CN108096656A - 在血液治疗中使用的医用空气分离器 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种医用空气分离器(1)，其用于将气体泡、尤其是微型气体泡与通过所述空气分离器(1)的血液分离，所述空气分离器(1)包括基本上空心圆柱形的空气分离腔室(2)，所述空气分离腔室(2)包括在纵向方向(6)上看设置在所述空气分离腔室(2)的一侧上的血液入口(7)和在纵向方向(6)上看形成在另一侧上的血液出口(8)，所述空气分离腔室(2)被配置成使得基本上以螺线形状绕所述腔室(2)的纵轴(29)旋转的血流(29)可以从所述血液入口(7)到所述血液出口(8)形成，其中所述空气分离器(1)包括用于增加所述螺线形血流(29)的旋转的被动执行器(11)。本发明还涉及一种血液管道组和一种包括这种空气分离器(1)的用于体外血液治疗的设备和一种将气体泡与通过所述空气分离器(1)的血液分离的方法。

Description

在血液治疗中使用的医用空气分离器
技术领域
本发明涉及一种医用空气分离器，其用于将气体泡和空气泡、特别是微型气泡与通过所述空气分离器的血液分离。所述空气分离器包括基本上空心圆柱形的空气分离腔室，所述空气分离腔室具有在纵向方向上看布置在所述空气分离腔室的一侧上的血液入口和在纵向方向上看形成在另一侧上的血液出口，所述空气分离腔室被配置成使得绕所述腔室的纵轴旋转的基本上螺线形的血流可以从所述血液入口到所述血液出口形成。本发明还涉及一种血液管道系统和一种用于体外血液治疗的设备，所述设备包括根据本发明的空气分离器。最后，本发明涉及一种分离方法，所述方法尤其是通过根据本发明的空气分离器、血液管道组或设备将气体泡或空气泡、尤其是微型气泡与通过空气分离器的血液分离，其中血液通过基本上空心圆柱形的空气分离腔室，所述空气分离腔室具有在纵向方向上看布置在所述空气分离腔室的一侧上的血液入口和在纵向方向上看形成在另一侧上的血液出口，而绕所述腔室的纵轴旋转的基本上螺线形的血流从所述血液入口到所述血液出口形成。
背景技术
血液中的微型气泡是在体外血液治疗(诸如像透析)中难以避免的常有的副作用。目前，专家们正在讨论此类微型气泡对健康是否有害以及有害的程度。因此，在标准60601-2-16的修订版本中，首次并入了对微型气泡的限制。
根据作者B.Stegmavr、T.U.Forsberq、P.Jonson、C.Steqmayr和J.Hultdin的标题为“Microbubbles of air may occur in the organs of hemodialysispatients”的公布(cf.www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/22236622)，在研究范围内已经证实，微型气泡可能在血液透析期间进入患者的血液和肺部。此外，微型气泡通过肺毛细血管，进入身体的动脉区并且在身体内到处扩散。这可能导致对器官的损伤和对血液透析患者的不良预测。数据支持在体外血液循环中减少微型气泡的重要性。
作者S.Wagner、C.Rode、R.Wojke和B.Canaud的标题为“Observation ofmicrobubbles during standard dialysis treatments”的另一个公布(cf.http:// www.ncbi.nlm.nih.g0v/pmc/articles/PMC4515906/)研究形成此类微型气泡的原因。试验导致如下事实：在由不充分启动引起的负压力和残余气泡的情况下可以识别微型气泡的一些可能的来源，诸如动脉鲁尔锁连接器。然而，不可能找到在几乎所有形式的治疗(诸如像血液透析和在线血液透析滤过)中都会发生的微型气泡的所有原因。一般来说，微型气泡的速率与流速(关联系数为0.45)和负动脉压力(关联系数为0.67)都有关联。
