eintritt, stagniert dort, neigt zur Dekomposition und Gerinnung und geht somit dem Patienten verloren.

Generell stellen Druckableitungen der beschriebenen Art, wie in der Fachwelt bekannt, trotz der damit angestrebten Überwachungs- und Sicherheitsfunktion ihrerseits zu einem gewissen Grade eine Quelle von Störungen, Gefährdungen und anderen Nachteilen dar. Es besteht z. B. die Gefahr, daß Anschlüsse an den Manometern sich lösen oder undicht werden, so daß, je nach dem an der Meßstelle vorherrschenden Druck, Blut über die Druckableitungs­ schläuche austritt oder Luft angesaugt wird. Über die Druckab­ leitungsschläuche können auch Infektionskeime in das Blut gelangen, was man durch das Einfügen von keimdichten Filtern in diese Leitungen oder an den Manometeranschlüssen zu verhindern sucht.

Wegen der erwähnten Nachteile von Druckableitungsschläuchen werden für die Überwachung des arteriellen Druckes in der Leitung zwischen dem Blutentnahmeanschluß des Patienten und dem Einlaß der Blutpumpe auch vereinfachte Drucküberwachungsein­ richtungen in Form sogenannter arterieller Druckkissenschalter eingesetzt. In den Blutschlauch ist an dieser Stelle ein etwa kissenförmiger halbelastischer Hohlkörper eingefügt, der in eine Halterung mit einem elektrischen Schaltmechanismus eingesetzt wird. Bei Auftreten eines Unterdruckes zieht sich der Hohlkörper zusammen und betätigt hierbei den Schaltmechanismus, so daß eine Alarmvorrichtung aktiviert und der Antrieb der Blutpumpe ausge­ schaltet wird. Diese Anordnung hat den Nachteil, daß eine Messung und Anzeige des Druckwertes, die eine wertvolle Aussage über den Betriebszustand, insbesondere über den Ausnutzungsgrad der Ergiebigkeit des Patientenanschlusses liefern würde, hiermit nicht möglich ist, und daß der Druckwert, bei dem der Schalt­ mechanismus ausgelöst wird, u. a. aufgrund herstellungsbedingter Schwankungen in den Dimensionen und Elastizitätseigenschaften des Hohlkörpers sehr großen Streuungen unterliegt. Außerdem führt das Ansprechen dieser Sicherheitseinrichtung sofort und ohne vorherige Warnung zu einer Betriebsunterbrechung und den damit verbundenen Nachteilen, ohne daß der Benutzer die Möglichkeit hat, eine sich anbahnende Störung schon frühzeitig wahrzunehmen.

Der Erfindung lag die Aufgabe zugrunde, eine Hämodialyse- und Hämofiltrationsvorrichtung zu schaffen, die die genannten Nach­ teile vermeidet, bei der eine geringere Schädigung des Blutes eintritt und somit eine geringere Restmenge von Blut oder Blutbestandteilen am Ende der Behandlung im extrakorporalen Kreislauf verbleibt, bei der die Überwachung des Blutkreislaufes erleichtert und die Sicherheit der Überwachung erhöht wird und sich anbahnende Störungen schon frühzeitig erkennbar sind und insbesondere eine Störung der Filtrationseinrichtung oder eine sich anbahnende Gerinnung im extrakorporalen Blutkreislauf früh­ zeitig erkennbar und der damit verbundene Verlust von Blut ver­ meidbar ist.

Diese Aufgabe wird durch die in den Ansprüchen genannten Ein­ richtungen und Maßnahmen gelöst. Weitere Eigenschaften und Vorteile sowie Ausgestaltungen der Erfindung ergeben sich aus der nachfolgenden Beschreibung. Von den zugehörigen Abbildungen zeigt

Fig. 1 ein Schema des Blutkreislaufes eines Hämodialyse- oder Hämofiltrationsgerätes entsprechend der Erfindung,

Fig. 2 ein Ausführungsbeispiel der in den Blutkreislauf zur Druckmessung eingefügten Kammern mit stromaufwärts und stromabwärts angeordneten Sensoren,

Fig. 3 einen abgewandelten, auch zur Erfassung der Strömungs­ geschwindigkeit bestimmten Sensor,

Fig. 4 eine Draufsicht des Meßeinsatzes des Sensors von Fig. 3,

Fig. 5 eine Seitenansicht des Meßeinsatzes des Sensors von Fig. 3,

Fig. 6 ein Blockschema mit Auswertungsschaltungen für die durch die Sensoren gewonnenen Informationen,

Fig. 7 einen abgewandelten Teil des Blockschemas.

Ein Ausführungsbeispiel des extrakorporalen Blutkreislaufes einer Hämodialyse- oder Hämofiltrationsvorrichtung entsprechend der Erfindung ist in Fig. 1 schematisch dargestellt. Das Blut gelangt von der Entnahmevorrichtung 41 über eine erste Leitung 42 zum Einlaß einer Blutpumpe 43. Diese fördert das Blut durch die zweite Leitung 44 a, 44 b zu der Dialysator- oder Filteranord­ nung 46. Die für den Betrieb der Dialysator- bzw. Filteranord­ nung notwendigen Hilfseinrichtungen, z. B. Einrichtungen zur Durchströmung mit einer Dialysierflüssigkeit und/oder zur Abfüh­ rung von Filtrat, sind in der Einheit 47 zusammengefaßt. Von der Dialysator- oder Filteranordnung 46 gelangt das Blut durch die dritte Leitung 48 a, 48 b und die Rückführungsvorrichtung 50 wieder in den Blutkreislauf des Patienten.

An der Leitung 44 a, 44 b zwischen dem Auslaß der Blutpumpe 43 und dem Einlaß der Dialysator- oder Filteranordnung 46 ist eine Einrichtung zur Druckmessung vorgesehen, die vorzugsweise mit einer in die Leitung eingefügten, vom Blut durchflossenen und zur Abscheidung mitgeführter Luftblasen geeigneten Kammer 45 verbunden ist. In die Leitung 48 a, 48 b zwischen dem Auslaß der Dialysator- oder Filteranordnung 46 und der Rückführungsvorrich­ tung 50 ist eine Überwachungseinrichtung eingefügt, die eine vom Blut durchflossene und zur Abscheidung mitgeführter Luftblasen geeignete Kammer 49 und einen stromaufwärts von dieser Kammer, getrennt von ihr angeordneten Sensor 59 umfaßt, der in Verbin­ dung mit der zugehörigen Auswertungsschaltung zur Erkennung mitgeführter Luft geeignet ist.

