DE2619389A1 - Anordnung zur ueberwachung des betriebs einer blutpumpe - Google Patents

Anordnung zur ueberwachung des betriebs einer blutpumpe

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DE2619389A1
DE2619389A1 DE19762619389 DE2619389A DE2619389A1 DE 2619389 A1 DE2619389 A1 DE 2619389A1 DE 19762619389 DE19762619389 DE 19762619389 DE 2619389 A DE2619389 A DE 2619389A DE 2619389 A1 DE2619389 A1 DE 2619389A1
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Description

Dipl.-Ing. Heinz ßardehla -
8 München 22, Herrnstr. 15
München, den3 q April !975
Mein Zeichen: P 2325
Anmelderj Thermo Electron Corporation 101 First Avenue
Waltham, Mass. 02154
V. St. A.
Anordnung zur Überwachung des Betriebs einer Blutpumpe
Die Erfindung bezieht sich auf eine Anordnung zur Überwachung des Betriebs einer Blutpumpe0
Der Erfindung liegt dabei die Aufgabe zugrunde, eine besonders einfache und betriebssichere Überwachungsanordnung der vorstehend bezeichneten Art zu schaffen.
Gelöst wird die vorstehend aufgezeigte Aufgabe durch die im Patentanspruch 1 angegebene Erfindung.
Durch die Erfindung ist eine Überwachungsanordnung für eine pneumatisch betriebene Blutpumpe geschaffen. Die Blutpumpe weist eine in einem stabilen Gehäuse eingeschlossene flexible Blase auf. Zwischen die Blase und das Gehäuse wird ein Gas rhythmisch eingeführt und abgeführt. Dadurch fällt die Blase
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wiederholt zusammen und erzeugt im Zusammenwirken mit Einwegventilen, die an Auslaßt und Einlaßleitungen der Pumpe angeordnet sind, eine Pumpwirkung. In dem Zwischenraum, der zwischen der Blase und dem Gehäuse festgelegt ist, ist eine feste Menge eines kompressiblen Gases abgesondert. Auf diese Weise ist ein geschlossenes pneumatisches System bzw. Drucksystem geschaffene
Während des Betriebs wird eine das geschlossene Drucksystem betreffende Druck- und Volumeninformation der Pumpen-Überwachungsanordnung zugeführt und elektrisch verarbeitet, um eine klinische Information zu erhalten, wie über das Hubvolumen der Pumpe auf einer Herz- bzw. Pulsschlagbasis, das mittlere Hubvolumen, die Strömungsgeschwindigkeit und die Pulsfrequenz der Pumpe.
Die das Volumen betreffende, aus dem geschlossenen Drucksystem abgeleitete Information wird verarbeitet, um die Kompressibilität des Gases in Übereinstimmung mit dem idealen Gasgesetz
PV PV
11 2 ?
jp—— = zu kompensieren. Da die relevanten Tempera-
türen nicht ohne weiteres bestimmt sind, wird das ideale Gasgesetz in seiner adiabatischen Form P.V = Pp^? heranSe~ zogen, obwohl das System nicht adiabatisch ist. Durch Einführung eines Korrekturfaktors, wird das System dennoch veranlaßt, genaue Darstellungen der klinischen Information zu liefern.
Anhand von Zeichnungen wird die Erfindung nachstehend beispielsweise näher erläutert.
Fig. 1 zeigt schematisch eine bevorzugte Ausführungsform der eine Druckpumpe überwachenden Überwachungsanordnung gemäß der Erfindung.
Fig. 2 zeigt ein von der Überwachungsanordnung gemäß Fig. 1 erhältliches Anaalog-Probensignal bezüglich der Blasenlage in der Druckpumpe.
■·?■·
Fig. 3 zeigt in einem Schaltplan eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung.