根据P.Laird的公布(cf.http:/www.hemodoc.info/2012/01/cognitive-impairment-on-dialysis-the-microbubble-connection.htmlCognitive Impairment ondialysis:The Microbubble Connection)，认知障碍构成了血液透析患者的已知并发症，其中对其原因知之甚少。可能的原因可能是在血液透析期间可能发生的微型栓塞可以穿过肺屏障并且可以导致诸如大脑的器官的缺血性损伤。
目前技术水平
已知整合在用于体外血液治疗的设备中的空气分离器被用于在体外血液治疗期间从血流中移除空气。所述空气分离器具有空气分离腔室，血液以横向或切向流入方向被引入到所述空气分离腔室中。由于横向流入，在腔室中产生漩涡/涡旋。血液在从腔室的血液入口到血液出口的螺线形或线圈形路径中流动。由于以这种流动图案起作用的离心力或向心力，血液被径向向外推，而空气且因此空气泡或气体泡保留在旋转流的中间和腔室的中间。以此方式，空气或空气泡可以离开血液并且可以被移除。
所述已知的空气分离器和用于空气分离的方法具有如下缺点：空气泡大体上在低流速下可以适当地分离，但是在较高流速下，空气泡不能分离或仅仅不充分地分离。对此，假设原因在于如下事实：在腔室中的停留时间不足以给予空气泡足够的时间来上升。基本上足够的涡旋的效果似乎被提供来支持空气泡的分离。在较高流速的情况下，这种效果较强，但是由于较短的停留时间，这种效果仍然有限且不足。
发明内容
从前述的目前技术水平开始，作为本发明的基础的目标是消除前面列出的缺点，尤其是提供在体外血液治疗的范围内使用的空气分离器，所述空气分离器使得气体泡和空气泡能够容易地且可靠地从血液中移除并且尤其改进了微型气泡的空气分离过程。
根据本发明，这个目标由一种医用空气分离器来实现，所述空气分离器用于将气体泡或空气泡、尤其是微型气泡与通过所述空气分离器的血液分离，所述空气分离器包括基本上空心圆柱形的空气分离腔室，所述空气分离腔室包括在纵向方向上看布置在所述空气分离腔室的一侧上的血液入口和在纵向方向上看形成在另一侧上的血液出口，所述空气分离腔室被配置成使得绕所述腔室的纵轴旋转的基本上螺线形的血流可以从所述血液入口到所述血液出口形成，其中所述空气分离器包括被布置且/或设计用于增加螺线形血流的旋转的被动执行器。其中所述血液入口布置在腔室盖那一侧上并且所述血液出口布置在腔室底那一侧上。所述目标还由一种血液管道组和一种用于体外血液治疗的设备来实现，所述设备包括根据本发明、特别是根据从属权利要求中任一项的空气分离器。
关于方法，这个目标由一种分离方法来实现，所述方法尤其是通过根据本发明、特别是根据从属权利要求中任一项的空气分离器和/或血液管道组和/或用于体外血液治疗的设备将气体泡或空气泡、尤其是微型气泡与通过空气分离器的血液分离，其中血液被引导通过基本上空心圆柱形的空气分离腔室，所述空气分离腔室具有在纵向方向上看布置在所述空气分离腔室的一侧上的血液入口和在纵向方向上看形成在另一侧上的血液出口，并且因此，绕所述腔室的纵轴旋转的基本上螺线形的血流从所述血液入口到所述血液出口形成，所述螺线形血流的旋转通过所述空气分离器的被动执行器来增加。