Erfindungsgemäß ist eine Einrichtung zur Bestimmung der Druck­ differenz zwischen der zweiten Leitung 44 a, 44 b und der dritten Leitung 48 a, 48 b, d. h. zwischen Einlaß und Auslaß der Dialysator- oder Filteranordnung 46, zum Zwecke der weiteren Auswertung dieser Druckdifferenz, wie weiter unten beschrieben, vorgesehen. Bei dem in Fig. 1 gezeigten Ausführungsbeispiel ist diese Ein­ richtung 54 ein Differenzdruck-Manometer, das mit den betreffen­ den Leitungen in Verbindung steht. In dem gezeigten Beispiel ist zu diesem Zweck der erste Anschluß des Differenzdruck-Manometers über die Druckmeßleitung 51 an die Kammer 45 und der zweite Anschluß über die Druckmeßleitung 52 an die Kammer 49 ange­ schlossen.

Darüber hinaus ist in an sich bekannter Weise vorgesehen, den Druck in der dritten, das Blut zum Patienten zurückführenden Leitung 48 a, 48 b zu messen und zu überwachen. In dem Beispiel gemäß Fig. 1 ist hierzu die mit der Kammer 49 verbundene Druckmeßleitung 52 zusätzlich an eine Druckmeßeinrichtung 53 angeschlossen.

Zusätzliche Leitungen 55 und 56, die mit dem oberen Teil der Kammern 45 bzw. 49 verbunden sind, dienen dem Entfernen angesam­ melter Luft und sind normalerweise geschlossen, z. B. durch Schlauchklemmen 57 bzw. 58. Diese Leitungen können jedoch auch in üblicher Weise zur Zuführung von Infusionsflüssigkeiten benutzt werden.

Der Sensor 59 ist erfindungsgemäß in Verbindung mit der zugehö­ rigen Auswertungsschaltung dazu bestimmt, festzustellen, ob und insbesondere wie lange der Kammer 49 Luft anstelle von Blut zugeführt wird. Eine gleichartige Erfassung der zugeführten Luft kann in weiterer Ausgestaltung der Erfindung auch für die Kammer 45 vorgesehen werden, indem entsprechend dem in Fig. 1 gezeigten Ausführungsbeispiel stromaufwärts von der Kammer 45 ein zur Erkennung von Luft geeigneter Sensor 61 angeordnet wird.

In weiterer Ausgestaltung sieht die Erfindung vor, auch stromab­ wärts von einer der Kammern 45 und 49 oder beiden zur Erkennung von Luft geeignete Sensoren 62 bzw. 60 anzuordnen. Diese Senso­ ren können zur Erhöhung der Sicherheit in Verbindung mit ent­ sprechenden Auswertungsschaltungen als zusätzliche, redundante Sicherheitseinrichtungen dienen, und zwar in der Weise, daß sie eine Alarmvorrichtung aktivieren und eine Unterbrechung der Zirkulation auslösen, wenn an der betreffenden Meßstelle Luft anstelle von Blut auftritt. Mindestens einer der nach Maßgabe der oben angegebenen Möglichkeiten an den Leitungsabschnitten 44 a, 44 b, 48 a, 48 b angeordneten Sensoren 59, 60, 61, 62 kann jedoch in weiterer vorteilhafter Ausgestaltung der Erfindung neben seiner Funktion der Erkennung von Luft zusätzlich in Verbindung mit einer entsprechenden Auswertungsschaltung, wie weiter unten beschrieben, der Erfassung der Strömungsgeschwin­ digkeit des Blutes dienen.

Die oben erwähnten Sensoren und Meßeinrichtungen stehen gemäß Fig. 1 mit einer zentralen Steuerungs- und Überwachungseinheit 64 in Verbindung. Diese umfaßt Auswertungsschaltungen und Anzei­ gevorrichtungen für die verschiedenen Meß- und Überwachungs­ größen, Einrichtungen zur Drehzahlregelung des Blutpumpen- Antriebsmotors 63, Einrichtungen zur Einstellung von Betriebs- und Grenzwerten sowie Warn- und Alarmvorrichtungen und Ein­ richtungen zur Unterbrechung der Blutzirkulation durch Still­ setzen des Blutpumpenantriebes. Die weiter unten beschriebenen besonderen Auswertungs- und Verarbeitungsschaltungen entspre­ chend der Erfindung sind Bestandteil der zentralen Steuerungs- und Überwachungseinheit 64.

Fig. 2 zeigt ein Ausführungsbeispiel der in die zweite Leitung 44 a, 44 b und/oder in die dritte Leitung 48 a, 48 b eingefügten Kammer 45 bzw. 49 und der stromaufwärts und ggf. auch stromab­ wärts von den Kammern angeordneten Sensoren 117 und 119, die mit den Sensoren 59 und/oder 61 bzw. 60 und/oder 62 von Fig. 1 identisch sind. Bei dem gezeigten Ausführungsbeispiel enthält jeder der Sensoren eine Ultraschall-Meßstrecke mit je einem Ultraschallwandler auf der Sende- und der Empfangsseite, die zu beiden Seiten des Strömungskanals des betreffenden Leitungsab­ schnitts angeordnet sind. Die Ultraschallwandler bestehen jeweils aus einem piezoelektrischen Wandlerelement 120, 122 und einem Ankopplungsstück 121, 123. Die Ankopplungsstücke sind so geformt, daß sich unter Ausnutzung der Elastizität der aus einem Schlauch bestehenden Leitung eine ausreichende Berührungsfläche bildet.

Sofern der Sensor 117 oder 119 nur der Erfassung von Luft und nicht zugleich auch, wie weiter unten beschrieben, der Erfassung der Strömungsgeschwindigkeit dient, kommen für diesen Zweck auch fotoelektrische Sensoren in Betracht.

In weiterer Ausgestaltung der Erfindung ist vorgesehen, einen oder mehrere der Sensoren 59, 60, 61, 62 so auszubilden, daß in Verbindung mit einer geeigneten Auswertungsschaltung außer dem Auftreten von Luft auch die Strömungsgeschwindigkeit des Blutes erfaßt wird. Ein hierfür vorgesehener, entsprechend abgewandelter Sensor 116 ist in Fig. 3 schematisch dargestellt. Dieser Sensor 116 tritt ggf. an die Stelle mindestens eines der Sensoren 59, 60, 61, 62 in Fig. 1. Fig. 4 zeigt eine Draufsicht und Fig. 5 eine Seitenansicht des für diese Bauart des Sensors vorgesehenen Meßeinsatzes, der in den betreffenden Leitungsabschnitt des Blutschlauchsystems eingefügt ist.

