DE3720664A1

DE3720664A1 - Apparatus for the treatment of blood by dialysis and/or filtration

Info

Publication number: DE3720664A1
Application number: DE19873720664
Authority: DE
Inventors: Wilfried Dr Ing Schael
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 1987-06-23
Filing date: 1987-06-23
Publication date: 1989-01-05

Abstract

The apparatus for the treatment of blood by dialysis and/or filtration has an extracorporeal blood circulation with monitoring units. Chambers (9, 35) are provided to monitor the pressures upstream and/or downstream of the dialyser or filter arrangement (5) and are preferably designed so that the internal pressure is directly transmitted by the elastic chamber wall without pressure diversion tubes to pressure sensors (10, 16). The chambers simultaneously serve as air traps, and the output signals are evaluated upstream at sensors (11, 37) arranged on the supply lines so that single air bubbles passing the location of the sensor trigger a warning signal and, in order to measure the collected amount of air, times during which air passes the sensor in place of blood are summed in order to stop the circulation when a particular air volume which is smaller than the chamber volume is reached. The sensors (11, 37) located upstream of the chambers, or additional sensors (12, 92) located downstream, can be designed in conjunction with an extended evaluation circuit (Fig. 2) so that a measurement of the blood flow takes place at the same time as the measurement of air. A variable characterizing the flow conditions in the dialyser or filter arrangement and the viscosity of the blood is derived from the signals from the pressure sensors (10, 36) and the blood flow and is monitored. <IMAGE>

Description

Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur Behandlung von Blut durch Dialyse und/oder Filtration. Vorrichtungen dieser Art sind auch unter der Bezeichnung "künstliche Niere" bekannt. Das Blut des Patienten wird hierbei in einem extrakorporalen Kreislauf einer Behandlung durch Dialyse und/oder Filtration unterzogen, um bestimmte Stoffe daraus zu entfernen und ggf. andere Stoffe hinzuzufügen, um so eine Normalisierung der Zusammensetzung des Blutplasmas zu erreichen.The invention relates to a device for treating blood by dialysis and / or filtration. Devices of this type are also known as "artificial kidney". The blood the patient is in an extracorporeal circuit undergo treatment by dialysis and / or filtration, to remove certain substances from it and possibly other substances so as to normalize the composition of the To reach blood plasma.

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.The blood is hereby through a sampling device, for. B. with a catheter, taken from the patient's bloodstream and pumped by a blood pump through a treatment facility, a dialyzer and / or a filter and possibly others facilities commonly used for this purpose. After that the blood in a suitable manner, e.g. B. also with a catheter, returned to the patient's bloodstream.

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 gebräuchlich:In order to damage the patient in the event of malfunctions in the To avoid extracorporeal blood circulation are surveillance facilities necessary that automatically detect such faults and the system by interrupting the circulation into one bring it into a safe state. For those that are common in practice Devices are - taking into account the applicable safety recommendations (IEC 62D (CO) 34, VDE 0750 / Part 206) - following about security devices in use:

- A device for monitoring the pressure in the line between the withdrawal device and the inlet of the blood pump. It is used to detect disorders of blood flow in the area the removal device.
- A device for monitoring the pressure in the line between the dialyzer or filter arrangement and the Vorrich device for returning the blood. It is intended Blood flow disorders in the area between the blood pump and the device for returning the blood and an appearance line connections in this area.
- A device for trapping and detecting air in the Line between the dialyzer or filter assembly and the Blood return device. It serves to prevent air from entering the patient's bloodstream.

Die Einrichtung zum Abfangen und Erkennen von Luft besteht gewöhnlich aus einer in die rückführende Leitung eingefügten Kammer mit einem Füllstandssensor. Die vom Blut eventuell mitgeführten Luftblasen werden in der Kammer abgeschieden, und der Füllstand der Kammer sinkt entsprechend ab. Wenn der Füllstand auf ein kritisches Niveau abgesunken ist, wird durch den Luftsensor eine Alarmvorrichtung aktiviert und die Blutzirkulation durch Abschalten des Blutpumpenantriebes unterbrochen.The device for intercepting and detecting air exists usually from a line inserted in the return line Chamber with a level sensor. Maybe blood entrained air bubbles are separated in the chamber, and the fill level of the chamber drops accordingly. If the Level has dropped to a critical level, is due to the air sensor activates an alarm device and the Blood circulation by switching off the blood pump drive interrupted.

Diese Gestaltung der Sicherheitsvorrichtung hat u. a. den Nach teil, daß bei einem bestehenden Fehler, z. B. einer Undichtigkeit am Blutschlauchsystem, durch die Luft eingesaugt wird, der Alarm erst auftritt, wenn schon eine beträchtliche Menge Luft in den Kreislauf gelangt ist, und daß durch die in diesem gefährlichen Zustand notwendige automatische Abschaltung der Betrieb unter brochen wird. Diese Betriebsunterbrechung stellt für den Patien ten zumindest eine erhebliche Beunruhigung und Belastung dar.This design of the safety device has u. a. the after part that if there is an error, e.g. B. a leak on the blood tube system through which air is drawn in, the alarm only occurs when there is already a considerable amount of air in the Circulation has come, and that through the dangerous in this State necessary automatic shutdown of the operation under will break. This business interruption represents for the patient were at least a major worry and strain.

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 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.Another disadvantage arises from the fact that the chamber usually only partially with blood because of this way of working is filled and contains air in the upper part, the blood in the Beam from the supply line piece ending in the cover in the lower part of the chamber to which the laxative falls Line piece is connected. Because there is blood in the jet, Taking air with it and falling into the chamber creates one additional blood damage. In addition, this arrangement has the Disadvantage that the chamber must have a large volume in order to achieve that those torn below the liquid level Air bubbles can rise again. The related ver Extracorporeal blood volume increase is from medical View not desirable. A well-known phenomenon at derar term chambers with freely falling blood jet is also that a finely dispersed foam (so-called microfoam) forms, whereby there is also the danger that very small air bubbles because of their low buoyancy carried by the flowing blood and in enter the patient's bloodstream.

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. Dies hat an sich den Vorteil, daß unter normalen Betriebsbedingungen kein Blut in den Druckablei tungsschlauch eindringen kann, jedoch wird dieser Vorteil mit den oben erwähnten Nachteilen erkauft.The pressure is measured in the presence of air deposition chamber of the type described usually in such a way that on the cover of the chamber a so-called pressure drain hose connected to the air space of the chamber connects a manometer. This has the advantage in itself that under normal operating conditions, no blood in the pressure line can penetrate, but this advantage with bought the disadvantages mentioned above.

Eine andere Anschlußweise für die Druckmessung besteht darin, daß an dem Blutschlauchsystem an der betreffenden Stelle eine einfache Abzweigung mit einem Druckableitungsschlauch vorgesehen wird, der an eine Manometer angeschlossen wird. Derartige Abzwei gungen stellen jedoch ebenfalls eine Unstetigkeitsstelle für die Blutströmung dar, an der 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.Another connection method for pressure measurement is that on the blood tube system at the point in question simple branching is provided with a pressure discharge hose which is connected to a manometer. Such two but also provide a discontinuity for the Blood flow, which causes damage to the blood occurs. Blood, which is mainly due to pressure fluctuations in Connection with the compressibility of the pressure discharge air contained in the branch pipe, stagnates there, tends to decompose and clot and leaves thus lost to the patient.

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.In general, pressure derivatives of the type described, as in known to the experts, despite the surveillance aimed at and security function for its part to a certain extent Source of interference, hazards and other disadvantages. There is e.g. B. the risk of connections to the pressure gauges loosen or become leaky, so that, depending on the Measuring point prevailing pressure, blood over the pressure drain hoses escapes or air is sucked in. About the Druckab Line tubing can also infect germs in the blood get what you put in by inserting germ-proof filters to prevent these lines or at the pressure gauge connections looking for.

Wegen der erwähnten Nachteile von Druckableitungsschläuchen werden insbesondere für die Überwachung des sogenannten arteri ellen Druckes, d. h. des Druckes in der Leitung zwischen dem Blutentnahmeanschluß des Patienten und dem Einlaß der Blutpumpe, auch vereinfachte Drucküberwachungseinrichtungen in Form soge nannter arterieller Druckkissenschalter eingesetzt. In den Blutschlauch ist an dieser Stelle ein etwa kissenförmiger halb elastischer Hohlkörper eingefügt, der in eine Halterung mit einem elektrischen Schaltmechanismus eingesetzt wird. Bei Auf treten eines Unterdruckes zieht sich der Hohlkörper zusammen und betätigt hierbei den Schaltmechanismus, so daß eine Alarmvor richtung aktiviert und der Antrieb der Blutpumpe ausgeschaltet wird. Diese Anordnung hat den Nachteil, daß eine Messung des Druckwertes, die eine wertvolle Aussage über den Betriebszu stand, insbesondere über den Ausnutzungsgrad der Ergiebigkeit des Patientenanschlusses liefern würde, hiermit nicht möglich ist, und daß der Druckwert, bei dem der Schaltmechanismus ausge löst wird, u. a. aufgrund herstellungsbedingter Schwankungen in den Dimensionen und Elastizitätseigenschaften des Hohlkörpers sehr großen Steuungen unterliegt. Außerdem führt das Ansprechen dieser Sicherheitseinrichtung sofort zu einer Betriebsunterbre chung und den damit verbundenen Nachteilen, ohne daß der Benut zer die Möglichkeit hat, eine sich anbahnende Störung schon frühzeitig wahrzunehmen.Because of the mentioned disadvantages of pressure discharge hoses are used especially for monitoring the so-called arteri ellen pressure, d. H. the pressure in the line between the Blood sampling port of the patient and the inlet of the blood pump, also simplified pressure monitoring devices in the form of so-called called arterial pressure pad switch used. In the Blood tubing is an approximately pillow-shaped half at this point elastic hollow body inserted into a holder with an electrical switching mechanism is used. When open if a vacuum occurs, the hollow body contracts and actuates the switching mechanism, so that an alarm direction activated and the blood pump drive switched off becomes. This arrangement has the disadvantage that a measurement of the Pressure value, which is a valuable statement about the operating stood, especially about the degree of utilization of the productivity of the patient connection would not be possible with this and that the pressure value at which the switching mechanism is out is solved u. a. due to manufacturing-related fluctuations in the dimensions and elastic properties of the hollow body very large controls. The response also leads this safety device immediately to an interruption chung and the associated disadvantages without the user zer has the possibility of an impending disturbance perceive early.