根据本发明，所述空气分离腔室形成为基本上空心圆柱形的。它可以具有偏离的形状，例如，它可以是杯形，尤其是具有从入口朝出口略微渐缩/变窄的形状。空气分离腔室优选地关于纵向中心轴是旋转对称的，并且具有细长的形式，尤其是具有与纵向中心轴正交的圆形截面。由于血流在空气分离腔室中的以机械方式增加的旋转，血流在空气分离腔室中的停留时间增加。可以这样说，血液在腔室中的流动路径是螺线形、线圈形或螺旋形的，其中由于根据本发明通过执行器的另外驱动，所述螺线、螺旋或线圈被压缩的程度比在现有技术空气分离器的情况下更大。在空气分离腔室的轴向长度的过程中，流过那里的血液绕纵向中心轴进行的转动的数量因此比在现有技术中更高。因此，可以获得更多时间，使得存在于特定血液体积中的血液组分可以由于相对长效的向心力在涡旋的径向靠外区域中积聚并且空气泡或气体泡可以在旋转血液的径向靠近涡旋的中心的区域中积聚并分离。特别有利的是，小体积的气泡且尤其是微型气泡也可以以此方式被分离。还可以这样说，除了在空气分离腔室中的更长停留时间外，通过加强涡旋中的流动的旋转分量，引起更高的流速和因此更高的向心力，因此促进血液和空气泡或气体泡的分离。
根据本发明，执行器可以直接作用于存在于腔室中的血液和血液的流动路径。可选地或另外，执行器可以间接作用于血液和血液的流动路径，例如通过直接作用于空气分离腔室。
本发明的另一个优点是，由于执行器的作用，实现分离的涡旋形成可以在很大程度上独立于在每种情况下存在的血液流速加以调整。因此，在较高和较低的血液流速的情况下，可以实现高的且可安全地获得的空气/气体分离。
尤其是以下优点可以通过本发明实现：
-血液中的空气泡或气体泡、尤其是微型气泡的明确改进的分离，
-在非常广泛的血液流速范围内令人满意的功能。
本发明的优势实施方案在次级权利要求中要求保护并且将在下文中阐述。
在本发明的一个实施方案中，执行器包括设置在空气分离腔室中的搅拌元件。这个实施方案的优点是，配置有这种搅拌元件的执行器可以特别容易地整合在已知的空气分离器中。搅拌元件被驱动，使得它在存在于分离腔室中的血液中进行圆形或椭圆形移动，所述移动必然会被传输到血液。可以这样说，通过简单的搅拌使分离腔室中的血液以增加的方式旋转，并且因此引起前述效果：空气与血液的改进的分离。
本发明的一个实施方案的特征在于，搅拌元件是磁性的。这种磁性元件可以由从外部起作用的磁场来容易地激励或驱动。用于这个目的的场生成单元可以特别容易地整合在用于体外血液治疗的设备中，尤其是整合在透析机中，这继而确保了本发明在已知设备中的简单整合。所述场可以以机械方式或以电子方式生成。
优选地，搅拌元件具有磨圆的没有边缘的几何形状。它可以特别设计成球形或杆形的、具有磨圆的边缘。搅拌元件的这种设计是有利的，因为它对血液粒子或血液组分的作用很轻，并且因此可以安全地避免溶血现象。
另一个实施方案的特征在于，搅拌元件是生物相容的。这是可以实现的，因为整个搅拌元件由生物相容材料组成或具有涂有生物相容材料的生物相容材料芯。搅拌元件可以由生物相容陶瓷(尤其是磁性陶瓷)、生物相容塑料制成或由涂有生物相容塑料的金属制成。此外，搅拌元件可以是空心的。它可以是导电的并且磁化的，并且以此方式通过感应来生成旋转力。本发明的一个实施方案提供呈滚珠轴承的磁化球形式的搅拌元件。这需要以下优点：根据本发明的空气分离器的制造成本非常低，因为此类球是便宜的大规模生产的产品。
当支撑件、挡止件或定位元件布置在空气分离腔室中以便将搅拌元件定位或固定成与血液入口和/或血液出口隔开且/或定位或固定在预定高度时，是特别有利的。这可以确保搅拌元件总是位于分离腔室的限定区域内并且不会下沉(例如在驱动不存在的情况下)到腔室的下侧且阻挡、限制或抑制那里的血液出口。此外，以此方式可以确保搅拌元件总是设置在腔室的一定区域中，在这个区域中它可以进行预期的搅拌运动并且不会被腔室的壁或结构卡住。
根据本发明的另一个实施方案，执行器可以包括用于空气分离腔室的驱动单元以便沿着圆形或椭圆形运动路径驱动所述空气分离腔室。在这个实施方案中，必须使整个空气分离腔室处于运动中，所述运动使得流过腔室的血流的旋转有所增加。也可以这样说，在这个实施方案中，使腔室转动，以便促进涡旋形成。例如，执行器可以由被动固定夹具或由从外部作用于空气分离腔室的驱动单元形成。