In Fig. 1 ist ein pneumatisches Blutpumpensystem gezeigt, welches eine Blutpumpe 1, eine Vorrichtung 2 zur Begrenzung des Hubvolumens der Pumpe 1 und eine pneumatische Antriebseinrichtung 3 umfaßt. Die Blutpumpe 1 weist eine flexible Blase 4 auf, die von einem stabilen Gehäuse 5 umschlossen ist. iiine rhythmische Einführung von Gas in den Bereich zwischen der Blase 4 und dem Gehäuse 5 führt dazu, daß wiederholt die Blase zusammenfällt, um eine Pumpwirkung im Zusammenwirken mit Sinwegventilen 6 hervorzurufen, die in Einlaß- und Auslaßleitungen 7 liegen.
Der Hubvolumenbegrenzer 2 steuert die Menge des in die Blutpumpe 1 eingeführten Gases. Der betreffende Begrenzer 2 umfaßt kurz gesagt eine Kammer 8, die eine Menbran 9 einschließt. Ein Umfangsteil 10 der Membran 9 ruft eine Dichtung zwischen einem in der Mitte stabilen Teil der Membran 9 und der Kammer hervor. Durch diese Dichtung wird eine feste Luftmenge in einem geschlossenen Drucksystem 146 abgetrennt, welches durch den Raum zwischen der Blase 4 und dem Gehäuse 5 der Blutpumpe 1, durch eine Drucksteuerleitung 11 und durch einen Raum 12 in der Kammer 8 festgelegt ist. Durch die pneumatische Antriebseinrichtung 3 wird unter Druck stehendes Gas rhythmisch in den Kammerraum 13 eingeführt und aus diesem abgeführt. Dadurch wird die Membran 9 zyklisch bewegt, wodurch das zwischen der Membran 9 und der Blase 4 eingeschlossene Gas veranlaßt wird, sich vorwärts und zurück zu bewegen, wodurch die Blase abwechselnd zusammenfällt und sich zu füllen vermag,, Die Membran 9 bewegt sich zwischen festen Anschlägen, um die in die Pumpe eingeführte Gasmenge zu steuern und um somit das Hubvolumen der Pumpe zu steuern.
β ir **
Das Gasvolumen des bei der bevorzugten Ausführungsform durch Luft gebildeten Gases in dem geschlossenen Drucksystem 146 wird bei der Berechnung der Betriebsparameter der Pumpe 1 benutzt. An dem Kammerende verschiebt sich die Membran 9 und komprimiert ein bekanntes Gasvolumen V-, in dem geschlossenen System. Infolgedessen fällt die Blase 4 in cfer Pumpe 1 zusammen. Die Verringerung des Blasenvolumens stellt das Hubvolumen Vv dar.
Vor der Membranbewegung füllt sich die Blase 4 von der linken Herzkammer her; der Druck kann dabei einen niedrigen Wert von 10 mm Hg-Säule besitzen„ An der Stelle maximaler Membranauslenkung pump t die Blase mit einem stärkeren Druck als dem Arteriendruck, und zwar in typischer Weise mit einem Druck von 100 mm Hg-Säule. Bei dem Pumpdruck tritt eine weitgehende Kompression des Gases zwischen der Blase 4 und der Membran 9 auf, und zwar in Verbindung mit einem Volumenverlust. Gemäß der Erfindung wird das Hubvolumen V, der Pumpe 1 dadurch berechnet, daß der Volumenverlust V-, auf Grund der Kompression von dem bekannten Verschiebungsvolumen V^ subtrahiert wird, welches durch die Fläche der Membran 9 und die Länge ihres Hubes gegeben ist.
In dem in Fig. 1 dargestellten Blockdiagramm veranschaulichen die einzelnen Blöcke Funktionen, die durch Teile der Anordnung ausgeführt werden. Die die Blöcke verbindenden Linien betreffen hauptsächlich Signale und nicht die genaue Verdrahtung in der Schaltungsanordnung.