Bestimmte Arten von Störungen werden außerdem durch die bisher üblichen Sicherheitseinrichtungen nicht erfaßt oder machen sich erst bemerkbar, wenn bereits größere Schäden eingetreten 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 sich anbahnende Blutgerinnung in der Dialysator- oder Filteranordnung, die, wenn sie nicht frühzeitig erkannt wird, zu einer langwierigen Betriebsunterbrechung führt, weil in einem solchen Falle die gesamte Dialysator- oder Filteranordnung ausgewechselt werden muß, wobei das darin enthaltene Blut verlorengeht.Certain types of interference have also been identified by the so far usual safety devices are not detected or make themselves only noticeable when major damage has already occurred. These include in particular faults that occur with a change in the Flow conditions in the dialyzer or filter arrangement and / or associated with a change in blood viscosity, e.g. B. an upcoming blood coagulation in the dialyzer or Filter arrangement, which if not recognized early, too a lengthy business interruption, because in one in such cases, the entire dialyzer or filter arrangement must be replaced, the blood contained therein get lost.

Der Erfindung lag die Aufgabe zugrunde, eine Vorrichtung zur Behandlung von Blut durch Dialyse und/oder Filtration zu schaf fen, die die genannten Nachteile vermeidet, bei der eine gerin gere Schädigung des Blutes eintritt und eine geringere Restmenge von Blut oder Blutbestandteilen am Ende der Behandlung im extra korporalen Kreislauf verbleibt, und bei der sich anbahnende Störungen schon frühzeitig erkennbar sind und bei entsprechender weiterer Ausgestaltung die Überwachung des Blutkreislaufes erleichtert und die Sicherheit der Überwachung erhöht wird, und darüber hinaus eine Möglichkeit zu schaffen, eine sich anbahnen de Gerinnung im extrakorporalen Blutkreislauf frühzeitig zu erkennen und den damit verbundenen Verlust von Blut zu ver meiden.The invention was based on the object of a device for Treatment of sheep's blood by dialysis and / or filtration fen, which avoids the disadvantages mentioned, in which a gerin less damage to the blood occurs and a lower residual amount of blood or blood components at the end of treatment in extra corporeal circulation remains, and at the approaching end Malfunctions can be identified early and with the appropriate further development, the monitoring of the blood circulation facilitated and increased security of surveillance, and beyond creating a way to initiate one de Coagulation in the extracorporeal blood circulation increases early recognize and verify the associated loss of blood avoid.

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 Abbildungen zeigtThis object is achieved by the one mentioned in the claims directions and measures resolved. Other properties and Advantages and refinements of the invention result from the description below. From the pictures shows

Fig. 1 ein erstes Ausführungsbeispiel der Erfindung in schema tischer Darstellung, Fig. 1 shows a first embodiment of the invention in a schematic representation;

Fig. 2 ein zweites Ausführungsbeispiel, Fig. 2 shows a second embodiment,

Fig. 3 eine Anordnung für die Druck- und Luftüberwachung ent sprechend der Erfindung in Frontansicht, Fig. 3 shows an arrangement for pressure and air monitoring speaking ent of the invention in front view,

Fig. 4 eine Seitenansicht der gleichen Anordnung, Fig. 4 is a side view of the same arrangement,

Fig. 5 eine Ansicht der Halterung der Druckmeß- und Luftsam melkammer von oben, Fig. 5 is a view of the mounting of the pressure measurement and Luftsam melkammer from above,

Fig. 6 ein Blockschema der Schaltungsanordnung zur Auswertung der Signale des Luftsensors, Fig. 6 is a block diagram of circuitry for evaluating the signals of the air sensor,

Fig. 7 eine Ansicht der Meßkammer für den arteriellen Druck, Fig. 7 is a view of the measuring chamber for the arterial pressure,

Fig. 8 einen Querschnitt der Meßkammer, Fig. 8 is a cross-section of the measuring chamber,

Fig. 9 ein Blockschema der Schaltungsanordnung zur Auswertung der Meßsignale der Drucksensoren, Fig. 9 is a block diagram of the circuit arrangement for evaluating the measurement signals of the pressure sensors,

Fig. 10 einen kombinierten Luft- und Durchflußsensor im Längs schnitt, Fig cut. 10 shows a combined air flow sensor and a longitudinal,

Fig. 11 eine Seitenansicht des Meßeinsatzes für den kombinier ten Luft- und Druckflußsensor, Fig. 11 is a side view of the measuring insert for the Combined Air and Druckflußsensor,

Fig. 12 ein Blockschema der Schaltungsanordnung zur Auswertung der Signale des kombinierten Luft- und Durchfluß sensors, Fig. 12 is a block diagram of circuitry for evaluating the signals of the sensors and combined air flow,

Fig. 13 ein Blockschema einer Schaltungsanordnung zur Überwa chung des Blutflusses im Verhältnis zur Antriebs geschwindigkeit der Blutpumpe, Fig. 13 is a block diagram of a circuit arrangement for surveil monitoring of blood flow in proportion to the drive speed of the blood pump,

Fig. 14 ein Blockschema einer Schaltungsanordnung zur Über wachung des Blutflusses im Verhältnis zur Antriebsge schwindigkeit der Blutpumpe mit selbsttätiger Sollwert anpassung der Regelung des Blutpumpenantriebes. Fig. 14 is a block diagram of a circuit arrangement for monitoring the blood flow in relation to the drive speed of the blood pump with automatic setpoint adjustment of the control of the blood pump drive.

Ein Ausführungsbeispiel einer Vorrichtung zur Behandlung von Blut durch Dialyse und/oder Filtration entsprechend der Erfin dung ist in Fig. 1 schematisch dargestellt. Das Blut gelangt von der Entnahmevorrichtung 1 über eine Leitung 2 a, 2 b zum Einlaß einer Blutpumpe 3. Diese fördert das Blut durch die Leitung 4 zu der Dialysator- oder Filteranordnung 5. Die für den Betrieb der Dialysator- bzw. Filteranordnung notwendigen Hilfseinrichtungen, z. B. Einrichtungen zur Durchströmung mit einer Dialysierflüssig keit und/oder zur Abführung von Filtrat, sind in der Einheit 8 zusammengefaßt. Von der Dialysator- oder Filteranordnung 5 gelangt das Blut durch die Leitung 7 a, 7 b und die Rückführungs vorrichtung 8 wieder in den Blutkreislauf des Patienten. Die in die Leitung 7 a, 7 b zwischen dem Auslaß der Dialysator- oder Filteranordnung 5 und der Rückführungsvorrichtung 8 eingefügte Überwachungsvorrichtung umfaßt eine vom Blut durchflossene, zur Abscheidung mitgeführter Luftblasen geeignete Kammer 9, die gemäß einer bevorzugten Ausführung der Erfindung mindestens eine flexible Wand aufweist, durch die der Innendruck auf einen Drucksensor 10 übertragen wird, und einen stromaufwärts von der Kammer, getrennt von ihr angeordneten Sensor 11, der in Verbin dung mit der zugehörigen Auswertungsschaltung (Fig. 6) zur Erkennung mitgeführter Luft geeignet ist. Darüber hinaus kann in weiterer Ausgestaltung ein weiterer gleichartiger Sensor 12 stromabwärts von der Kammer 9 angeordnet werden.An embodiment of a device for treating blood by dialysis and / or filtration according to the inven tion is shown schematically in Fig. 1. The blood passes from the withdrawal device 1 via a line 2 a , 2 b to the inlet of a blood pump 3 . This conveys the blood through line 4 to the dialyzer or filter arrangement 5 . The auxiliary devices necessary for the operation of the dialyzer or filter arrangement, e.g. B. facilities for flow with a dialysing fluid speed and / or for the removal of filtrate are summarized in the unit 8 . From the dialyzer or filter assembly 5 , the blood passes through the line 7 a , 7 b and the return device 8 back into the patient's bloodstream. The monitoring device inserted into the line 7 a , 7 b between the outlet of the dialyzer or filter arrangement 5 and the return device 8 comprises a chamber 9 through which blood flows and suitable for the separation of entrained air bubbles, which according to a preferred embodiment of the invention has at least one flexible wall , through which the internal pressure is transmitted to a pressure sensor 10 , and an upstream of the chamber, separated from it arranged sensor 11 , which is suitable in conjunction with the associated evaluation circuit ( FIG. 6) for detecting entrained air. In addition, in a further embodiment, a further sensor 12 of the same type can be arranged downstream of the chamber 9 .

Ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel für die Gestaltung der Kammer 9 und ihrer Halterung, in die der Drucksensor 10 einge baut ist, sowie des Sensors 11 ggf. des weiteren Sensors 12 ist in Fig. 3, Fig. 4 und Fig. 5 angegeben. Die Kammer 9 ist ein Hohlkörper aus flexiblem, blutverträglichem Material, z. B. Weich-PVC (Shorehärte 75-85, Wandstärke 0,5-1 mm), mit im wesentlichen glatter, kantenfreier Innenfläche und von länglich gerundetem Querschnitt. Am oberen und am unteren Ende sind die Leitungen für die Zu- bzw. Abführung des Blutes angeschlossen. Ein zusätzlicher Anschluß 18 am oberen Teil der Kammer dient der Entlüftung. Er kann zu diesem Zweck, wie in Fig. 1 gezeigt, ein offen endendes Leitungsstück 19 aufweisen, das nach Bedarf mit einer Klemme 20 verschlossen gehalten wird.A preferred embodiment for the design of the chamber 9 and its holder, in which the pressure sensor 10 is built into, as well as the sensor 11, if necessary, of the further sensor 12 is shown in Fig. 3, Fig. 4 and Fig. 5 below. The chamber 9 is a hollow body made of flexible, blood-compatible material, e.g. B. Soft PVC (Shore hardness 75-85, wall thickness 0.5-1 mm), with an essentially smooth, edge-free inner surface and an elongated, rounded cross-section. The lines for supplying and removing the blood are connected at the upper and lower ends. An additional connection 18 on the upper part of the chamber serves for ventilation. For this purpose, as shown in FIG. 1, it can have an open-ended line piece 19 , which is kept closed by a clamp 20 as required.