空气分离腔室的驱动件可以是机械式的。然而，当执行器是以磁性方式驱动时是特别优良的，因为它是清洁且低维护的。根据本发明的空气分离器可以包括尤其是至少两个螺线管，其布置在空气分离腔室外部以用于驱动执行器。驱动件可以尤其生成绕空气分离腔室旋转的磁场。
用于以机械方式激励或用于驱动执行器的装置可以同时被配置为用于空气分离腔室的固定器。这是特别节省空间且低维护的。空气分离器可以还包括固定空气分离腔室的固定装置或固定器。所述固定装置可以尤其定位在空气分离腔室的底部、顶部或中央。固定器可以尤其直接或间接地安装在用于激励的装置上，或可以与所述装置相互作用。激励可以例如通过电子电机来进行，所述电子电机循环地激励所述固定器。固定器可以由金属制成且/或可以例如受到浮动支撑。为了激励，可以通过旋转的磁场使这种固定器移动。
根据本发明的方法的一个实施方案的特征在于，由传感器检测执行器的(旋转)速度且/或尤其是响应于(根据)执行器的速度来检测用于驱动执行器的能量，并且由此确定通过空气分离器的血液的粘度。根据一个实施方案，可以使用并设置磁场传感器以用于检测执行器的速度。从测量以特定速度旋转所需的力(所述力可以通过所述旋转所需的电能加以检测)，例如，可以推断血液的粘度。当在治疗的持续时间内检测到血液的粘度时，可以由此推断相对血液体积。这个参数可用于控制例如超滤量。另外或作为替代，执行器的速度可根据血流加以控制。有利地，具有3-10mm的偏转的几Hz，优选地是2-10Hz足以作为执行器的旋转频率来实现空气泡的预期分离。这具有特定优点，因为它对血液的作用很轻，这允许安全地避免血液透析。在本发明的范围内，可选地，应用具有1-2mm的较小偏转的10-50Hz的较高频率。根据本发明，两个参数都适于目前的腔室几何形状和/或腔室尺寸中的每一项且针对所述腔室几何形状和/或腔室尺寸中的每一项加以优化。
根据本发明，此外为了确定通过空气分离器的血液的粘度，尤其是当已达到指定的测量速度时，可以中断或停止执行器的驱动，可以检测执行器的超限行为并且可以通过超限行为确定粘度。具体来说，在使执行器达到特定速度之后，可以通过中断用于驱动执行器的电场来测量粘度。基于在减速期间产生的感应，可以测量减速操作的持续时间并且因此可以推断粘度。
有利的是，通过测量粘度可以得出关于搅拌元件是否仍完全“在血液下”(被浸没)的结论，以便以此方式实现空气水准检测。以此方式，可以防止布置在腔室下游的传感器(空气泡检测器)直到腔室空了且空气已到达传感器的后面才响应。在这种情况下，消除扰动到目前为止比在足够早地检测到水准在下沉的情况下更复杂。
也可以这样说，本发明建议在用于透析机的血液管道组的空气分离器中通过被动执行器(诸如磁性搅拌器)实现更好的空气分离。出于这个目的，根据本发明，可以将磁性元件引入到空气分离腔室中以便开始液体的旋转。基于作用的离心力，血液可以在外侧(在血流的径向靠外边沿区域上)积聚并且空气可以保留在中央。形成涡旋。具体来说，可以通过旋转的磁场从外部使磁性元件旋转，所述磁场可以由至少两个螺线管生成。所述至少两个螺线管可以安装在用于空气分离腔室的固定器中。可选地，所述场可以通过旋转磁体以机械方式生成。根据一个实施方案，可以通过空气分离器的机械激励生成涡旋。因此，例如空气分离器的一侧可以在圆形或椭圆形路径上移动或可以被激励来进行这种移动，而空气分离器的另一侧支撑在可移动的固定点上，使得在空气分离器中生成涡旋。空气分离器本身并不绕它自己的轴旋转。
附图说明
下文中将通过附图中所示的示例性的非限制性实施方案详细描述本发明，其中：
图1示出沿着从现有技术已知的医用空气分离器的纵向中心轴的示意性截面图，
图2示出沿着根据本发明的一个实施方案的医用空气分离器的纵向中心轴的示意性截面图，