Gemäß Fig. 1 zeigt ein Druckwandler 14 fortwährend den Druck des geschlossenen Systems 146 an und liefert die betreffende Anzeige in elektrischer Form an einen V^-Rechner 15. Unter Heranziehung dieser Information berechnet der Vη-Rechner 15 den Volumenverlust in dem geschlossenen System 146 aufgrund
der Kompression des Gases. Gleichzeitig führt ein linearer Spannungsverschiebungswandler 16 eine Information bezüglich der Verschiebestellung der Membran 9 in elektrischer Form einem ν,-Rechner 18 zu. Der Rechner 18 berechnet die Größe der Kompressionsverschiebung V,, die in das geschlossene System 146 eingeführt wird.
Die beiden Signale, die durch das Verlustvolumen V-, und durch die Kompressionsverschiebung V, gekennzeichnet sind, werden als Eingangssignale einem V,-Rechner 19 zugeführt. Dieser Rechner 19 subtrahiert fortwährend die Größe V1 von der Größe V, , wodurch eine Analogsignalwelle erhalten wird, welche die Stellung der Blase 2 angibt. Das Ergebnis ist eine sinusförmig verlaufende Welle 21 gemäß Fig. 2 mit jeder vollständigen Schwingung, die einen vollständigen Zyklus der Pumpe 1 darstellt. Diese Welle stellt das die Blasenstellung angebende Analog-Signal 20 gemäß Fig. 1 dar. Die in dieser Welle enthaltene wichtige Information ist durch die Einstellung der oberen und unteren Spitzen und durch die Spitzen-Spitzen-Höhe gekennzeichnet.
So ist z.B. die Spitzen-Spitzen-Höhe der Welle 21 direkt proportional zu dem Hubvolumen V, . Das die Blasenstellung angebende Analog-Signal 20 wird einer Null- Bezugsschaltung zugeführt, die die Spannung der unteren Spitze auf einen Wert von Null festsetzt. Demgemäß ist die die obere Spitze an zeigende Spannung direkt proportional zu dem Hubvolumen V,. Das Ausgangssignal diejaer Schaltung 26 ist das V,-Analogsignal 27. Zur unmittelbaren Gewinnung eines Wertes bezüglich des Hubvolumens V, wird das Signal 27 einem Ausgangswahlschalter zugeführt. Dieser Schalter 28 wird manuell betätigt; er verbindet den jeweils ausgewählten Analog-»Eingang von vier Analog-Eingängen mit einem Analog-Digital-Wandler 29 (nach-
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stehend auch als AD-Wandler 29 bezeichnet). In der V,-Analog-Stellung wird das V- -Analogsignal 27 auf diese Weise angelegt. Der AD-¥andler 29 gewinnt die Hubvolumen .information, wenn diese signalisiert wird, um die an seinem Eingang liegende Spannung genau im Augenblick der jeweiligen individuellen hohen Signalspitze des Signals 27 zu erfassen. Das dem Wandler zum Zwecke der Abtastung zugeführte Signal kommt von einer Anzeige-Triggerschaltung 36 und von deren zugehöriger Schaltungsanordnung her, die weiter unten noch beschrieben v/erden wird. Der aus den Blutpumpensystemparametern gewonnene Wert des Hubvolumens wird als Ausgangssignal in sichtbarer digitaler Form durch die Sicht-Digitalanzeigeeinrichtung 37 ausgegeben. Bei der hier beschriebenen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung sind der AD-Wandler 29 und die Sicht-Digitalanzeigeeinrichtung 37 in einer einzigen Einrichtung untergebracht, die als digitales Anzeigefeld-Meßinstrument, Modell Nr. AD 2002DP von der Firma Analog Devices Inc., Westwood, Mass., bezogen werden kann.