Die Halterung für die Kammer besteht aus einer Rückwand 13, Seitenwänden 14, einem Boden 15 und einer Vorderwand 16. Der von diesen Teilen umschlossene Raum entspricht den äußeren Maßen der Kammer 9. Für das Einsetzen der Kammer und für einen zuverlässi gen Sitz der Kammer in der Halterung ist es besonders vorteil haft, daß die Vorderwand 16 und der Boden 15 der Halterung einen durchgehenden Schlitz aufweisen, dessen Breite etwas größer als der Durchmesser des am unteren Teil der Kammer angeschlossenen Schlauches ist. Die Unterteilung der Vorderwand und des Bodens durch den Schlitz ist maßgebend dafür, daß die Kammer mit den angeschlossenen Leitungen von oben in die Halterung gesteckt werden kann und, nachdem sie bis zum Boden geschoben ist, trotz ihrer Flexibilität einen zuverlässigen Sitz hat.The holder for the chamber consists of a rear wall 13 , side walls 14 , a bottom 15 and a front wall 16 . The space enclosed by these parts corresponds to the outer dimensions of the chamber 9 . For the insertion of the chamber and for a reliable seat of the chamber in the holder, it is particularly advantageous that the front wall 16 and the bottom 15 of the holder have a continuous slot, the width of which is slightly larger than the diameter of the lower part of the chamber connected hose. The subdivision of the front wall and the bottom by the slot is decisive for the chamber with the connected lines being able to be inserted into the holder from above and, after being pushed down to the floor, having a reliable fit despite its flexibility.

In die Rückwand 13 der Halterung ist der Drucksensor 10 so eingebaut, daß seine drucksensitive Meßfläche schon im druck losen Zustand mit der flexiblen Rückwand 21 der Kammer annähernd in Berührung ist. Geeignet sind insbesondere Drucksensoren, bei denen nur eine sehr geringe Auslenkung der Meßfläche erfolgt, z. B. piezoresistive Drucksensoren, bei denen die Meßfläche als Membran ausgebildet ist, auf deren Rückseite Dehnungsmeßstreifen angeordnet sind.In the rear wall 13 of the bracket, the pressure sensor 10 is installed so that its pressure-sensitive measuring surface is already in contact with the flexible rear wall 21 of the chamber in the depressurized state. Particularly suitable are pressure sensors in which there is only a very small deflection of the measuring surface, e.g. B. piezoresistive pressure sensors, in which the measuring surface is designed as a membrane, strain gauges are arranged on the back.

Das vom Drucksensor abgegebene Meßsignal folgt bei der beschrie benen Anordnung linear dem in der Kammer herrschenden Druck. Die Genauigkeit und Reproduzierbarkeit der Messung wird praktisch ausschließlich von den Eigenschaften des Drucksensors bestimmt. Insbesondere tritt bei der vorgesehenen Art der Druckübertragung keine merkliche zusätzliche Hysterese oder Drift auf, und auch äußere Einflüsse, wie Manipulationen an den an die Kammer ange schlossenen Leitungen, haben aufgrund der besonderen Gestaltung der Halterung der Kammer keinen merklichen Einfluß.The measurement signal emitted by the pressure sensor follows the described level arrangement linearly the pressure prevailing in the chamber. The Accuracy and reproducibility of the measurement becomes practical determined solely by the properties of the pressure sensor. In particular occurs with the intended type of pressure transmission no noticeable additional hysteresis or drift on, and also external influences, such as manipulation of those attached to the chamber closed lines, due to the special design the holder of the chamber has no noticeable influence.

Der Sensor 11 ist in Verbindung mit der zugehörigen Auswer tungsschaltung dazu bestimmt, festzustellen, ob und insbesondere wie lange der Kammer 9 Luft anstelle von Blut zugeführt wird. Bei dem in Fig. 3 und Fig. 4 gezeigten Ausführungsbeispiel enthält der Luftsensor eine Ultraschall-Meßstrecke mit je einem Ultraschallwandler auf der Sende- und der Empfangsseite, wobei jeder Ultraschallwandler aus einem piezoelektrischen Element 22, 22 a und einem Ankopplungsstück 23 besteht. Die Ankopplungs stücke sind so geformt, daß sich unter Ausnutzung der Elastizi tät der aus einem Schlauch bestehenden Leitung eine ausreichende Berührungsfläche bildet.The sensor 11 in conjunction with the associated evaluation circuit is intended to determine whether and in particular for how long the chamber 9 is supplied with air instead of blood. In the example shown in Fig. 3 and Fig. 4 embodiment, the air sensor, an ultrasonic measuring path, each with an ultrasonic transducer at the transmitting and the receiving side, each said ultrasonic transducer made of a piezoelectric element 22, 22 a, and a coupling piece 23 is made. The coupling pieces are shaped in such a way that, using the elasticity, the line consisting of a hose forms a sufficient contact surface.

Sofern der Sensor 11 (oder 12) nur der Erfassung von Luft und nicht zugleich auch, wie weiter unten beschrieben, der Erfassung der Strömungsgeschwindigkeiten dient, kommen für diesen Zweck auch fotoelektrische Sensoren in Betracht.If the sensor 11 (or 12 ) only serves to detect air and not at the same time, as described further below, to measure the flow velocities, photoelectric sensors can also be used for this purpose.

Nach dem in Fig. 2 gezeigten Auführungsbeispiel stehen der Drucksensor 10 und der Sensor 11 sowie der eventuell vorhandene zusätzliche Sensor 12 und eine eventuell vorhandene weitere Drucküberwachungseinrichtung 24 mit einer elektronischen Schaltung 25 in Verbindung. Diese verarbeitet die von den Senso ren aufgenommenen Signale, steuert eine Anzeigevorrichtung 26 für den von dem Drucksensor 10 aufgenommenen Druck und bringt das System bei Überschreitung von Grenzwerten in einen sicheren Zustand, indem sie eine Alarmvorrichtung 28 aktiviert und die Versorgung des Antriebsmotors 27 der Blutpumpe 3 unterbricht.According to the exemplary embodiment shown in FIG. 2, the pressure sensor 10 and the sensor 11 as well as any additional sensor 12 which may be present and any further pressure monitoring device 24 which may be present are connected to an electronic circuit 25 . This processes the signals recorded by the sensors, controls a display device 26 for the pressure recorded by the pressure sensor 10 and brings the system into a safe state when limit values are exceeded by activating an alarm device 28 and supplying the drive motor 27 of the blood pump 3 interrupts.

Erfindungsgemäß ist vorgesehen, die Zeitabschnitte, in denen der stromaufwärts von der Kammer 9 angeordnete Sensor 11 signa lisiert, 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. Die hierzu vorgesehene Schaltungsanordnung ist in Form eines Blockschemas in Fig. 6 angegeben. Der senderseitige Ultraschallwandler 22 wird von dem Oszillator 29 gespeist. Das vom empfängerseitigen Ultraschall wandler 22 a gelieferte Signal wird durch den Verstärker 80 auf eine ausreichende Amplitude gebracht. Das verstärkte Signal wird dann durch den Demodulator 81 hinsichtlich seiner Amplitude ausgewertet und die so erhaltene Spannung durch einen Tiefpaß 82 geglättet. 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 83 jeweils ein positives Signal mit der betreffenden Zeitdauer T. Das Ausgangssignal des Komparators 83 steuert eine Summiervorrichtung 95. Diese enthält ein UND-Gatter 84, an dessen anderem Eingang ein von einem Oszillator 85 gelie fertes Impulssignal mit der Frequenz f 2 liegt. Dadurch wird erreicht, daß am Ausgang des UND-Gatters jeweils eine Anzahl von Impulsen auftritt, die der Zeit T proportional ist, nämlich f 2 · T. Diese Impulse werden durch einen Zähler 86 summiert. Wenn eine erste vorbestimmte Gesamtzahl von Impulsen, entsprechend einer Gesamtzeit T 1, erreicht ist, liefert der Zähler 86 ein Ausgangssignal, durch das die Alarmvorrichtung 87 aktiviert wird. Passiert weiterhin Luft die Meßstelle, so wird schließlich bei Erreichen einer höheren vorbestimmten Gesamtzahl von Impul sen, entsprechend der Gesamtzeit T 2, durch einen weiteren Aus gang des Zählers 86 die Alarmvorrichtung 89 aktiviert und über das Relais 88 der Antrieb der Blutpumpe ausgeschaltet. Diese Anordnung hat gegenüber den bisher gebräuchlichen Einrichtungen dieser Art den wesentlichen Vorteil, daß der Benutzer durch einen Voralarm schon aufmerksam gemacht wird, wenn die angesam melte Luftmenge noch relativ klein ist, so daß die Situation geprüft die Ursache behoben werden kann, bevor der Hauptalarm auftritt und der Betrieb durch die damit verbundene automatische Abschaltfunktion unterbrochen wird.According to the invention, the periods in which the sensor 11 arranged upstream of the chamber 9 signals that the chamber is supplied with air instead of blood, add up and when certain limit values of the sum of the individual periods or a quantity derived therefrom are reached, the safety functions to activate. The circuit arrangement provided for this purpose is given in the form of a block diagram in FIG. 6. The transmitter-side ultrasound transducer 22 is fed by the oscillator 29 . The signal delivered by the receiver-side ultrasound converter 22 a is brought to a sufficient amplitude by the amplifier 80 . The amplitude of the amplified signal is then evaluated by the demodulator 81 and the voltage thus obtained is smoothed by a low-pass filter 82 . The output voltage of the low pass is high as long as the measuring section of the air sensor is filled with blood. When air passes the measuring point, it drops to a low value for the relevant time period T. Because of this behavior, the comparator 83 in each case delivers a positive signal with the relevant time period T. The output signal of the comparator 83 controls a summing device 95 . This contains an AND gate 84 , at the other input of which a pulse signal delivered by an oscillator 85 with the frequency f 2 is present. This ensures that a number of pulses occurs at the output of the AND gate, which is proportional to the time T , namely f 2 · T. These pulses are summed by a counter 86 . When a first predetermined total number of pulses, corresponding to a total time T 1 , is reached, the counter 86 provides an output signal by which the alarm device 87 is activated. If air continues to pass the measuring point, the alarm device 89 is finally activated upon reaching a higher predetermined total number of pulses, corresponding to the total time T 2 , by a further output from the counter 86 and switched off via the relay 88 of the drive of the blood pump. This arrangement has the essential advantage over the previously used devices of this type that the user is already made aware of a pre-alarm when the accumulated amount of air is still relatively small, so that the situation can be checked, the cause can be remedied before the main alarm occurs and the operation is interrupted by the associated automatic shutdown function.