图3示出沿着图1的医用空气分离器的纵向中心轴的示意性截面图，所述空气分离器包括用于激励执行器的磁性单元，
图4示出沿着插入图3中的截面线IV-IV的与纵向中心轴正交的截面图，
图5示出沿着根据本发明的另一个实施方案的医用空气分离器的纵向中心轴的示意性截面图，
图6示出沿着根据本发明的另一个实施方案的医用空气分离器的纵向中心轴的示意性截面图，
图7示出沿着根据本发明的另一个实施方案的医用空气分离器的纵向中心轴的示意性截面图，
图8示出沿着根据本发明的另一个实施方案的医用空气分离器的纵向中心轴的示意性截面图，
图9示出沿着根据本发明的另一个实施方案的医用空气分离器的纵向中心轴的示意性截面图，
图10示出沿着根据本发明的另一个实施方案的医用空气分离器的纵向中心轴的示意性截面图，
图11示出沿着根据本发明的另一个实施方案的医用空气分离器的纵向中心轴的示意性截面图，
图12示出沿着插入图3中的截面线IV-IV的与纵向中心轴正交的截面图，以及
图13示出图12的简化表示。
参考数字列表
1 空气分离器
2 空气分离腔室
3 腔室底
4 腔室盖
5 腔室壁
6 纵向中心轴、纵向方向
7 血液入口
8 血液出口
9 排气孔
10 涡旋
11 执行器
12 出口开口
13 过滤器、凝结物过滤器
14 搅拌元件、球、杆元件
15 血液流入物
16 血液流出物
17 废气流
18 箭头(示出激励)
19 驱动件
20 北半部
21 南半部
22 磁性线圈
23 磁性线圈
24 芯
25 芯
26 驱动单元、固定器
27 承载单元
29 流动路径
T 涡旋10的深度
具体实施方式
在附图的描述中，给相似或对应的元件提供相同的参考数字。
图1示出从现有技术已知的用于分离气体泡的医用空气分离器1。所述空气分离器包括空气分离腔室2，所述空气分离腔室2包括腔室底3、腔室盖4和圆柱形或杯形腔室壁5。图1中标记了空气分离腔室2的纵向中心轴6。在腔室盖4那一侧上，布置有用于流入腔室2中的血液流入物15的血液入口7。在腔室底3那一侧上，布置有用于流出腔室2的血液流出物16的血液出口8。通过血液入口7，具有横向或切向流入方向的血液被引入到空气分离腔室2中。这从用于来自血液入口7的血液的出口开口12的表示显而易见。由于横向流入，在腔室2中生成涡旋10。血液在从血液入口7到血液出口8的螺线形或线圈形路径29中流动。由于以这种流动图案29起作用的离心力或向心力，血液被径向向外推，而空气且因此空气泡或气体泡保留在旋转流10的中间和腔室2的中间(靠近纵向中心轴6)。在涡旋10的边界侧处积聚的空气作为废气流17通过排气孔9被引导出腔室2。在现有技术空气分离器的情况下，仅仅通过切向地引入血液在腔室2中生成流29和涡旋10。形成涡旋10因此相对小，如从图1和图2的比较可以看出，并且螺线形流动路径29是相对扩展的。可以这样说，仅仅通过前述的仅仅定向(横向或切向)的流入，将仅形成具有小深度T的小涡旋10。
图2示出医用空气分离器1的第一实施方案，所述空气分离器1用于将气体泡、尤其是微型气体泡与通过空气分离器1的血液分离。空气分离器1包括基本上空心圆柱形或杯形的空气分离腔室2，所述空气分离腔室2包括腔室底3、腔室盖4和圆柱形或杯形腔室壁5。图2中标记了空气分离腔室2的纵向中心轴6。在纵向方向6上看，在空气分离腔室2的一侧上，即，在腔室盖4那一侧上，布置有用于血液流入物15的血液入口7。在目前的实施方案中，所述血液入口形成在腔室盖4中。在纵向方向6上看，在另一侧上，即，在腔室底3那一侧上，布置有用于血液流出物16的血液出口8。在目前的实施方案中，所述血液出口在腔室底3中在中心形成。在腔室盖4中，另外设置有用于与血液分离的作为废气流17的空气的排气孔9。