Die Hubvolumeninformation aus dem Vb-Analogsignal 27 wird ferner in analoger Form durch eine V, -Spitzen-Folgerschaltung 30 gespeichert. Das Ausgangssignal dieser Folgerschaltung 30 ist ein Analogsignal, welches den hohen Spitzenwert des V, -Analogsignals 27 darstellt. Dieses Ausgangssignal, das V,-Spitzen-Analogsignal 31, wird dem Ausgangs-Wahlschalter 28 zugeführt. Wie das Hubvolumen-Signal kann die Information dieses Signals 31 an die Sicht-Digitalanzeigeeinrichtung 37 abgegeben werden, und zwar bei geeigneter Einstellung des Schalters 28 und bei Abgabe eines geeigneten Trigger^signals, auf das nachstehend noch eingegangen wird, an den AD-Wandler 29·
Eine weitere Verbindung von dem V, -Analogsignal 27 besteht zu einem für die Ermittelung einer negativen Signalneigung vorgesehenen Detektor 32 hin. Die Neigung bzw. Steigung des V,-Ana-
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logsignals 27 ist unmittelbar vor der hohen Spitze positiv; der für die Ermittelung einer negativen Neigung bzw. Steigung vorgesehene Detektor 32 erzeugt ein Signal in digitaler Form, welches Signal den Beginn der negativen Neigung bzw. Steigung des V,-Analogsignals 27 kennzeichnet. Dieses digitale Signal bestimmt genau die Lage der hohen Spitze des Signals 27. Das betreffende digitale Signal wird einem Anzeige-Trigger-Flipflop 34 zugeführt und überführt dieses Flipflop in den "Setz"-Verknüpfungszustand. Das Flipflop 34 dient als Verknüpfungs-Speiehereinrichtung, die zwei stabile Zustände besitzt. Der Setz-Zustand kennzeichnet eine Änderung des Ausgangssignals von einem Verknüpfungswert 11O" zu einem Verknüpfungswert "1".
Gleichzeitig mit der Zuführung zu dem für die Ermittlung der negativen Neigung bzw. Steigung vorgesehenenDetektor 32 wird das V,-Analog-Signal 27 einem für die Ermittlung einer positiven Steigung bzw. Neigung vorgesehenen Detektor 33 zugeführt. Dieser Neigungsdetektor vermag ein digitales Signal zu erzeugen, welches kennzeichnend ist für den Beginn einer positiven Steigung des V, -Analogsignals 27. Dieses digitale Signal überführt das Anzeige-Trigger-Flipflop 34 in den Rückstell-Verknüpfungszustand.
Das sich ergebende Ausgangssignal des Anzeige-Trigger-Flipflops 34 ist eine rechteckförmige Impulswelle, die sich vom Verknüpfungswert "0n zum Verknüpfungswert "1" auf das Auftreten einer hohen Signalspitze in dem V, -Analogsignal 27 hin ändert» Diese besondere Zustandsänderung des Anzeige-Trigger-Flipflops 34 wird dazu herangezogen, die Zeit bzw. den Zeitpunkt zu bestimmen, zu dem der AD-Wandler 29 das V, -Analogsignal 27 abtastet. Um dies zu bewirken, wird der Trigger-Wahlschalter 35 im Gleichlauf mit dem Ausgangs-Wahlscharter 28 betrieben. Wenn das V^-Analogsignal 27 bei dem Ausgangsschalter 28 ausgewählt ist, verbindet der durch die*· selbe mechanische Wahl angetriebene Trigger-Auswahlschalter
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den Ausgang des Flip flops 34 mit der Anzeige-Trigger einrichtung 36. Diese Triggereinrichtung 36 spricht auf den "Setz"-Betrieb des Anzeige-Trigger-Flip flops 34 dadurch an, daij sie dem AD-Wandler 29 die Abtastung ihres Analog-lJingangssignals signalisiert. Das Ergebnis ist, daß der AD-Wandler das V-, Analogsignal 27 an einer Stelle abtastet, die nahe genug bei der hohen Spitze liegt, um die Genauigkeit in der Anzeige zu gewährleisten.
Der "Setz"-Betrieb bzw. -Takt des Anzeige-Trigger-Flipflops bestimmt ferner die Anzahl der Impulse der Blutpumpe pro Hinute. Diese Bestimmung erfolgt durch den BPM-Rechner 38. Dieser Rechner 3ö setzt die Digitalsignale von dem Flipflop in ein Analogsignal um, welches der Pulsfrequenz der Blutpumpe direkt proportional ist. Dieses Analogsignal steht für die Auswahl durch den Ausgangs-Wahlschalter 28 zur Verfügung.