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 83 einem bestimmten Luftvolumen, das in die Kammer 9 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 86 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 Abschaltsignals 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.At a certain blood flow Q or a certain delivery rate of the blood pump (volume per unit of time), an output signal of the duration T at the output of the comparator 83 corresponds to a certain volume of air that was conveyed into the chamber 9 , namely V = Q · T. The total times T 1 and T 2 , which result from the addition of the times T to the occurrence of the alarm signal or the switch-off signal at the outputs of the counter 86 , are accordingly determined such that the product T 1 is taken into account, taking into account the maximum adjustable delivery rate Qmax · is Qmax and T 2 * Qmax substantially smaller or smaller than the volume Vk of the chamber. 9 In this way, the volume of the chamber is in any case sufficient to hold all of the air delivered until the switch-off signal occurs. T 1 can advantageously be chosen in the arrangement provided so that the pre-alarm even with a small amount of air, the z. B. accounts for 5-20 percent of the chamber volume, is triggered so that under normal operating conditions, ie in the alarm-free state, the amount of air present is always very low.

In weiterer Ausgestaltung der Erfindung ist vorgesehen, den Oszillator 85 als frequenzlinear steuerbaren Oszillator (VCO) auszubilden und ihn mit einem der Förderleistung proportionalen Signal zu steuern. Im einfachsten Falle kann ein solches Signal mit ausreichender Genauigkeit aus der Drehgeschwindigkeit des Blutpumpenantriebes abgeleitet werden. Vorteilhafter ist es jedoch, hierfür ein durch Messung des Blutflusses, wie weiter unten beschrieben, gewonnenes Signal zu benutzen, weil dieses auch die durch die Arbeitsweise der Blutpumpe bedingten Schwan kungen des Blutflusses berücksichtigt. Durch die Steuerung des Oszillators 85 wird erreicht, daß die Zeiten T, in denen Luft anstelle von Blut die Meßstelle am Ort des Luftsensors 11 pas siert, mit der jeweils eingestellten Förderleistung bewertet werden und somit durch die Zählung der Schwingungsperioden des Oszillators 85 eine relativ genaue Messung des Luftvolumens erreicht wird. Daher werden unabhängig von der Einstellung der Förderleistung die Alarmsignale nach Erreichen bestimmter geför derter Luftvolumina ausgelöst.In a further embodiment of the invention, it is provided to design the oscillator 85 as a frequency linearly controllable oscillator (VCO) and to control it with a signal proportional to the delivery rate. In the simplest case, such a signal can be derived with sufficient accuracy from the speed of rotation of the blood pump drive. However, it is more advantageous to use a signal obtained by measuring the blood flow, as described below, because this also takes into account the fluctuations in the blood flow caused by the operation of the blood pump. By controlling the oscillator 85 it is achieved that the times T , in which air instead of blood pas siert the measuring point at the location of the air sensor 11 , are evaluated with the respectively set delivery rate and thus by the counting of the oscillation periods of the oscillator 85 a relatively accurate Measurement of the air volume is achieved. Therefore, regardless of the setting of the delivery rate, the alarm signals are triggered after reaching certain conveyed air volumes.

Nachdem ein Alarmsignal aufgetreten ist und die Ursache der Störung behoben wurde, kann der Zähler 86 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.After an alarm signal has occurred and the cause of the fault has been eliminated, the counter 86 can be reset to its initial position by a reset command. However, it is also possible to select a different starting position (preset) and thereby vary the alarm limits.

Gemäß Fig. 6 ist außerdem vorgesehen, bei jedem Auftreten einer Luftblase, die der Sensor 11 erfaßt, ein Warnsignal zu erzeugen, ohne bereits den eigentlichen Alarm oder die Abschaltfunktion auszulösen. Der Ausgang des Komparators 83 ist zu diesem Zweck mit einer Warnvorrichtung 90 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, ohne daß sich das gesamte System abschaltet und somit eine Betriebsunterbrechung eintritt, die für den Patienten sehr belastend ist.According to FIG. 6, provision is also made to generate a warning signal each time an air bubble is detected by the sensor 11 without already triggering the actual alarm or the switch-off function. For this purpose, the output of the comparator 83 is connected to a warning device 90 . This has the important advantage that an impending disorder, e.g. B. the suction of air due to a leak in the blood tubing system is recognized early and can be remedied without the entire system being switched off and thus an interruption in operation that is very stressful for the patient.

Als zusätzliche Sicherheitseinrichtung kann, wie in Fig. 1, Fig. 3 und Fig. 4 angegeben, ein weiterer Sensor 12 stromabwärts von der Kammer 9 an der Leitung 7 b angeordnet werden. Die Auswertung des Meßsignals dieses Sensors erfolgt in der Weise, daß sofort der Antriebsmotor 27 der Blutpumpe ausgeschaltet und die Alarm vorrichtung 28 aktiviert wird, wenn an dieser Meßstelle Luft anstelle von Blut auftritt. Alternativ kann ein solcher zusätz licher Luftsensor auch in die Halterung der Kammer 9 eingebaut werden, so daß er anspricht, falls die Kammer 9 eine übermäßige Menge Luft aufnimmt.As an additional security device as shown in Fig. 1, Fig. 3 and Fig can. 4 indicated, a further sensor 12 located downstream b of the chamber 9 to the line 7. The evaluation of the measurement signal of this sensor is carried out in such a way that the drive motor 27 of the blood pump is immediately switched off and the alarm device 28 is activated when air instead of blood occurs at this measuring point. Alternatively, such additional Licher air sensor can also be installed in the holder of the chamber 9 so that it responds if the chamber 9 absorbs an excessive amount of air.

Bei dem Ausführungsbeispiel nach Fig. 1 ist in die Leitung 2 a, 2 b zwischen der Entnahmevorrichtung 1 und dem Einlaß der Blutpumpe 3 eine Drucküberwachungseinrichtung 24 eingefügt. Diese besteht entsprechend einer weiteren vorteilhaften Ausge staltung der Erfindung aus einer Kammer 30, die in eine Halte rung der zuvor (Fig. 3-5) beschriebenen Bauart mit eingebautem Drucksensor 33 eingesetzt ist. Einzelheiten der besonderen Konstruktion der Kammer 30 sind in Fig. 7 und Fig. 8 angegeben. Sie ist wie die Kammer 9 als flexibler Hohlkörper mit im wesent lichen glatter, kantenfreier Innenfläche und mit länglich gerundetem Querschnitt gestaltet, zusätzlich ist sie jedoch mit einer gebogenen Blattfeder 31 ausgestattet, die sie umschließt und mit den gegenüberliegenden flachen Wänden z. B. durch Laschen 32 verbunden ist. Die Feder 31 ist so dimensioniert, daß nach dem Einsetzen der Kammer im drucklosen Zustand in die Halterung bereits eine bestimmte Druckkraft auf den Drucksensor ausgeübt wird. Durch positiven Druck in der Kammer wird diese gesteigert, durch negativen Druck (unterhalb des atmosphärischen Druckes) vermindert, so daß auf diese Weise sowohl positive als auch negative Druckwerte erfaßt werden, die in der Leitung 2 a, 2 b zwischen der Entnahmevorrichtung 1 und dem Einlaß der Blutpumpe 3 auftreten können. Zur korrekten Festlegung des Nullpunktes der Druckanzeige auf dem Anzeigeinstrument 93 genügt eine Kompensa tion der durch die Druckkraft der Feder 31 bedingten Nullpunktverschiebung bei der Inbetriebnahme. Diese Kompensation kann im einfachsten Falle mechanisch durch Verdrehen der Skala des Anzeigeinstruments oder aber automatisch mit elektronischen Mitteln erfolgen.In the embodiment of FIG. 1 is in the conduit 2 a, 2 b between the removal device 1 and the inlet of the blood pump 3, a pressure monitoring device 24 is inserted. According to a further advantageous embodiment of the invention, this consists of a chamber 30 which is used in a holder of the type described above (FIGS . 3-5) with a built-in pressure sensor 33 . Details of the particular design of the chamber 30 are shown in FIG. 7 and FIG. Specified. 8 It is like the chamber 9 designed as a flexible hollow body with wesent union smooth, edge-free inner surface and with an elongated rounded cross section, but in addition it is equipped with a curved leaf spring 31 which encloses it and with the opposite flat walls z. B. is connected by tabs 32 . The spring 31 is dimensioned such that a certain pressure force is already exerted on the pressure sensor after the chamber has been inserted into the holder without pressure. This is increased by positive pressure in the chamber and reduced by negative pressure (below atmospheric pressure), so that both positive and negative pressure values are detected in this way, which are in line 2 a , 2 b between the removal device 1 and the Intake of the blood pump 3 can occur. To correctly determine the zero point of the pressure display on the display instrument 93 , a compensation of the zero point shift caused by the pressure force of the spring 31 is sufficient during commissioning. In the simplest case, this compensation can be carried out mechanically by rotating the scale of the display instrument or automatically with electronic means.