Der Meßeinsatz 130 hat in Fortsetzung der angeschlossenen Lei­ tungsstücke einen durchgehenden Strömungskanal 131. An gegen­ überliegenden Seiten weist der Meßeinsatz zwei flügelartige Ansätze 132 mit Kopplungsflächen 133 auf, die der Ein- bzw. Auskopplung eines Ultraschallsignals dienen. Der Meßeinsatz wird in eine Halterung 134, 135 eingesetzt, in deren oberem Teil 51 sich zwei Ultraschallwandler befinden, jeweils bestehend aus einem piezoelektrischen Wandlerelement 136, 137 und einem Ankopplungsstück 138, 139. Im eingesetzten Zustand stehen die Ankopplungsstücke 138, 139 mit den Kopplungsflächen 133 in Berührung. Ein ausreichender Anpreßdruck wird vorzugsweise dadurch erzielt, daß die beiden Teile der Halterung federnd gegeneinander gelagert sind. Die Achsen der beiden Ultraschall­ wandler und die Längsachsen der seitlichen Ansätze 132 stehen zur Längsachse des Strömungskanals 131 in einem Winkel der Größenordnung 15-50 Grad, wobei die seitlichen Ansätze 132 im wesentlichen die Aufgabe haben, die Ausbreitung der Ultraschall­ wellen unter dem genannten Winkel in Richtung auf den Strömungs­ kanal 131 zu konzentrieren.

Fig. 6 zeigt eine bevorzugte Schaltungsanordnung zur Auswertung, Verknüpfung und und weiteren Verarbeitung der von den verschie­ denen Sensoren erhaltenen Signale und die Nutzung der so gewon­ nenen Informationen zur Steuerung von Anzeige-, Alarm- und Schalt­ vorrichtungen in Form eines Blockschemas. Eine mögliche andere Gestaltung eines Teils dieser Schaltungsanordnung ist zusätzlich in Fig. 7 angegeben.

Erfindungsgemäß ist vorgesehen, mittels einer entsprechenden Einrichtung 54 die Differenz der in Leitungen den 44 a, 44 b und 48 a, 48 b herrschenden Druckwerte zu bilden. Dies kann, wie bereits erwähnt, mit Hilfe eines Differenzdruck-Manometers erfolgen oder auch mittels zweier getrennter Druckmeßwandler in Verbindung mit einer Subtraktionseinrichtung. Die Einrichtung 54 zur Bildung des Differenzdruckes liefert gemäß Fig. 6 ein Ausgangssignal P, das einem Eingang 1 einer ersten Auswertungs­ schaltung 110 zugeführt wird. An einem zweiten Eingang 2 dieser Auswertungsschaltung liegt ein der Fördergeschwindigkeit der Blutpumpe entsprechendes Signal Q, das vorzugsweise durch Messung der Strömungsgeschwindigkeit des Blutes mit Hilfe des Sensors 116 und einer zweiten Auswertungsschaltung 111 gewonnen wird. Die erste Auswertungsschaltung 110 enthält eine Einrichtung, die zumindest näherungsweise den Quotienten aus den Größen Q und P bildet, z. B. in Form eines Dividierers 70.

Die so gewonnene Größe, die im wesentlichen dem Quotienten aus der Druckdifferenz P und der Fördergeschwindigkeit Q der Blutpumpe entspricht, stellt eine wichtige Überwachungsgröße dar, da sie den Strömungswiderstand der Dialysator- oder Filteranord­ nung einschließlich ihrer Zu- und Ableitungen charakterisiert. Durch Überwachung dieser Größe können nicht nur grobe Störungen wie Leitungsauftrennungen oder Strömungshindernisse in diesem Bereich unmittelbar erkannt werden, sondern auch weniger offen­ sichtliche Störungen, die mit Veränderungen der Strömungsver­ hältnisse in der Dialysator- oder Filteranordnung und/oder Veränderungen der Viskosität des Blutes im Zusammenhang stehen. Insbesondere ist eine sich anbahnende Blutgerinnung, bei der die Viskosität des Blutes ansteigt und somit die Druckdifferenz zwischen Einlaß und Auslaß der Dialysator- oder Filteranordnung zunimmt, frühzeitig erkennbar, so daß es möglich ist, durch entsprechende Gegenmaßnahmen ein Fortschreiten der Gerinnung und den dadurch bedingten Blutverlust und die erhebliche Betriebs­ störung zu vermeiden. Diese Eigenschaft ist von zusätzlicher Bedeutung bei der Behandlung von Patienten, die blutungsgefähr­ det sind, und bei denen daher die Dosierung von gerinnungs­ hemmenden Mitteln sehr restriktiv gehandhabt werden muß.

Darüber hinaus ist diese Anordnung auch geeignet, Störungen in der zum Betrieb der Dialysator- oder Filteranordnung 46 vorgese­ henen Einrichtung 47 selbsttätig zu erkennen, z. B. eine für den Patienten schädliche übermäßig hohe Filtrationsgeschwindigkeit, die ebenfalls zu einer Steigerung der Blutviskosität führt.

Die erfindungsgemäß vorgesehene oben beschriebene Maßnahme, zumindest näherungsweise den Quotienten aus der Druckdifferenz und dem Blutfluß bzw. der Fördergeschwindigkeit zu bilden und zu überwachen, bietet gegenüber der einfacheren Überwachung der Druckdifferenz den entscheidenden Vorteil, daß diese Größe P/Q von unterschiedlichen Einstellungen der Fördergeschwindigkeit, die während des Betriebes von Hand oder durch automatisch wirkende adaptive Regeleinrichtungen, wie sie u. a. gemäß einer unten beschriebenen weiteren Ausgestaltung der Erfindung vorgesehen sind, vorgenommen werden, nur wenig beeinflußt wird und im wesentlichen nur von der Ausbildung der Strömung in der Dialysator- oder Filteranordnung und der Viskosität des Blutes abhängt.

Es kann in weiterer Ausgestaltung der Erfindung zweckmäßig sein, bei der Bildung der Überwachungsgröße statt einer reinen Division eine noch weitergehende, verfeinerte Korrektur der Überwachungsgröße in Abhängigkeit von der Fördergeschwindigkeit vorzusehen, so daß der Einfluß der Drehzahleinstellung der Blutpumpe auf die Überwachungsgröße noch weiter vermindert wird.

Die Überwachungsgröße wird gemäß Fig. 6 einem Anzeigeinstrument 73 zugeführt. Sie gelangt außerdem an den Eingang eines Kompara­ tors 71 und wird mit mindestens einem Grenzwert verglichen, der mit der Einstellvorrichtung 72 vorwählbar ist. Bei Überschreitung des Grenzwertes wird die an einen Ausgang des Komparators 71 angeschlossene Warn- oder Alarmvorrichtung 74 aktiviert und gleichzeitig oder bei Überschreitung eines weiteren oberen und/oder unteren Grenzwerts über ein Relais 75 der Antrieb der Blutpumpe ausgeschaltet.