空气分离腔室1被配置成使得从血液入口7到血液出口8的基本上以螺线形状绕腔室2的纵向中心轴6旋转的血流29和因此涡旋10再次形成。明显由图1和图2的比较造成的是，与从现有技术已知的空气分离器1中相比，根据本发明的空气分离器1中的涡旋10明确地更强，即，具有更大的深度T。流动路径29被压缩的程度比在现有技术中明确地更强。这是由于如下事实：根据本发明的空气分离器1包括被动执行器11。被动执行器11用于增加螺线形血流29的旋转，如图所示。由于被动执行器11所造成的腔室2中的流29的增加的旋转，更高向心力作用于血液，使得血液越来越多地被径向向外推并且涡旋10比在现有技术中更明显且更深地形成。可以这样说，通过根据本发明的另外被动执行器11，形成具有适当地强的空气分离的深涡旋10。在图2的实施方案中，过滤器元件13(这里呈凝结物过滤器13的形式)设置在血液出口8处。
根据本发明，执行器11可以由例如设置在腔室2中的搅拌元件14(呈球14或杆元件14的形式)形成。由于图2未示出的驱动件的激励(通过箭头18指示)，搅拌元件进行沿着空气分离腔室2的轨道的移动。由于所述移动，存在于腔室2中并且流过腔室2的血液另外被旋转驱动。图3和图4示出用于搅拌元件14的驱动件19。搅拌元件14呈具有北半部20和南半部21的磁性球14的形式。驱动件19包括两个磁性线圈22、23，所述磁性线圈22、23相对于纵向中心轴6彼此径向相对并且与芯24、25相互作用。驱动件19形成绕纵向中心轴6旋转的磁场，所述磁场对磁性球14的作用造成所述磁性球14在空气分离腔室2中的前述圆形或椭圆形移动。
图5的实施方案基本上对应于图2至图4的实施方案，因此参考相应的描述。然而，与图2至图4的实施方案不同的是，凝结物过滤器13不是布置在腔室底3的中心而是布置在腔室底3的边界区域中，所述边界区域偏心地偏离腔室壁5。这提供了如下优点：具有更高流速的血液在圆周方向上撞击在过滤器13上并且生成更好的流出行为。图6的实施方案中发生类似的效果，其中凝结物过滤器13布置在腔室壁5中、与腔室底3相邻。图7示出不包括过滤器的对应于图6的实施方案。
图8至图13示出本发明的实施方案，其中执行器11呈用于空气分离腔室2的驱动单元26的形式。必须注意的是，这些图表示在空气分离器的执行期间在时间上连续的多个位置的叠加。其参考了如下事实：目前描述的实施方案的功能原理可以组合起来，即，图8至图13的实施方案的执行器11可以与图2至图7的搅拌元件组合使用。由于简化表示，图8、图9和图11中未示出驱动单元26。尤其根据图10的实施方案，驱动单元26可以呈固定器26的形式，所述固定器26接触腔室壁5，同时固定腔室壁5。驱动单元26/固定器26与空气分离腔室2相互作用并且驱动空气分离腔室2，使得空气分离腔室2沿着圆形或椭圆形运动路径移动。
图8示出一个实施方案，其中空气分离腔室2在腔室底3上由示意性地指示的承载单元(支撑单元)27以静止的但可移动的方式支撑。由于承载单元27的支撑和驱动件26/执行器11，空气分离腔室2绕纵向中心轴6进行某种翻滚或陀螺运动，其中承载单元27限定陀螺运动的固定点。图9示出类似的实施方案，其中承载单元设置在腔室盖4的中心并且因此可以说是反转了所述翻滚或陀螺运动。图10示出不包括承载单元的实施方案，其中固定器26同时驱动并限定大致在纵轴6的中心的固定点。
图11至图13示出另一实施方案，其中整个空气分离腔室2进行沿着轨道的移动。因此，图11、图12和图13示出腔室2在圆形运动期间在时间上的四个不同点的位置。

Claims (15)

1.一种医用空气分离器(1)，其用于将气体泡、尤其是微型气体泡与通过所述空气分离器(1)的血液分离，所述空气分离器(1)包括基本上空心圆柱形的空气分离腔室(2)，所述空气分离腔室(2)具有在纵向方向(6)上看设置在所述空气分离腔室(2)的一侧上的血液入口(7)和在所述纵向方向(6)上看形成在另一侧上的血液出口(8)，所述空气分离腔室(2)被配置成使得基本上以螺线形状绕所述腔室(2)的纵轴(29)旋转的血流(29)可以从所述血液入口(7)到所述血液出口(8)形成，