Ein zweites Ausführungsbeispiel der Erfindung ist in Fig. 2 schematisch dargestellt. Auch bei dieser Anordnung ist in die Leitung 7 a, 7 b zwischen dem Auslaß der Dialysator- oder Filter anordnung 5 und der Rückführungsvorrichtung 8 eine Überwa chungseinrichtung mit der Kammer 9 und dem Drucksensor 10 sowie dem stromaufwärts von der Kammer 9 angeordneten Sensor 11 einge fügt, deren Funktion im wesentlichen mit der zu Fig. 1 gegebenen Beschreibung übereinstimmt. Als zusätzliche Sicherheitseinrich tung kann auch in diesem Falle vorteilhafterweise ein weiterer Luftsensor 12 stromabwärts von der Kammer 9 vorgesehen werden. Bei der Anordnung nach Fig. 2 ist außerdem in die Leitung 4 a, 4 b zwischen dem Auslaß der Blutpumpe 3 und dem Einlaß der Dialy sator- oder Filteranordnung 5 eine Überwachungseinrichtung ein gefügt, die entsprechend der bevorzugten Ausführung aus einer Kammer 35, deren Innendruck durch die flexible Kammerwand auf den Drucksensor 36 übertragen wird, und einem stromaufwärts von der Kammer 35 angeordneten, zur Erkennung von Luft geeigneten Sensor 37 besteht. Außerdem ist es auch bei dieser Überwachungs einrichtung zur weiteren Erhöhung der Sicherheit vorteilhaft, auch stromabwärts von der Kammer 35 einen zur Erkennung von Luft geeigneten Sensor 92 vorzusehen.A second embodiment of the invention is shown schematically in FIG. 2. Also in this arrangement, a monitoring device with the chamber 9 and the pressure sensor 10 and the sensor 11 arranged upstream of the chamber 9 is inserted into the line 7 a , 7 b between the outlet of the dialyzer or filter arrangement 5 and the feedback device 8 , whose function essentially corresponds to the description given for FIG. 1. As an additional Sicherheitseinrich device, another air sensor 12 can also advantageously be provided downstream of the chamber 9 in this case. In the arrangement according to FIG. 2, a monitoring device is also inserted into the line 4 a , 4 b between the outlet of the blood pump 3 and the inlet of the dialy sator or filter arrangement 5 , which, according to the preferred embodiment, consists of a chamber 35 , the internal pressure of which is transmitted through the flexible chamber wall to the pressure sensor 36 , and there is a sensor 37 arranged upstream of the chamber 35 and suitable for detecting air. In addition, it is also advantageous for this monitoring device to further increase security to also provide a sensor 92 suitable for detecting air downstream of the chamber 35 .

Die von den Druck- und Luftsensoren gelieferten Signale werden in einer elektronischen Schaltung 91 vorbereitet, um daraus die auf den Anzeigeinstrumenten 26, 38 angezeigten Informationen abzuleiten und bei Überschreitung von Grenzwerten die Alarmvor richtung 28 zu aktivieren und den Antriebsmotor 27 der Blutpumpe auszuschalten. Das Signal des Sensors 37 wird erfindungsgemäß dazu genutzt, die Zeiten, in denen der Kammer 35 Luft anstelle von Blut zugeführt wird, zu erfassen, zu summieren und bei Erreichen bestimmter Gesamtzeiten bzw. bestimmter Gesamtmengen von Luft, die sich in der Kammer 35 gesammelt haben, ein Alarm signal auszulösen und gleichzeitig oder bei Erreichen eines weiteren Grenzwertes die Zirkulation zu unterbrechen.The signals supplied by the pressure and air sensors are prepared in an electronic circuit 91 to derive the information displayed on the display instruments 26, 38 and to activate the alarm device 28 when limit values are exceeded and to switch off the drive motor 27 of the blood pump. The signal of the sensor 37 is used according to the invention to record the times in which air instead of blood is supplied to the chamber 35 , to sum them and when certain total times or certain total amounts of air which have collected in the chamber 35 are reached to trigger an alarm signal and to interrupt circulation at the same time or when another limit value is reached.

Die Verarbeitung der Signale der beiden Drucksensoren 10 und 36 ist in Fig. 9 in Form eines Blockschaltbildes angegeben. Beide Signale werden zunächst durch Verstärker 39, 40 auf einen aus reichenden Pegel gebracht. Das Ausgangssignal des Verstärkers 39, entsprechend dem in der Kammer 9 herrschenden Druck, wird dem Anzeigeinstrument 26 zugeführt. Es gelangt außerdem an den Eingang eines Komparators 41 und wird mit einstellbaren Grenz werten verglichen, bei deren Überschreitung der Antrieb der Blutpumpe über das Relais 42 ausgeschaltet wird. Durch den Differenzverstärker 43 wird die Differenz zwischen den beiden Drucksignalen, entsprechend der Druckdifferenz zwischen dem Ein laß und dem Auslaß der Dialysator- oder Filteranordnung 5, gebildet. Im einfachsten Falle kann dieses Differenzsignal unmittelbar einem Anzeigeinstrument zugeführt werden. In beson ders vorteilhafter weiterer Ausgestaltung der Erfindung ist jedoch gemäß Fig. 9 vorgesehen, mit Hilfe des Dividierers 44 den Quotienten P/Q des Differenzsignals P und einer dem Blutfluß oder der Förderleistung der Blutpumpe proportionalen Größe Q zu bilden und diesen Quotienten auf dem Anzeigeinstrument 38 anzu zeigen. Vorzugsweise wird hierzu ein durch Messung des Blutflusses in der unten beschriebenen Weise gewonnenes, der Größe Q entsprechendes Signal benutzt, weil dieses auch die durch die Arbeitsweise der Blutpumpe bedingten Schwankungen des Blutflusses berücksichtigt. Die Größe P/Q wird außerdem durch den Komparator 45 mit mindestens einem einstellbaren Grenzwert verglichen, bei dessen Überschreitung ein Alarm- oder Warnsignal ausgelöst wird und gleichzeitig oder bei Überschrei tung eines weiteren oberen und/oder unteren Grenzwerts über ein Relais 46 den Antrieb der Blutpumpe auszuschalten.The processing of the signals from the two pressure sensors 10 and 36 is shown in FIG. 9 in the form of a block diagram. Both signals are first brought to a sufficient level by amplifiers 39, 40 . The output signal of the amplifier 39 , corresponding to the pressure prevailing in the chamber 9 , is fed to the display instrument 26 . It also arrives at the input of a comparator 41 and is compared with adjustable limit values, when exceeded the drive of the blood pump is switched off via the relay 42 . By the differential amplifier 43 , the difference between the two pressure signals, corresponding to the pressure difference between the one and the outlet of the dialyzer or filter arrangement 5 , is formed. In the simplest case, this difference signal can be fed directly to a display instrument. In particular, a further advantageous embodiment of the invention is provided in accordance with FIG. 9, using the divider 44 to form the quotient P / Q of the difference signal P and a quantity Q proportional to the blood flow or the delivery rate of the blood pump, and this quotient on the display instrument 38 to show. For this purpose, a signal corresponding to the quantity Q obtained by measuring the blood flow in the manner described below is preferably used, because this also takes into account the fluctuations in the blood flow caused by the mode of operation of the blood pump. The size P / Q is also compared by the comparator 45 with at least one adjustable limit value, when it is exceeded an alarm or warning signal is triggered and at the same time or when a further upper and / or lower limit value is exceeded via a relay 46, the drive of the blood pump turn off.

Die beschriebene Anordnung (Fig. 2, Fig. 9) hat gegenüber dem Ausführungsbeispiel Fig. 1 mehrere zusätzliche wichtige Vorteile: Durch die Kammer 35 wird Luft, die in den extrakorpo ralen Kreislauf gelangt ist, schon vor der Dialysator- oder Filteranordnung 5 abgefangen. Dadurch wird erreicht, daß Störungen des Strömungsverlaufes in der Dialysator- oder Filter anordnung und eine Verminderung der Effektivität sowie eine Blockierung des Durchganges eines Teils der Hohlfasern bei Kapillardialysatoren oder -filtern durch angesammelte Luft vermieden werden. Eine sich anbahnende Undichtigkeit, die zum Eindringen von Luft in den extrakorporalen Kreislauf führt, wird durch den stromaufwärts von der Kammer 35 angeordneten Luft sensor 37 frühzeitig signalisiert, so daß die Ursache beseitigt werden kann, bevor sich eine übermäßige Menge Luft angesammelt hat, was zu einer Unterbrechung der Zirkulation zwingen würde.The arrangement described ( Fig. 2, Fig. 9) has several additional important advantages over the embodiment of Fig. 1: Air 35 which has entered the extracorporeal circuit is intercepted before the dialyzer or filter arrangement 5 by the chamber 35 . This ensures that disturbances in the flow in the dialyzer or filter arrangement and a reduction in effectiveness and a blockage of the passage of part of the hollow fibers in capillary dialyzers or filters through accumulated air are avoided. An impending leak, which leads to the penetration of air into the extracorporeal circuit, is signaled early by the air sensor 37 arranged upstream of the chamber 35 , so that the cause can be eliminated before an excessive amount of air has accumulated, which leads to an interruption of the circulation.

Die in der beschriebenen Weise gewonnene Information über die Druckdifferenz zwischen Einlaß und Auslaß der Dialysator- oder Filteranordnung liefert außerdem eine wertvolle Aussage über den Strömungswiderstand der Dialysator- oder Filteranordnung ein schließlich ihrer Zu- und Ableitungen. Hierdurch können Leitungsauftrennungen oder Strömungshindernisse in diesem Bereich selbsttätig erkannt werden. 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 erkenn bar, so daß es möglich ist, durch entsprechende Gegenmaßnahmen die Gerinnung und den dadurch bedingten Blutverlust und die erhebliche Betriebsstörung zu vermeiden. Diese Eigenschaft ist von zusätzlicher Bedeutung bei der Behandlung von Patienten, die blutungsgefährdet sind, und bei denen daher die Dosierung von gerinnungsaufnehmenden Mitteln sehr restriktiv gehandhabt werden muß.The information obtained in the manner described about the Pressure difference between inlet and outlet of the dialyzer or Filter arrangement also provides valuable information about the Flow resistance of the dialyzer or filter arrangement finally their feed and discharge. This can Line breaks or flow obstacles in this Area can be recognized automatically. In particular is one initiating blood coagulation, in which the viscosity of the blood increases and thus the pressure difference between inlet and outlet the dialyzer or filter arrangement increases, recognize early bar, so that it is possible to take appropriate countermeasures coagulation and the resulting blood loss and to avoid significant malfunction. This property is of additional importance in the treatment of patients who are at risk of bleeding, and therefore in which the dosage of coagulant agents are handled very restrictively got to.

Darüber hinaus ist diese Anordnung auch geeignet, Störungen in der zum Betrieb der Dialysator- oder Filteranordung 5 vorgese henen Einrichtung 6 selbsttätig zu erkenen, z. B. eine für den Patienten schädliche übermäßig hohe Filtrationsgeschwindigkeit, die ebenfalls zu einer Steigerung der Blutviskosität führt.In addition, this arrangement is also suitable for automatically detecting malfunctions in the device 6 provided for operating the dialyzer or filter arrangement 5 , for. B. an excessively high filtration rate harmful to the patient, which also leads to an increase in blood viscosity.