Bei der Bildung der Überwachungsgröße, im wesentlichen durch Bildung des Quotienten aus der Druckdifferenz P und der der Förderleistung der Blutpumpe entsprechenden Größe Q, ist es vorteilhaft, die Größe Q durch eine Messung der Strömungs- bzw. Durchflußgeschwindigkeit des Blutes zu gewinnen, weil Verände­ rungen und Schwankungen des Blutflusses, die u. a. durch die Arbeitsweise der Blutpumpe bedingt sein können, dann keinen störenden Einfluß auf die Überwachungsgröße haben. Bei verminder­ ten Ansprüchen an die Genauigkeit ist es jedoch auch möglich, die Größe Q aus der Antriebsgeschwindigkeit der Blutpumpe abzuleiten, wie es in Fig. 7 dargestellt ist. Die Auswertungsschaltung 110 ist hierbei zur Bildung der Überwachungsgröße mit der Drehzahl- Regelungsschaltung 118 für den Blutpumpen-Antriebsmotor 63 verbunden, so daß ein z. B. mit Hilfe eines Tachogenerators 92 gewonnenes, der Antriebsdrehzahl proportionales Signal zu dem betreffenden Eingang 2 der Auswertungsschaltung 110 gelangt.

Für die Bestimmung des Druckes in der Leitung 44 a, 44 b zum Zwecke der Bildung der Druckdifferenz gegenüber der Leitung 48 a, 48 b ist bei dem in Fig. 1 gezeigten Ausführungsbeispiel eine Druckmeß­ leitung 51 vorgesehen, die an eine in die Leitung 44 a, 44 b einge­ fügte Kammer 45 angeschlossen ist. Diese der Druckableitung dienende Kammer wirkt zugleich auch als Luftabscheider, so daß Luft, die in den extrakorporalen Kreislauf gelangt ist, schon vor der Dialysator- oder Filteranordnung 46 abgefangen wird. Dadurch wird erreicht, daß Störungen des Strömungsverlaufes in den Dialy­ sator- oder Filteranordnung und eine Verminderung der Effektivi­ tät sowie eine Blockierung des Durchganges eines Teils der Hohl­ fasern bei Kapillardialysatoren oder -filtern durch angesammelte Luft vermieden werden. Eine sich anbahnende Undichtigkeit, die zum Eindringen von Luft in den extrakorporalen Kreislauf führt, kann mit Hilfe des stromaufwärts von der Kammer 45 an dem Leitungsabschnitt 44 a angeordneten Sensors 61 frühzeitig erkannt werden, so daß die Ursache beseitigt werden kann, bevor sich eine übermäßige Menge Luft angesammelt hat, was zu einer Unterbre­ chung der Zirkulation zwingen würde.

Zur Auswertung der von den stromaufwärts von den Kammern 45 und 49 angeordneten Sensoren 61 bzw. 59 gelieferten Signale ist vorgesehen, die Zeitabschnitte, in denen der betreffende Sensor signalisiert, daß der Kammer Luft anstelle von Blut zugeführt wird, zu summieren und bei Erreichen bestimmter Grenzwerte der Summe der einzelnen Zeitabschnitte oder einer davon abgeleiteten Größe die Sicherheitsfunktionen zu aktivieren. Gemäß dem in Fig. 6 gezeigten Blockschema wird hierzu bei dem Sensor 117, der den Sensoren 59 und/oder 61 entspricht, der senderseitige Ultra­ schallwandler 120 von dem Oszillator 93 gespeist und das vom empfängerseitigen Ultraschallwandler 122 gelieferte Signal durch den Verstärker 94 zunächst auf eine ausreichende Amplitude gebracht. Durch den Demodulator 95 und den nachgeschalteten Tiefpaß 96 wird eine der Signalamplitude entsprechende Spannung gewonnen. Die Ausgangsspannung des Tiefpasses ist hoch, solange die Meßstrecke des Luftsensors mit Blut gefüllt ist. Wenn Luft die Meßstelle passiert, sinkt sie für die betreffende Zeitdauer T auf einen niedrigen Wert ab. Aufgrund dieses Verhaltens liefert der Komparator 97 jeweils ein positives Signal mit der betreffen­ den Zeitdauer T.

Das Ausgangssignal des Komparators 97 steuert eine Summiervor­ richtung 115. Diese enthält ein UND-Gatter 99, an dessen anderem Eingang ein von einem Oszillator 98 geliefertes Impulssignal mit der Frequenz f liegt. Dadurch wird erreicht, daß am Ausgang des UND-Gatters jeweils eine Anzahl von Impulsen auftritt, die der Zeit T proportional ist, nämlich f×T. Diese Impulse werden durch einen Zähler 100 summiert. Wenn eine erste vorbestimmte Gesamt­ zahl von Impulsen, entsprechend einer Gesamtzeit T 1, erreicht ist, liefert der Zähler 100 ein Ausgangssignal, durch das die Alarmvorrichtung 101 aktiviert wird. Passiert weiterhin Luft die Meßstelle, so wird schließlich bei Erreichen einer höheren vorbe­ stimmten Gesamtzahl von Impulsen, entsprechend der Gesamtzeit T 2, durch einen weiteren Ausgang des Zählers 100 die Alarmvorrichtung 102 aktiviert und über das Relais 103 der Antrieb der Blutpumpe ausgeschaltet.

Diese Anordnung hat gegenüber der bisher allgemein gebräuchlichen Erfassung von Luft durch Füllstandsüberwachung an der Kammer den wesentlichen Vorteil, daß der Benutzer durch einen Voralarm schon aufmerksam gemacht wird, wenn die angesammelte Luftmenge noch relativ klein ist, so daß die Situation geprüft und die Ursache behoben werden kann, bevor der Hauptalarm auftritt und der Betrieb durch die damit verbundene automatische Abschaltfunktion unterbrochen wird.

Nachdem ein Alarmsignal aufgetreten ist und die Ursache der Störung behoben wurde, kann der Zähler 100 durch ein Rücksetz- Befehl (Reset) wieder in seine Anfangsstellung gebracht werden. Es besteht jedoch auch die Möglichkeit, eine abweichende Anfangsstellung zu wählen (Preset) und dadurch die Alarmgrenzen zu variieren.