Das für äie Ausgabe der Pulsfrequenzinformation infrage kommende Abtastsignal wird aus dem "Setz"-Betrieb des Flipflops 34 abgeleitet. Der Ausgang des Flipflops 34 ist mit der BPM-Triggerschaltung 39 verbunden. Zum Zwecke der richtigen Triggerung des Pulsfrequenz- bzw. Herzschlagfrequenz-Ausgangssignals ist eine geringe Verzögerung nach dem Auftreten des hohen Spitzenpunktes des V,-Analogsignals 27 erforderlich. Diese Verzögerung wird durch die BPM-Triggerschaltung 29 hervorgerufen, die unter Bezugnahme auf Fig. 3 noch erläutert wird. Der Ausgang dieser Triggerschaltung 29 ist mit dem Trigger-Wahlschalter 35 verbunden, der die Verbindung zu der Anzeige-Triggereinrichtung 36 hin fortsetzt, wenn sich der Ausgangs-Wahlschalter 28 in der Pulsfrequenz- bzw. Herzschlagfrequenz-Stellung befindet.
Das Pulsfrequenz- bzw. Herzschl&gfrequenz-Analogsignal 145 ist ein eingangssignal für eine Strömungswert-Multiplizier-
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schaltung 40. Die Multiplizierschaltung 40 erhält ferner als Eingangssignal das VV-Spitzen-Analogsignal zugeführt; sie multipliziert die beiden Eingangssignale, um einen Wert für die Strömungsgeschwindigkeit der Blutpumpe 1 zu berechnen. Das in analoger Form vorliegende Ergebnis ist als Auagangssignal dadurch verfügbar, dai3 der Ausgangs-"Wählschalter in geeigneter v/eise eingestellt wird. Das Triggersignal, welches von dein Trigger-Wahl schalter 35 gleichzeitig der Anzeige-Triggerschaltung 36 zugeführt wird, ist dasselbe Signal, welches zur Triggerung des V.-Ausgangsanalogsignals verwendet wird. Dies bedeutet, dai3 durch den Setzzustand des Flipflops 34 das Strömungsgeschwindigkeits-Ausgangssignal getriggert wird.
Das verbleibende Triggersignal ist das V,-Spitzen-Analogsignal 31 von dem V, -Spitzen-Folger 32. Da sich der Wert dieses Signals nicht schnell ändert, wird eine niedrigere Abtastfrequenz für das Ausgangs-Triggersignal benutzt. Wenn der Ausgangs-Wahlschalter 28 auf den V,-Mittelungsausgang eingestellt ist, verbindet der Trigger-Wahlschalter 35 einen 5-Sekunden-Impulsgenerator 41 mit der Anzeige-Triggerschaltung 36. Dies bewirkt, daß der AD-Wandler 29 das V^-Spitzen-Analog-Signal 31 alle fünf Sekunden abtastet.
Zurückkommend auf das zuvor beschriebene Blutpumpensystem sei bemerkt, daß das geschlossene System 146 einer bekannten volumetrisehen Druckverschiebung V, ausgesetzt ist. Dies führt zu einem Volumenverlust V-, in dem geschlossenen System und zu einer Ausweitung des Systems über die Blase 4 in einem Ausmaß, das gleich dem Hubvolumen V, ist. Demgemäß kann das Hubvolumen Vfe durch folgende Gleichung bestimmt werden:
(D vb = vd- V1.
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Dor auf die Kompression zurückgehende Volumenverlust V, in dem geschlossenen System 146 ist durch die Gleichung
(2) V1 = VQ - Vm bestimmt,
wobei V das Volumen des Systems i'iir den Fall angibt, tiaij das betreffende System durch die Membran 9 nicht unter brück gesetz-t ist, und wobei V das Volumen des geschlossenen Systems an der Stelle maximaler Kompression bedeutet. V ist eine bekannte Konstante für irgendein bestimmtes blutpumpensystem. Um einen iVert für V zu bereclinen, kann die Gleichung des idealen Gasgesetzes
(3) P V ρ ν
-2—2 _ _m—m_ benutzt werden.