Die erfindungsgemäß vorgesehene oben beschriebene Maßnahme, den Quotienten aus der Druckdifferenz und dem Blutfluß bzw. der Fördergeschwindigkeit zu bilden und zu überwachen, bietet gegen über der einfacheren Überwachung der Druckdifferenz den ent scheidenden Vorteil, daß diese Größe P/Q von unterschiedlichen Einstellungen der Fördergeschwindigkeit, die während des Betrie bes von Hand oder auch automatisch wirkende adaptive Regelein richtungen, wie sie u. a. gemäß einer unten beschriebenen weite ren Ausgestaltung der Erfindung vorgesehen sind, vorgenommen werden, nur wenig beeinflußt wird und im wesentlichen die Strö mungsverhältnisse in der Dialysator- oder Filteranordnung und die Viskosität des Blutes charakterisiert.The measure according to the invention, described above, of forming and monitoring the quotient of the pressure difference and the blood flow or the conveying speed offers the decisive advantage over the simpler monitoring of the pressure difference that this variable P / Q depends on different settings of the conveying speed, the during the operation bes by hand or automatically acting adaptive Regelein devices, as they are provided, inter alia, according to a further embodiment of the invention described below, are made only slightly influenced and essentially the flow conditions in the dialyzer or filter arrangement and characterized the viscosity of the blood.

In weiterer Ausgestaltung der Erfindung ist vorgesehen, einen oder mehrere der Sensoren 11, 12, 37, 92 so auszubilden, daß außer dem Auftreten von Luft auch die Strömungsgeschwindigkeit des Blutes erfaßt wird. Eine bevorzugte Gestaltung des hierfür vorgesehenen Sensors ist in Fig. 10 und Fig. 11 schematisch dargestellt. In den betreffenden Leitungsabschnitt des Blutschlauchsystems ist ein Meßeinsatz 47 mit einem Strömungska nal 48 eingefügt. Der Meßeinsatz hat zwei flügelartige seitliche Ansätze 49 mit Kopplungsflächen 50, die der Ein- bzw. Auskopp lung eines Ultraschallsignals dienen. Der Meßeinsatz wird in die Halterung 51, 52 eingesetzt, in deren oberem Teil 51 sich zwei Ultraschallwandler befinden, jeweils bestehend aus einem piezo elektrischen Element 53, 53 a und einem Ankopplungsstück 54, 54 a. Im eingesetzten Zustand stehen die Ankopplungsstücke 54, 54 a mit den Kopplungsflächen 50 in Berührung. Ein ausreichender Anpreß druck wird vorzugsweise dadurch erzielt, daß die beiden Teile der Halterung federnd gegeneinander gelagert sind. Die Achsen der beiden Ultraschallwandler stehen zur Längsachse des Strö mungskanals 48 in einem Winkel der Größenordnung 15-50 Grad, und die seitlichen Ansätze 49 sind so geformt, daß die Ausbreitung der Ultraschallwellen unter dem genannten Winkel in Richtung auf den Strömungskanal konzentriert wird.In a further embodiment of the invention, one or more of the sensors 11, 12, 37, 92 are designed in such a way that, in addition to the occurrence of air, the flow velocity of the blood is also detected. A preferred design of sensor is provided for this purpose in Fig. 10 and Fig. Shown schematically. 11 A measuring insert 47 with a flow channel 48 is inserted into the relevant line section of the blood tube system. The measuring insert has two wing-like lateral approaches 49 with coupling surfaces 50 , which serve the coupling and uncoupling of an ultrasonic signal. The measuring insert is inserted into the holder 51, 52 , in the upper part 51 of which there are two ultrasonic transducers, each consisting of a piezoelectric element 53, 53 a and a coupling piece 54, 54 a . In the inserted state, the coupling pieces 54, 54 a are in contact with the coupling surfaces 50 . A sufficient contact pressure is preferably achieved in that the two parts of the bracket are resiliently supported against each other. The axes of the two ultrasonic transducers are at an angle of the order of 15-50 degrees to the longitudinal axis of the flow channel 48 , and the side lugs 49 are shaped such that the propagation of the ultrasonic waves is concentrated at the said angle in the direction of the flow channel.

Die Messung der Strömungsgeschwindigkeit des Blutes basiert auf dem Doppler-Effekt. Die zur Auswertung benutzte Schaltungsanord nung ist schematisch in Fig. 12 dargestellt. Sie besteht aus der Auswertungseinheit 94 und der Summiervorrichtung 95. Der sender seitige Ultraschallwandler wird von einem Hochfrequenzgenerator 56 mit einer Frequenz in der Größenordnung von einigen MHz gespeist. Das vom empfangsseitigen Ultraschallwandler geliefer te Signal, das neben Anteilen der Sendefrequenz auch Anteile enthält, die aufgrund des Dopplereffekts eine der Strömungsge schwindigkeit proportionale Frequenzverschiebung aufweisen, wird durch den Verstärker 80 auf eine ausreichende Amplitude gebracht und in einem ersten Verarbeitungskanal einer Mischstufe 58 zugeführt, um die der Strömungsgeschwindigkeit proportionale niederfrequente Differenzfrequenz zu gewinnen. Diese steht am Ausgang des nachfolgenden Tiefpasses 59, getrennt von den übri gen Frequenzanteilen, zur Verfügung. Die Differenzfrequenz kann z. B. durch Zählung der Schwingungsperioden über ein bestimmtes Zeitintervall zur Gewinnung einer Anzeige dienen, oder es kann, wie in Fig. 12 angegeben, durch einen Frequenz-Spannungs-Umset zer 60 aus der Differenzfrequenz eine der Strömungsgeschwindig keit des Blutes proportionale Spannung zur Speisung eines Anzei geinstruments 61 gewonnen werden. Aufgrund des Zusammenhanges zwischen Blutfluß und Strömungsgeschwindigkeit unter Berücksich tigung der Querschnittsfläche des Strömungskanals 48 ist auf diese Weise bei entsprechender Kalibrierung eine direkte Anzeige des Blutflusses möglich.The measurement of the flow velocity of the blood is based on the Doppler effect. The circuit arrangement used for evaluation is shown schematically in FIG. 12. It consists of the evaluation unit 94 and the summing device 95 . The transmitter-side ultrasound transducer is fed by a high-frequency generator 56 with a frequency in the order of a few MHz. The signal delivered by the receiving-side ultrasound transducer, which in addition to parts of the transmission frequency also contains parts which have a frequency shift proportional to the flow rate due to the Doppler effect, is brought to a sufficient amplitude by the amplifier 80 and fed to a mixing stage 58 in a first processing channel to obtain the low-frequency difference frequency proportional to the flow velocity. This is available at the output of the subsequent low pass 59 , separately from the remaining frequency components. The difference frequency can e.g. B. by counting the oscillation periods over a certain time interval to obtain a display, or it can, as indicated in Fig. 12, by a frequency-voltage converter zer 60 from the difference frequency one of the flow speed of the blood proportional voltage for feeding a Display instruments 61 can be obtained. Due to the relationship between blood flow and flow velocity, taking into account the cross-sectional area of the flow channel 48 , a direct display of the blood flow is possible in this way with appropriate calibration.

Zur Gewinnung der Information über den Durchgang von Luft durch die Meßstrecke und zur Ermittlung der einzelnen Zeiten T, in denen dies der Fall ist, dient ein zweiter Verarbeitungskanal mit einem Gleichrichter 81, einem Tiefpaß 82 und einem Kompara tor 83. Dieser Teil der Auswertungseinheit stimmt ebenso wie die Summiervorrichtung 95 im wesentlichen mit der zuvor in Verbin dung mit Fig. 6 beschriebenen Anordnung überein.A second processing channel with a rectifier 81 , a low-pass filter 82 and a comparator 83 serves to obtain the information about the passage of air through the measuring section and to determine the individual times T in which this is the case. This part of the evaluation unit, like the summing device 95 , essentially corresponds to the arrangement previously described in conjunction with FIG. 6.

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 Vorrichtung, z. B. eine Sample-and-Hold- Schaltung, die in Fig. 12 nicht berücksichtigt ist, ergänzt werden.Since, during the passage of air through the measuring section, the measuring signal for the determination of the flow velocity is invalid, it can be expedient to store the value of the measuring signal existing immediately before the occurrence of this event in order to have it available for further evaluation. The evaluation device can, if necessary, by a device suitable for this purpose, e.g. B. a sample-and-hold circuit, which is not taken into account in FIG. 12, can be supplemented.

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. Bei einer einfachen Ausführung dieses Prinzips ist hierzu gemäß Fig. 13 eine Vergleichsschaltung 62 vorgesehen. Vorzugsweise wird mit Hilfe eines Dividierers 63 der Quotient aus der dem Blutfluß bzw. der gemessenen Strömungsgeschwindig keit proportionale Größe Q 1 und einer der eingestellten Drehge schwindigkeit proportionalen Größe Q 2, die den Sollwert des Blutflusses darstellt, gebildet. Der Quotient wird durch den Komparator 64 mit mindestens einem Grenzwert verglichen und bei Unterschreitung des Grenzwerts eine Alarmvorrichtung 65 akti viert und gleichzeitig oder bei Überschreitung eines weiteren Grenzwerts über das Relais 66 der Antrieb der Blutpumpe auf eine niedrigere Drehgeschwindigkeit geschaltet oder ausgeschaltet.In a further embodiment, the invention provides for the signal obtained by measuring the flow velocity to be compared to the blood flow proportional signal with the set value or setpoint value of the blood flow in order to regulate the rotational speed of the drive of the blood pump and / or to generate a warning signal if the Relationship between the two deviates from the normal state. In a simple embodiment of this principle, a comparison circuit 62 is provided according to FIG. 13. Preferably, with the aid of a divider 63, the quotient of the quantity Q 1 proportional to the blood flow or the measured flow velocity and a quantity Q 2 proportional to the set rotational speed, which represents the desired value of the blood flow, is formed. The quotient is compared by the comparator 64 with at least one limit value and an alarm device 65 is activated when the limit value is undershot and, at the same time or when a further limit value is exceeded, the drive of the blood pump is switched to a lower rotational speed or switched off via the relay 66 .