Gemäß Fig. 6 ist außerdem vorgesehen, bei jedem Auftreten einer Luftblase, die der Sensor 117 erfaßt, ein Warnsignal zu erzeugen, ohne bereits den eigentlichen Alarm oder die Abschaltfunktion auszulösen. Der Ausgang des Komparators 97 ist zu diesem Zweck mit einer Warnvorrichtung 104 verbunden. Dies hat den wichtigen Vorteil, daß eine sich anbahnende Störung, z. B. das Ansaugen von Luft durch eine Undichtigkeit am Blutschlauchsystem, schon früh­ zeitig erkannt wird und behoben werden kann.

Bei einem bestimmten Blutfluß Q bzw. einer bestimmten Förder­ leistung der Blutpumpe (Volumen pro Zeiteinheit) entspricht ein Ausgangssignal der Dauer T am Ausgang des Komparators 97 einem bestimmten Luftvolumen, das in die Kammer 45 bzw. 49 gefördert wurde, nämlich V = Q × T. Die Gesamtzeiten T 1 und T 2, die sich aus der Addition der Zeiten T bis zum Auftreten des Alarmsignals bzw. des Abschaltsignals an den Ausgängen des Zählers 100 ergeben, werden dementsprechend so festgelegt, daß unter Berücksichtigung der maximal einstellbaren Förderleistung Qmax das Produkt T 1 × Qmax bzw. T 2 × Qmax erheblich kleiner bzw. kleiner als das Volumen Vk der Kammer 9 ist. Auf diese Weise reicht das Volumen der Kammer in jedem Falle aus, die gesamte bis zum Auftreten des Abschalt­ signals geförderte Luft aufzunehmen. T 1 kann bei der vorgesehenen Anordnung vorteilhafterweise so gewählt werden, daß der Voralarm schon bei einer geringen Luftmenge, die z. B. 5-20 Prozent des Kammervolumens ausmacht, ausgelöst wird, so daß unter normalen Betriebsbedingungen, d. h. im alarmfreien Zustand, die vorhandene Luftmenge stets sehr gering ist.

In weiterer Ausgestaltung der Erfindung ist vorgesehen, den Oszillator 98 als frequenzlinear steuerbaren Oszillator (VCO) auszubilden und ihn mit einem der Förderleistung der Blutpumpe proportionalen Signal zu steuern. Im einfachsten Falle kann ein solches Signal mit ausreichender Genauigkeit aus der Drehge­ schwindigkeit des Blutpumpenantriebes abgeleitet werden. Vorteil­ hafter ist es jedoch, hierfür ein durch Messung des Blutflusses gewonnenes Signal zu benutzen, weil dieses auch die durch die Arbeitsweise der Blutpumpe bedingten Schwankungen des Blutflusses berücksichtigt. Dementsprechend ist gemäß dem in Fig. 6 gezeigten Blockschema der Steuereingang 22 des Oszillators 98 mit dem Ausgang 10 der zweiten Auswertungsschaltung 111 verbunden, an dem eine der Strömungsgeschwindigkeit bzw. dem Blutfluß proportionale Größe zur Verfügung steht.

Durch die Steuerung des Oszillators 98 wird erreicht, daß die Zeiten T, in denen Luft anstelle von Blut die Meßstelle am Ort des Sensors 117 (entsprechend 59/61 in Fig. 1) passiert, mit der jeweils eingestellten Förderleistung bewertet werden und somit durch die Zählung der Schwingungsperioden des Oszillators 98 eine relativ genaue Messung des Luftvolumens erreicht wird. Daher werden unabhängig von der Einstellung der Förderleistung die Alarmsignale nach Erreichen bestimmter geförderter Luftvolumina ausgelöst.

Wie bereits erwähnt, sieht eine Ausgestaltung der Erfindung vor, einen oder mehrere der Sensoren 59, 60, 61, 62 entsprechend der in Fig. 3 unter der Bezeichnung 116 gezeigten Bauform so auszu­ bilden, daß außer dem Auftreten von Luft auch die Strömungs­ geschwindigkeit des Blutes erfaßt wird.

Die Messung der Strömungsgeschwindigkeit des Blutes basiert auf dem Doppler-Effekt. Gemäß dem in Fig. 6 gezeigten Blockschema ist der Sensor 116 mit der Auswertungsschaltung 111 verbunden. Der senderseitige Ultraschallwandler 136 wird von einem Hochfre­ quenzgenerator 76 mit einer Frequenz in der Größenordnung von einigen MHz gespeist. Das vom empfängerseitigen Ultraschallwand­ ler 136 a gelieferte Signal, das neben Anteilen der Sendefrequenz auch Anteile enthält, die aufgrund des Dopplereffekts eine der Strömungsgeschwindigkeit proportionale Frequenzverschiebung aufweisen, wird durch den Verstärker 77 auf eine ausreichende Amplitude gebracht und einer Mischstufe 78 zugeführt, um die der Strömungsgeschwindigkeit proportionale niederfrequente Differenz­ frequenz zu gewinnen. Diese steht am Ausgang des nachfolgenden Tiefpasses 79, getrennt von den übrigen Frequenzanteilen, zur Verfügung. Die Differenzfrequenz kann z. B. durch Zählung der Schwingsperioden über ein bestimmtes Zeitintervall zur Gewinnung einer Anzeige dienen, oder es kann, wie in Fig. 6 angegeben, durch einen Frequenz-Spannungs-Umsetzer 80 aus der Differenz­ frequenz eine der Strömungsgeschwindigkeit des Blutes proportio­ nale Spannung zur Speisung eines Anzeigeinstruments 81 gewonnen werden. Aufgrund des Zusammenhanges zwischen Blutfluß und Strömungsgeschwindigkeit unter Berücksichtigung der Querschnitts­ fläche des Strömungskanals 131 ist auf diese Weise bei entspre­ chender Kalibrierung eine direkte Anzeige des Blutflusses möglich.

Zur Gewinnung der Information über den Durchgang von Luft durch die Meßstrecke des Sensors 116 und zur Ermittlung der einzelnen Zeiten T, in denen dies der Fall ist, wird die Amplitude des am Ausgang des Verstärkers 77 vorhandenen Signals ausgewertet. Zu diesem Zweck kann dieses Signal, wie in Fig. 6 angedeutet, über die Leitung 9-29 den entsprechenden Schaltungsteilen 95, 96, 97 der Auswertungsschaltung 114 zugeführt werden.

Da während des Durchganges von Luft durch die Meßstrecke das Meßsignal für die Bestimmung der Strömungsgeschwindigkeit ungül­ tig ist, kann es zweckmäßig sein, den unmittelbar vor Eintritt dieses Ereignisses bestehenden Wert des Meßsignals zu speichern, um ihn für eine weitere Auswertung zur Verfügung zu haben. Die Auswertungseinrichtung kann bei Bedarf durch eine für diesen Zweck geeignete Speichervorrichtung, z. B. eine Sample-and-Hold- Schaltung, die in Fig. 6 nicht berücksichtigt ist, ergänzt werden.