其特征在于
所述空气分离器(1)包括用于增加所述螺线形血流(29)的旋转的被动执行器(11)；并且在于
所述血液入口(7)布置在腔室盖(4)那一侧上并且所述血液出口(8)布置在腔室底(3)那一侧上。
2.根据权利要求1所述的空气分离器(1)，其特征在于所述执行器(11)包括设置在所述空气分离腔室(2)中的搅拌元件(14)。
3.根据权利要求2所述的空气分离器(1)，其特征在于所述搅拌元件(14)是磁性的且/或具有磨圆的没有边缘的几何形状，尤其是形成为具有磨圆的边缘的球形或杆形的。
4.根据权利要求2或3所述的空气分离器(1)，其特征在于所述搅拌元件(14)是生物相容的，并且尤其是由生物相容陶瓷、生物相容塑料或涂有生物相容塑料的金属制成。
5.根据权利要求2所述的空气分离器(1)，其特征在于在所述空气分离腔室(2)中布置有支撑件(13)，以将所述搅拌元件(14)定位成与所述血液入口(7)和/或所述血液出口(8)隔开。
6.根据权利要求1所述的空气分离器(1)，其特征在于所述执行器(11)包括用
于所述空气分离腔室(2)的驱动单元(26)，以便沿着圆形或椭圆形运动路径(30)驱动所述空气分离腔室(2)。
7.根据权利要求1所述的空气分离器(1)，其特征在于所述执行器(11)是以磁性方式驱动的。
8.根据权利要求1所述的空气分离器(1)，其还包括至少两个螺线管(22、23、24、25)，所述至少两个螺线管(22、23、24、25)布置在所述空气分离腔室(2)外部以用于驱动所述执行器(11)。
9.根据权利要求1所述的空气分离器(1)，其还包括固定所述空气分离腔室(2)的固定装置(26)。
10.一种血液管道组，其包括根据前述权利要求中任一项所述的空气分离器(1)。
11.一种用于体外血液治疗的设备，其包括根据前述权利要求中任一项所述的空气分离器(1)。
12.根据权利要求11所述的用于体外血液治疗的设备，其包括用于检测所述执行器(11)的速度的装置和/或用于尤其是响应于所述执行器(11)的速度来检测用于驱动所述执行器(11)的能量的装置。
13.一种分离方法，所述方法尤其是通过根据前述权利要求1-9中任一项所述的空气分离器(1)和/或根据权利要求10所述的血液管道组和/或根据权利要求11或12所述的设备将气体泡、尤其是微型气体泡与通过空气分离器(1)的血液分离，其中血液被引导通过基本上空心圆柱形的空气分离腔室(2)，所述空气分离腔室(2)包括在所述纵向方向(6)上看设置在所述空气分离腔室(2)的一侧上的血液入口(7)和在所述纵向方向(6)上看形成在另一侧上的血液出口(8)，并且因此，绕所述腔室(2)的纵轴(6)旋转的基本上螺线形的血流(29)从所述血液入口(7)到所述血液出口(8)形成，
其特征在于
所述螺线形血流(29)的所述旋转通过所述空气分离器(1)的被动执行器(11)来增加。
14.根据权利要求13所述的方法，其特征在于由传感器检测所述执行器(11)的速度且/或尤其是响应于所述执行器(11)的速度来检测用于驱动所述执行器(11)的能量，并且由此确定被引导通过所述空气分离器(1)的所述血液的粘度。
15.根据权利要求13或14所述的方法，其特征在于，为了确定通过所述空气分离器(1)的所述血液的所述粘度，尤其是在到达指定的测量速度之后，中断所述执行器(11)的所述驱动，检测所述执行器(11)的超限行为并且通过所述超限行为确定所述粘度。
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