Diese Anordnung hat den wesentlichen Vorteil, daß auf eine direkte Überwachung des sogenannten arteriellen Druckes, d. h. des Druckes in der Leitung 2 zwischen der Entnahmevorrichtung 1 und dem Einlaß der Blutpumpe 3, verzichtet werden kann. 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 2, verursacht z. B. durch ein Strö mungshindernis im Bereich der Entnahmevorrichtung 1, gegenüber dem eingestellten Sollwert absinkt. Durch einen Komparator mit mehreren Grenzwerten wird erreicht, daß bei einem sich anbahnen den 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 recht zeitig getroffene Abhilfemaßnahmen eine Unterbrechung der Behandlung zu vermeiden.This arrangement has the significant advantage that direct monitoring of the so-called arterial pressure, ie the pressure in the line 2 between the sampling device 1 and the inlet of the blood pump 3 , can be dispensed with. This line is particularly critical because under normal operating conditions a negative pressure can occur in it, so that even with slight leaks there is a risk of air being sucked in. Branches or internals on this line therefore represent a potential source of danger. In the arrangement provided, which avoids such branches or internals, the fact is exploited that the actual delivery rate of the blood pump in the event of an excessive negative pressure in line 2 , causes z. B. by a flow obstacle in the area of the removal device 1 , decreases compared to the setpoint. By means of a comparator with several limit values it is achieved that when the obstacle to flow is approaching, only a warning signal is initially generated and an intervention in the function of the blood pump drive takes place automatically only when the disturbance increases further. In contrast to the monitoring devices previously used for this purpose, this makes it possible to avoid an interruption of treatment by taking remedial measures in good time.

Eine weitergehende Nutzung der durch Vergleich zwischen dem gemessenen Blutfluß Q 1 und dem als Sollwert für die Drehzahl regelung des Blutpumpenantriebes wirksamen Wert des Blutflusses gewonnenen Information ergibt sich bei der erweiterten Anord nung, die in Fig. 14 in Form eines Blockschemas angegeben ist.A further use of the information obtained by comparison between the measured blood flow Q 1 and the value of the blood flow effective as a setpoint for the speed control of the blood pump drive results in the expanded arrangement which is given in FIG. 14 in the form of a block diagram.

Dem Regler 67 für die Drehzahlregelung des Blutpumpenantriebes wird eine aus dem eingestellten, erstrebten Wert Q 2 des Blut flusses abgeleitete Größe Q 2′ am Eingang (+) als Sollwert zuge führt. Entsprechend den Eigenschaften des Drehzahlregelkreises stellt sich im stationären Zustand am Istwert-Eingang (-) des Reglers der gleiche Wert der Größe Q 2′ ein. Dieser ist in üblicher Weise, z. B. unter Benutzung eines Tachogenerators 68, aus der aktuellen Drehzahl des Blutpumpenantriebes abgeleitet und repräsentiert den Wert des Blutflusses, der unter idealen Betriebsbedingungen aufgrund der aktuellen Antriebsgeschwindig keit zu erwarten wäre.The controller 67 for speed control of the blood pump drive is a derived from the set, desired value Q 2 of the blood flow derived size Q 2 ' at the input (+) as a setpoint. According to the properties of the speed control loop, the same value of quantity Q 2 ' is set in the steady state at the actual value input (-) of the controller. This is in the usual way, for. B. using a tachogenerator 68 , derived from the current speed of the blood pump drive and represents the value of the blood flow that would be expected under ideal operating conditions due to the current driving speed.

Der mit Hilfe des Dividierers 69 erhaltene Quotient Q 1/Q 2′ wird als elektrische Größe einer Anzeigevorrichtung 70 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 dieser Anzeige erkennbar, wenn die Grenze des ausnutzbaren Bereiches der Ergie bigkeit annähernd erreicht wird, denn während bei nur mäßiger Ausnutzung der Ergiebigkeit der tatsächliche Blutfluß dem ein gestellten Wert des Blutflusses gleichkommt, vermindert sich der Quotient Q 1/Q 2′ 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 70 sehr einfach ausgeführt sein, z. B. in Form einer binären Anzeige, die erkennen läßt, ob ein zulässiger Wert Q 1/Q 2′ (z. B. Q 1/Q 2′ = 0,9) unterschritten ist oder nicht. Zur Überwachung der Größe Q 1/Q 2′ ist außerdem ein Komparator 71 vorgesehen, der eine Alarmvorrichtung 72 aktiviert und über das Relais 73 den Antrieb der Blutpumpe ausschaltet, wenn der Quotient Q 1/Q 2′ einen unteren Grenzwert (z. B. Q 1/Q 2′ = 0,7) unterhalb des zulässigen Bereiches unterschreitet.The quotient Q 1 / Q 2 ' obtained with the aid of the divider 69 is supplied as an electrical variable to a display device 70 , which is used by the user to recognize when adjusting the blood flow to what extent the fertility of the patient connection is used for the blood withdrawal . This is determined, inter alia, by the pressure and flow conditions in the patient's bloodstream at the sampling point and by properties of the sampling device, for a cannula, for. B. influenced by their current resistance. In particular, it can be seen on this display when the limit of the exploitable range of yield is approximately reached, because while with only moderate use of the yield the actual blood flow equals a set value of blood flow, the quotient Q 1 / Q 2 ' decreases High utilization area because the filling level of the pump hose of the blood pump then becomes lower. Since only a rough orientation is important for the purpose mentioned, the display device 70 can be made very simple, e.g. B. in the form of a binary display that shows whether or not a permissible value Q 1 / Q 2 ' (z. B. Q 1 / Q 2' = 0.9) or not. To monitor the quantity Q 1 / Q 2 ' , a comparator 71 is also provided, which activates an alarm device 72 and switches off the drive of the blood pump via the relay 73 if the quotient Q 1 / Q 2' has a lower limit value (e.g. Q 1 / Q 2 ′ = 0.7) below the permissible range.

Bei der Anordnung gemäß Fig. 14 ist vorgesehen, daß die Dreh zahlregelung des Blutpumpenantriebes von dem Ergebnis des Ver gleichs zwischen dem gemessenen Blutfluß und dem angestrebten Wert des Blutflusses beeinflußt wird. Die eingestellte Größe Q 2 wird hierzu dem Regler 67 nicht direkt als Sollwert zugeführt, sondern in modifizierter Form Q 2′. Solange Q 1 dem eingestellten Wert annähernd gleichkommt, wie es bei mäßiger Ausnutzung der Ergiebigkeit des Patientenanschlusses und bei Abwesenheit even tueller zusätzlicher Strömungshindernisse der Fall ist, gilt näherungsweise Q 2′ = Q 2. Wenn jedoch Q 1 bei zu weitgehender Ausnutzung der Ergiebigkeit oder bei Auftreten zusätzlicher Strömungshindernisse gegenüber Q 2 bzw. Q 2′ abfällt und somit Q 1/Q 2′ deutlich kleiner als 1 wird, wird der Sollwert für die Drehzahlregelung vermindert. Zur Realisierung dieser Funktion ist rein schematisch eine Kombination aus einer Bewertungs schaltung 74 und einem Multiplizierer 75 angegeben. Die Kennlinie der Bewertungsschaltung 74 ist so gewählt, daß bei hohen Werten von Q 1/Q 2′ (z. B. A 1/Q 2′ < 0,9) die eingestellte Größe Q 2 mit 1, bei niedrigeren Werten von Q 1/Q 2′ jedoch mit einem niedrigeren Faktor multipliziert erscheint. Aufgrund des so verminderten Sollwertes Q 2′ stellt sich dann eine niedrigere Drehgeschwindigkeit des Blutpumpenantriebes ein, der Füllungs grad des Pumpenschlauches nimmt wieder zu, und das Verhältnis Q 1/Q 2′ stabilisiert sich.In the arrangement according to FIG. 14 it is provided that the speed control of the blood pump drive is influenced by the result of the comparison between the measured blood flow and the desired value of the blood flow. The set quantity Q 2 is not supplied to the controller 67 directly as a setpoint, but in a modified form Q 2 ' . As long as Q 1 is approximately equal to the set value, as is the case with moderate utilization of the productivity of the patient connection and in the absence of any additional flow obstacles, Q 2 ′ = Q 2 applies approximately. However, if Q 1 falls too much when using the yield or if additional flow obstacles occur compared to Q 2 or Q 2 ' and thus Q 1 / Q 2' is significantly less than 1, the setpoint for the speed control is reduced. To implement this function, a combination of an evaluation circuit 74 and a multiplier 75 is specified purely schematically. The characteristic curve of the evaluation circuit 74 is selected such that the set variable Q 2 with 1 at high values of Q 1 / Q 2 ′ (for example A 1 / Q 2 ′ <0.9) and at lower values of Q 1 / Q 2 ', however, appears multiplied by a lower factor. Due to the reduced target value Q 2 ' , a lower rotational speed of the blood pump drive then sets, the degree of filling of the pump hose increases again, and the ratio Q 1 / Q 2' stabilizes.

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. Ein automatische Stillsetzung, die mit einer Betriebsunterbrechung verbunden ist, erfolgt erst, wenn diese Fähigkeit zur Anpassung über ein bestimmtes Maß, das durch den Komparator 71 vorgegeben wird, hinaus beansprucht wird. Dies hat den wesentlichen Vorteil, daß Fehl alarme, die bei der bisher zumeist gebräuchlichen Drucküber wachung 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 entspre chend 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 so erzielbaren höheren Blutfluß ist eine höhere Wirksamkeit der Behandlung verbunden.The arrangement described behaves self-adapting in the sense that the delivery speed of the blood pump, based on the set value, automatically adapts if this z. B. is necessary for fluctuating fertility of the patient connection for blood sampling. An automatic shutdown, which is associated with an interruption in operation, only takes place when this ability to adapt beyond a certain amount, which is predetermined by the comparator 71 , is claimed. This has the main advantage that false alarms that frequently occur in the previously common pressure monitoring on the line between the removal device 1 and the inlet of the blood pump 3 and lead to an interruption in operation are avoided. Due to the property of self-adaptation, the arrangement according to the invention allows the productivity of the patient connection to be used to a greater extent and thus to achieve a higher blood flow without increasing the risk of false alarms occurring. The higher blood flow that can be achieved in this way is associated with a higher effectiveness of the treatment.