In weiterer Ausgestaltung sieht die Erfindung vor, das durch die Messung der Strömungsgeschwindigkeit gewonnene, dem Blutfluß proportionale Signal mit dem eingestellten Wert oder Sollwert des Blutflusses zu vergleichen, um die Drehgeschwindigkeit des Antriebes der Blutpumpe zu regeln und/oder ein Warnsignal zu erzeugen, falls der Zusammenhang zwischen beiden vom Normal­ zustand abweicht.

Hierzu ist gemäß Fig. 6 eine Vergleichsschaltung 112 vorgesehen. Vorzugsweise wird mit Hilfe eines Dividierers 82 der Quotient aus der dem Blutfluß bzw. der gemessenen Strömungsgeschwindigkeit proportionalen Größe Q und einer der eingestellten Drehgeschwin­ digkeit proportionalen Größe Q 1 gebildet. Der Quotient wird durch den Komparator 83 mit mindestens einem Grenzwert, der mit der Einstellvorrichtung 84 vorgegeben werden kann, verglichen, und bei Unterschreitung des Grenzwerts wird eine Alarmvorrichtung 86 aktiviert und gleichzeitig oder bei Überschreitung eines weiteren Grenzwerts über das Relais 87 der Antrieb der Blutpumpe auf eine niedrigere Drehgeschwindigkeit geschaltet oder ausgeschaltet.

Diese Anordnung hat den wesentlichen Vorteil, daß auf eine direkte Überwachung des sogenannten arteriellen Druckes, d. h. des Druckes in der Leitung 42 zwischen der Entnahmevorrichtung 41 und dem Einlaß der Blutpumpe 43, verzichtet werden kann und keinerlei Meßeinrichtungen in diese Leitung eingefügt zu werden brauchen. Diese Leitung ist nämlich besonders kritisch, weil in ihr unter normalen Betriebsbedingungen ein Unterdruck auftreten kann, so daß schon bei geringen Undichtigkeiten die Gefahr des Ansaugens von Luft besteht. Abzweigungen oder Einbauten an dieser Leitung stellen daher eine potentielle Gefahrenquelle dar. Bei der vorgesehenen Anordnung, die solche Abzweigungen oder Einbauten vermeidet, wird die Tatsache ausgenutzt, daß die tatsächliche Förderleistung der Blutpumpe bei Auftreten eines zu starken Unterdruckes in der Leitung 42, verursacht z. B. durch ein Strömungshindernis im Bereich der Entnahmevorrichtung 41, gegen­ über dem eingestellten Sollwert absinkt. Durch einen Komparator mit mehreren Grenzwerten wird erreicht, daß bei einem sich anbahnenden Strömungshindernis zunächst nur ein Warnsignal erzeugt wird und erst bei einer weiteren Zunahme der Störung automatisch ein Eingriff in die Funktion des Blutpumpenantriebes erfolgt. Dadurch ist es im Gegensatz zu den bisher für diesen Zweck gebräuchlichen Überwachungseinrichtungen möglich, durch rechtzeitig getroffene Abhilfemaßnahmen eine Unterbrechung der Behandlung zu vermeiden.

Der mit Hilfe des Dividierers 82 erhaltene Quotient Q/Q 1 wird als elektrische Größe einer Anzeigevorrichtung 85 zugeführt, die dem Benutzer dazu dient, bei der Einstellung des Blutflusses zu erkennen, in welchem Maße die Ergiebigkeit des Patientenan­ schlusses für die Blutentnahme ausgenutzt wird. Diese wird u. a. von den Druck- und Strömungsverhältnissen im Blutkreislauf des Patienten an der Entnahmestelle und von Eigenschaften der Entnahmevorrichtung, bei einer Kanüle z. B. von deren Strö­ mungswiderstand, beeinflußt. Insbesondere ist an einem Absinken dieser Anzeige erkennbar, wann die Grenze des ausnutzbaren Bereiches der Ergiebigkeit annähernd erreicht wird, denn während bei nur mäßiger Ausnutzung der Ergiebigkeit der tatsächliche Blutfluß dem eingestellten Wert des Blutflusses gleichkommt, vermindert sich der Quotient Q/Q 1 im Bereich hoher Ausnutzung, weil der Füllgrad des Pumpenschlauches der Blutpumpe dann geringer wird. Da es für den genannten Zweck nur auf eine grobe Orientierung ankommt, kann die Anzeigevorrichtung 85 sehr einfach ausgeführt sein, z. B. in Form einer binären Anzeige, die erkennen läßt, ob ein zulässiger Wert Q/Q 1 (z. B. Q/Q 1 = 0,9) unterschrit­ ten ist oder nicht.

Die durch Vergleich zwischen dem gemessenen Blutfluß Q und dem aufgrund der Drehzahl des Blutpumpenantriebes zu erwartenden Wert des Blutflusses gewonnenen Information kann darüber hinaus noch zu einer selbsttätigen Beeinflussung des Drehzahlreglers für den Blutpumpenantrieb benutzt werden.

Hierzu dient gemäß dem Blockschema in Fig. 6 eine erweiterte Regelschaltung 113 für die Drehzahlregelung des Blutpumpen-An­ triebsmotors 63. Dem eigentlichen Regler 91 wird die an der Einstellvorrichtung 90 vorgewählte, dem angestrebten Blutfluß entsprechende Größe Q 1′ nicht direkt zugeführt, sondern in einer in Abhängigkeit von dem Ausgangssignal des Dividierers 82 modifizierten Form Q 1. Diese aus dem eingestellten, angestrebten Wert Q 1′ des Blutflusses abgeleitete Größe Q 1 ist am Eingang (+) des Reglers 91 als Sollwert wirksam. Entsprechend den Eigenschaf­ ten des Drehzahlregelkreises stellt sich im stationären Zustand am Istwert-Eingang (-) des Reglers der gleiche Wert der Größe Q 1 ein. Dieser ist in üblicher Weise, z. B. unter Benutzung eines Tachogenerators 92, aus der aktuellen Drehzahl des Blutpumpenan­ triebes abgeleitet und repräsentiert den Wert des Blutflusses, der unter idealen Betriebsbedingungen aufgrund der Dimensionie­ rung der Blutpumpe und der aktuellen Antriebsgeschwindigkeit zu erwarten wäre.

Zur Modifizierung des Sollwertes ist in Fig. 6 rein schematisch eine Kombination aus einer Bewertungsschaltung 88 und einem Multiplizierer 89 angegeben. Diese Anordnung bewirkt, daß die Drehzahlregelung des Blutpumpenantriebes entsprechend der Kennlinie der Bewertungsschaltung 88 von dem Ergebnis des Ver­ gleichs zwischen dem gemessenen Blutfluß Q und dem aufgrund der aktuellen Antriebsgeschwindigkeit unter idealen Bedingungen zu erwartenden Blutfluß Q 1 beeinflußt wird. Solange Q dem einge­ stellten Wert annähernd gleichkommt, wie es bei mäßiger Ausnutzung der Ergiebigkeit des Patientenanschlusses und bei Abwesenheit eventueller zusätzlicher Strömungshindernisse der Fall ist, gilt näherungsweise Q 1 = Q 1′. Wenn jedoch Q bei zu weitgehender Ausnutzung der Ergiebigkeit oder bei Auftreten zusätzlicher Strömungshindernisse gegenüber Q 1′ bzw. Q 1 abfällt und somit Q/Q 1 deutlich kleiner als 1 wird, wird der Sollwert für die Drehzahlregelung vermindert. Die Kennlinie der Bewer­ tungsschaltung 74 ist so gewählt, daß bei hohen Werten von Q/Q 1 (z. B. Q/Q 1<0,9) die eingestellte Größe Q 1′ mit 1, bei niedrigeren Werten von Q/Q 1 jedoch mit einem niedrigeren Faktor multipliziert erscheint. Aufgrund des so verminderten Sollwertes Q 1 stellt sich dann eine niedrigere Drehgeschwindigkeit des Blutpumpenantriebes ein, der Füllungsgrad des Pumpenschlauches nimmt wieder zu, und das Verhältnis Q/Q 1 stabilisiert sich.

Die beschriebene Anordnung verhält sich selbstadaptierend in dem Sinne, daß sich die Fördergeschwindigkeit der Blutpumpe, ausge­ hend von dem eingestellten Wert, selbsttätig anpaßt, wenn dies z. B. bei schwankender Ergiebigkeit des Patientenanschlusses für die Blutentnahme notwendig ist. Eine automatische Stillsetzung, die mit einer Betriebsunterbrechung verbunden ist, erfolgt erst, wenn diese Fähigkeit zur Anpassung über ein bestimmtes Maß, das durch die Einstellvorrichtung 84 in Verbindung mit dem Komparator 83 vorgegeben wird, hinaus beansprucht wird. Dies hat den wesentlichen Vorteil, daß Fehlalarme, die bei der bisher zumeist gebräuchlichen Drucküberwachung an der Leitung zwischen der Entnahmevorrichtung 1 und dem Einlaß der Blutpumpe 3 häufig auftreten und zu einer Betriebsunterbrechung führen, vermieden werden. Durch die Eigenschaft der Selbstadaption erlaubt die Anordnung entsprechend der Erfindung, die Ergiebigkeit des Patientenanschlusses in höherem Maße auszunutzen und somit einen höheren Blutfluß zu erzielen, ohne das Risiko des Auftretens von Fehlalarmen zu erhöhen. Mit dem dem so erzielbaren höheren Blutfluß ist eine höhere Wirksamkeit der Behandlung verbunden.

Bei entsprechender Gestaltung der Einrichtungen zur Entnahme 41 und Rückführung 50 des Blutes sowie zweckmäßiger Ergänzung mit weiteren Funktionselementen in bekannter Weise ist die Erfindung auch bei der einem extrakorporalen Blutkreislauf nach der sogenannten Single-Needle-Technik anwendbar bei der Entnahme und Rückführung des Blutes über einen einzigen Patientenanschluß erfolgen.

Verschiedene Einrichtungen, die zur vollständigen Funktion der Hämodialyse- und Hämofiltrationsvorrichtung notwendig oder zweckmäßig sind, sind in der vorstehenden Beschreibung nicht berücksichtigt, weil sie bekannt und gebräuchlich sind. Hierzu zählen z. B. Einrichtungen zur Unterdrückung von Alarm- oder Schaltfunktionen in bestimmten Betriebszuständen, beispielsweise bei einer absichtlich herbeigeführten Unterbrechung der Blutzir­ kulation, beim Anfahren des Systems und dergleichen.

Insbesondere sind in dem in Fig. 6 angegebene Blockschema nur exemplarisch bestimmte Teile der gesamten zentralen Steuerungs- und Überwachungseinheit berücksichtigt, soweit dies zum Verständnis der Erfindung notwendig ist.

Claims (15)

1. Hämodialyse- und Hämofiltrationsvorrichtung mit einem extra­ korporalen Blutkreislauf mit einer Einrichtung zur Entnahme von Blut aus dem Blutkreislauf des Patienten, die über eine erste Leitung mit dem Einlaß einer Blutpumpe verbunden ist, einer zweiten Leitung, die den Auslaß der Blutpumpe mit dem Einlaß einer Dialysator- oder Filteranordnung verbindet, einer dritten Leitung, die den Auslaß der Dialysator- oder Filteranordnung mit einer Einrichtung zur Rückführung des Blutes in den Blutkreis­ lauf des Patienten verbindet, und Überwachungseinrichtungen zur selbsttätigen Erkennung von fehlerhaften Betriebszuständen, dadurch gekennzeichnet, daß sie eine Einrichtung (54) zur Bestimmung der Druckdifferenz zwischen dem in der zweiten Leitung (44 a, 44 b) zwischen dem Auslaß der Blutpumpe (43) und dem Einlaß der Dialysator- oder Filter­ anordnung (46) herrschenden Druck und dem in der dritten Leitung (48 a, 48 b) zwischen dem Auslaß der Dialysator- oder Filteranord­ nung und der Rückführungseinrichtung (50) herrschenden Druck sowie eine erste Auswertungsschaltung (110) aufweist, die aus der Druckdifferenz und der Fördergeschwindigkeit der Blutpumpe im wesentlichen durch Bildung des Quotienten eine Überwachungs­ größe ableitet und diese auf die Einhaltung eines einstellbaren zulässigen Wertebereiches überwacht, daß sie eine Anzeigevor­ richtung (73) für die Überwachungsgröße umfaßt, und daß sie eine Alarmvorrichtung (74) sowie eine Schaltvorrichtung (75) zum Abschalten des Blutpumpenantriebes (63) aufweist, die mit der ersten Auswertungsschaltung (110) verbunden sind und von ihr bei Überschreitung des zulässigen Wertebereiches aktiviert werden.

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß sie einen Durchflußsensor (116) und eine zugehörige zweite Auswer­ tungsschaltung (111) zur Messung des Blutflusses aufweist, die mit einem Eingang der ersten Auswertungsschaltung zur Bildung der Überwachungsgröße verbunden ist.

3. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß sie eine Vergleichsschaltung (112) zum Ver­ gleich einer der Drehgeschwindigkeit des Antriebsmotors (63) der Blutpumpe (43) entsprechenden Größe (Q 1) und einer durch Messung des Blutflusses mit Hilfe des Durchflußsensors (116) und der zweiten Auswertungsschaltung (111) erhaltenen Größe (Q) aufweist.

4. Vorrichtung nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Vergleichsschaltung (112) mit der Regelungseinheit (113) für die Drehzahlregelung des Blutpumpen-Antriebsmotors (63) zur Bildung eines zusätzlichen Regelkreises verbunden ist.

5. Vorrichtung nach Anspruch 3 oder 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Vergleichsschaltung (112) einen Dividierer (82) zur Bildung des Quotienten aus der durch Messung des Blutflusses mit Hilfe des Durchflußsensors (116) und der zweiten Auswertungsein­ heit (111) erhaltenen Größe (Q) und der der Antriebsgeschwindig­ keit der Blutpumpe (43) entsprechenden Größe (Q 1) aufweist, dessen Ausgang mit einer Anzeigevorrichtung (85) verbunden ist. 6. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß der Ausgang des Dividierers (82) mit einer Bewertungsschaltung (83) zur Steuerung von Alarm- und Schaltvor­ richtungen (86, 87) verbunden ist. 7. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß der Ausgang des Dividierers (82) mit Ein­ richtungen (88, 89) zur Beeinflussung des Drehzahlreglers (91) für den Blutpumpen-Antriebsmotor (63) verbunden ist.8. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß in die zweite Leitung (44a, 44 b) und in die dritte Leitung (48 a, 48 b) des extrakorporalen Kreislaufes Luftab­ scheidekammern (45, 49) eingefügt sind, mit denen die Einrichtung (54) zur Bestimmung der Druckdifferenz in Verbindung steht, und stromaufwärts von mindestens einer der Luftabscheidekammern (45, 49) eine Überwachungseinrichtung (61) bzw. (59) angeordnet ist, die mit einer dritten Auswertungsschaltung (114) zur Erfas­ sung der Zeitabschnitte T, in denen der Luftabscheidekammer Luft anstelle von Blut zugeführt wird, verbunden ist.

9. Vorrichtung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß der Ausgang der dritten Auswertungsschaltung (114) mit einem Eingang einer Summiervorrichtung (115) zur Summierung einer von den Zeitabschnitten T abgeleiteten Größe verbunden ist, die bei Erreichen eines vorbestimmten Gesamtwertes dieser Größe eine Alarmvorrichtung (102) aktiviert.

10. Vorrichtung nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß die Summiervorrichtung (115) mehrere Ausgänge zur Betätigung von Alarm- und Schaltvorrichtungen (101, 102, 103) bei Erreichen ver­ schiedener vorbestimmter Gesamtwerte der aus den Zeitabschnitten T abgeleiteten Größe aufweist.

11. Vorrichtung nach Anspruch 9 oder 10, dadurch gekennzeichnet, daß die Summiervorrichtung (115) mit dem Drehzahlregler (91) für den Blutpumpen-Antriebsmotor (63) in Verbindung steht und eine Einrichtung (98, 99, 100) zur Bildung und Summierung einer Größe aufweist, die dem Produkt aus der Fördergeschwindigkeit der Blutpumpe und den Zeiten T, in denen Luft anstelle von Blut die Meßstelle des betreffenden Sensors passiert, proportional ist.

12. Vorrichtung nach Anspruch 9 oder 10, dadurch gekennzeichnet, daß die Summiervorrichtung (115) mit dem Ausgang (10) der zweiten Auswertungseinheit (111) verbunden ist und eine Ein­ richtung (98, 99, 100) zur Bildung und Summierung einer Größe aufweist, die dem Produkt aus dem mit Hilfe der Auswertungsein­ heit (111) erhaltenen Meßwert des Blutflusses und den Zeiten T, in denen Luft anstelle von Blut die Meßstelle des betreffenden Sensors passiert, proportional ist.

13. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 8 bis 12, dadurch gekennzeichnet, daß stromabwärts von mindestens einer der Luft­ abscheidekammern eine zur Erkennung von Luft geeignete Überwa­ chungseinrichtung (62) bzw. (60) an der abführenden Leitung (44 b) bzw. (48 b) angeordnet ist.

14. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß mindestens eine der stromaufwärts und stromabwärts von den Luftabscheidekammern angeordneten Überwachungseinrichtungen (59, 60, 61, 62) (Fig. 1) außer zur Erfassung von Luft auch zur Erfassung der Strömungsgeschwindig­ keit des Blutes ausgebildet und mit dem Durchflußsensor (116) (Fig. 3) identisch ist.

15. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß mindestens eine der Überwachungseinrichtun­ gen (59, 60, 61, 62) piezoelektrische Wandlerelemente (22, 22 a, 53, 53 a) aufweist, die an gegenüberliegenden Seiten der Leitung bzw. eines Strömungskanals (48) für das Blut und die eventuell mitgeführte Luft angekoppelt sind.

16. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Achsen maximaler Empfindlichkeit der piezoelektrischen Wandlerelemente (53, 53 a) und die Längsachse der Leitung bzw. des Strömungskanals für das Blut im wesentli­ chen in einer Ebene liegen und die Achsen maximaler Empfindlich­ keit mit der Längsachse der Leitung bzw. des Strömungskanals einen Winkel von 15-50 Grad bilden.

17. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß sich der Strömungskanal (48) in einem Meß­ einsatz (47) befindet, der flügelartige seitliche Ansätze (49) mit Kopplungsflächen (50) aufweist, und der Meßeinsatz in eine Halterung (51, 52) so einsetzbar ist, daß die in der Halterung angeordneten piezoelektrischen Wandlerelemente (53, 53 a) über Ankopplungsstücke (54, 54 a) mit den Kopplungsflächen (50) in Berührung stehen.

18. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Auswertungseinheit (94) einen Hochfre­ quenzgenerator (56) konstanter Amplitude und Frequenz zur Speisung eines der piezoelektrischen Wandlerelemente (54), Einrichtungen (80) zur Verstärkung des von dem zugehörigen anderen piezoelektrischen Wandlerelement (54 a) abgegebenen elektrischen Signals sowie zur Auswertung dieses Signals hinsichtlich seiner Frequenzanteile in einem ersten Verarbeitungskanal (58, 59, 60) und hinsichtlich seiner Amplitude in einem zweiten Verar­ beitungskanal (81, 82, 83) aufweist.