Bei entsprechender Gestaltung der Einrichtungen zur Entnahme 1 und Rückführung 8 des Blutes sowie zweckmäßiger Ergänzung mit weitere 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.With a corresponding design of the devices for withdrawing 1 and returning 8 of the blood and expediently supplementing it with further functional elements in a known manner, the invention can also be used in the case of an extracorporeal blood circulation according to the so-called single-needle technique, in withdrawing and returning the blood via single patient connection.

Verschiedene Einrichtungen, die zur vollständigen Funktion der Vorrichtung zur Behandlung von Blut durch Dialyse und/oder Fil tration notwendig oder zweckmäßig sind, sind in der vorstehenden Beschreibung nicht berücksichtigt, weil sie bekannt und gebräuchlich sind. Hierzu zählen z. B. Einrichtungen zur Unter drückung von Alarm- oder Schaltfunktionen in bestimmten Betriebszuständen, beispielsweise bei einer absichtlich herbei geführten Unterbrechung der Blutzirkulation, beim Anfahren des Systems und dergleichen.Various facilities necessary for the full function of the Device for treating blood by dialysis and / or fil tration are necessary or expedient, are in the above Description not considered because it is known and are in use. These include e.g. B. facilities for sub pressing of alarm or switching functions in certain Operating states, for example, in the case of deliberately guided interruption of blood circulation when starting the Systems and the like.

Claims

1. Device for the treatment of blood by dialysis and / or filtration in an extracorporeal blood circuit with a device for withdrawing blood from the patient's blood circuit, which is connected via a first line to the inlet of a blood pump, a second line which is the outlet the blood pump connects to the inlet of a dialyzer or filter arrangement, a third line which connects the outlet of the dialyzer or filter assembly to a device for returning blood to the bloodstream of the patient, and a monitoring device which detects the occurrence of air in monitors the third line, characterized in that the monitoring device inserted into the third line ( 7 a , 7 b ) comprises a sensor ( 11 ) arranged upstream of an air separation chamber ( 9 ) on the line ( 7 a) and this with devices ( 80, 81, 82, 83 ) for detecting the time periods T in which air is added to the chamber instead of blood is connected, is connected.

2. Apparatus according to claim 1, characterized in that it has a summing device ( 95 ) for summing a time T derived size, the device alarm device ( 87 ) activated when reaching a predetermined total value of this size.

3. Apparatus according to claim 2, characterized in that the summing device ( 95 ) has a plurality of outputs for actuating alarm and switching devices ( 87, 89, 88 ) when reaching different predetermined total values of the size derived from the time periods T.

4. Device according to one of the preceding claims, characterized in that the air separation chamber ( 9 ) has at least one substantially flat flexible wall ( 21 ) through which the expansion force determined by the internal pressure is transferred to a pressure sensor ( 10 ).

5. Device according to one of the preceding claims, characterized in that the air separation chamber ( 9 ) as a flexible hollow body with an approximately rectangular cross section with at least one supply line ( 7 a) and a vent line ( 18 ) at the upper end and a drain line ( 7 b) is formed at the lower end and is arranged in an open-top holder with a rear wall ( 13 ), side walls ( 14 ), a bottom 15 ) and a front wall ( 16 ), the pressure sensor ( 10 ) being arranged in the rear wall ( 13 ) in this way that its pressure-sensitive surface is in contact with the wall ( 21 ) of the chamber and the front wall ( 16 ) and the bottom ( 15 ) are divided by a slot running from top to bottom.

6. Device according to one of the preceding claims, characterized in that in the first line ( 2 a , 2 b) a pressure monitoring device ( 24 ) is inserted, which has a flexible chamber 30 of substantially rectangular cross-section with a surrounding and with the External surfaces connected spring element ( 31 ) and a chamber-receiving bracket with a pressure sensor resulting from the compressed air of the spring element and the internal pressure of the chamber in a proportional electrical size converting pressure sensor ( 33 ).

7. Device according to one of the preceding claims, characterized in that a second air separation chamber ( 35 ) is inserted into the second line ( 4 a , 4 b) .

8. The device according to claim 7, characterized in that the second air separation chamber ( 35 ) is connected to devices for pressure measurement and monitoring.

9. The device according to claim 8, characterized in that the second air separation chamber ( 35 ) has at least one substantially flat flexible wall through which the expansion force determined by the internal pressure is transmitted to a pressure sensor ( 30 ).

10. Device according to one of claims 7-9, characterized in that the second air separation chamber ( 35 ) as the first air separation chamber ( 9 ) as a flexible hollow body with an approximately rectangular cross section with at least one feed line ( 4 a) and a vent line at the upper end and a drain line ( 4 b) is formed at the lower end and is arranged in an open-top holder with a rear wall ( 13 ), side walls ( 14 ), a bottom ( 15 ) and a front wall ( 16 ), the pressure sensor ( 36 ) in the rear wall ( 13 ) is arranged so that its pressure-sensitive membrane is in contact with the wall of the chamber and the front wall ( 16 ) and the bottom ( 15 ) are divided by a slot running from top to bottom.

11. Device according to one of the preceding claims, characterized in that upstream of the second air separation chamber ( 35 ) on the supply line ( 4 a) a sensor ( 37 ) is arranged, which with means ( 80, 81, 82, 83 ) for Detection of the time periods T in which air instead of blood is supplied to the chamber.

12. Device according to one of the preceding claims, characterized in that a further rer sensor ( 12, 92 ) is arranged downstream of one of the air separation chambers ( 9, 35 ) or downstream of both.

13. Device according to one of the preceding claims, characterized in that at least one of the sensors ( 11, 12, 37, 92 ) and the associated evaluation unit ( 94 ) is designed to detect the flow rate of the blood in addition to detecting air.

14. Device according to one of the preceding claims, characterized in that at least one of the sensors ( 11, 12, 37, 92 ) has piezoelectric transducer elements ( 22, 22 a , 53, 53 a) which on opposite sides of a line or a current tion channel ( 48 ) for the blood and any air that may be carried are coupled.

15. Device according to one of the preceding claims, characterized in that the axes of maximum sensitivity of the piezoelectric transducer elements ( 53, 53 a) and the longitudinal axis of the line or the flow channel for the blood are in a wesentli Chen in one plane and the axes of maximum sensitivity speed with the longitudinal axis of the line or the flow channel form an angle of 15-50 degrees.

16. Device according to one of the preceding claims, characterized in that the flow channel ( 48 ) is in a measuring insert ( 47 ), the wing-like lateral approaches ( 49 ) with coupling surfaces ( 50 ), and the measuring insert in a holder ( 51st , 52 ) can be used in such a way that the piezoelectric transducer elements ( 53, 53 a) arranged in the holder are in contact with the coupling surfaces ( 50 ) via coupling pieces ( 54, 54 a) .

17. Device according to one of the preceding claims, characterized in that the evaluation unit ( 94 ) a Hochfre frequency generator ( 56 ) constant amplitude and frequency for feeding one of the piezoelectric transducer elements ( 54 ), devices ( 80 ) for amplifying the associated from the other piezoelectric Transducer element ( 54 a) emitting electrical signal and for evaluating this signal with regard to its frequency components in a first processing channel ( 58, 59, 60 ) and with regard to its amplitude in a second processing channel ( 81, 82, 83 ).

18. Device according to one of the preceding claims, characterized in that it has means for determining on the display the difference between the pressures prevailing in the two air separation chambers ( 9, 35 ) and for forming an electrical signal proportional to the pressure difference.

19. Device according to one of the preceding claims, characterized in that it comprises a device ( 44 ) for obtaining an electrical signal which gives the quotient P / Q from the difference between the pressures in the two air separation chambers ( 9, 35 ) and one of the pressures Conveying speed of the blood pump ( 3 ) represents the appropriate size, and has facilities ( 38, 45 ) for monitoring the electrical signal representing this quotient.

20. Device according to one of the preceding claims, characterized in that the device ( 44 ) is a divider, the divisor input (Q) of which is connected to the output of the first processing channel ( 58, 59, 60 ) of the evaluation unit ( 94 ) .

21. Device according to one of the preceding claims, characterized in that it has a comparison circuit ( 62, 62 a) for comparing a variable corresponding to the drive speed of the blood pump ( 3 ) and a measurement of the blood flow with the aid of one of the sensors ( 11, 12, 37, 92 ) and the evaluation unit ( 94 ) obtained size.

22. Device according to one of the preceding claims, characterized in that the comparison circuit ( 62 a) is connected to the controller ( 67 ) for the speed of rotation of the blood pump drive to form an additional control circuit.

23. Device according to one of the preceding claims, characterized in that the comparison circuit ( 62 a) a divider ( 69 ) for forming the quotient from the by measuring the blood flow with the help of one of the sensors ( 11, 12, 37, 92 ) and the evaluation unit ( 94 ) obtained size (Q) and the drive speed of the blood pump ( 3 ) corresponding size (Q 2 ' ), the output of which is connected to a display device ( 70 ).

24. Device according to one of the preceding claims, characterized in that the output of the divider ( 69 ) with an evaluation circuit ( 71 ) for controlling alarm and Schaltvor devices ( 72, 73 ) is connected.

25. Device according to one of the preceding claims, characterized in that the output of the divider ( 69 ) with a directions ( 74, 75 ) for influencing the speed controller ( 67 ) for the blood pump drive ( 27 ) is connected.

26. Device according to one of the preceding claims, characterized in that the summing device ( 95 ) with the speed controller ( 67 ) for the blood pump drive is connected and a device ( 84, 85, 86 ) for forming and summing a size which the product of the delivery speed of the blood pump and the times T in which air instead of blood passes the measuring point of the sensor in question is proportional.

27. Device according to one of the preceding claims, characterized in that the summing device ( 95 ) is connected to the output of the first processing channel ( 58, 59, 60 ) of the evaluation unit ( 94 ) and has a device for forming and summing a variable which the product of the measured value of the blood flow obtained with the aid of the evaluation unit ( 94 ) and the parts T in which air instead of blood passes the measuring point of the relevant sensor is proportional.