T T
ο m
In der Gleichung (3) bedeutet der Index "o", daii das geschlossene System sich im Zustand der Null-Kompression befindet; der Index "m" bedeutet, daß sich das geschlossene System im Zustand maximaler Kompression befindet.
Durch Umstellen der Gleichung (3) zum Zwecke der Auflösung nach V gelangt man zu
W pv T
ν - ο ο m
■ " Pm To'
Um die mit der Erzielung einer Ansprechtemperaturinformation in dem geschlossenen System 146 verknüpften Schwierigkeiten zu vermeiden, werden an dieser Stelle die Temperaturänderungen als minimal behandelt, und das Verhältnis -ψ— wird auf iiins
ο gesetzt. Diese und weitere Ungeneoiigkeiten werden durch einen Korrekturfaktor kompensiert, der nachstehend noch erläutert wird.
Setzt man die Größe V gemäß der Gleichung (4) in die Gleichung (2) ein, so erhält man
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BAD ORiGINAL
(5) V1 = Vrt - ^
uurch Umstellen dieser Gleichung gelangt man zu
(6) V = V ' 1 - .& j und
m/
P-P
(7) Vn= V ; m <
1 ο \ P.
m /
Die Gleichung (7) befindet sich in der Form, die durch den Vn-Ueeimer 15 gemäß Fig. 1 gelöst wirdc Die Größen sind dabei wie folgt festgelegt:
V ist das bekannte Volumen des geschlossenen Systems 146 unter einem Mull-Druck durch die Membran 9; P ist der
Bedingung;
pm ist
Druck.
P ist der Druck des geschlossenen System 146 unter derselben 3ec
P ist der Druck des geschlossenen Systems 146 unter maximalem
Die Groi3e P wird von dem Druckwandler 14 gewonnen, der eine Anzeige liefert, die proportional der Differenz zwischen dem abgetasteten Druck und dem Druck ist, bei dem der Wandler auf lJull gestellt ist. Wenn der Wandler bei dem System-Nulldruck P auf WuIl gestellt ist, kann der Druck des geschlossenen Systems 146 angegeben werden als
(8) Pm = P0 + Pt,
wobei P. den Druck bedeutet, den der Wandler 14 anzeigt. Setzt man den Gleichungswert für P gemäß der Gleichung (8) in die Gleichung (7) ein, so gelangt man zu
(9) Vn = V -T3*
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■Λ,
Die Gleichung (9) wird durch die Schaltungsanordnung gemäß der Erfindung gelöst. Bei der bevorzugten Ausführungsform ist in dem gesamten System, umfassend die Blutpumpe 1, den Hubvolumenbegrenzer 2 und die Überwachungsanordnung gemäß der Erfindung, der Hullkompressionsdruck P des geschlossenen Systems 146 auf den atmosphärischen Druck eingestellt bzw. festgelegt. Außerdem ist der Druckwandler 14 bei dem atmosphärischen Druck auf Null gestellt. Diese Bedingungen sollen jedoch nicht die Anwendung der vorliegenden Erfindung beschränken. Der in der hier beschriebenen Ausführungsform verwendete Druckwandler 14 ist ein Wandler, wie er von der Firma TYCO Instruments, Inc., 4 Hartwell Place, Lexington, Massachusetts 02173 unter der Bezeichnung PN 49084 (15 psi), Modell AB erhältlich ist.
Der oben erwähnte Korrekturfaktor wird von der Gleichung (9) subtrahiert, um Ungenauigkeiten zu kompensieren, die sich
Tm
insbesondere dadurch ergeben, daß der Bruch -ψ- in der Ableitung der Gleichung (5) auf Eins gesetzt ° ist. In der Form stellt der Korrekturfaktor die positive Änderungsgeschwindigkeit des Volumenverlustes infolge der Kompression dar. Dieser Korrekturfaktor wird dazu herangezogen, das Signal zu verringern, von dem der betreffende Korrekturfaktor abgeleitet wurde. Dies erfolgt lediglich während größer werdender Lösung; die Größe der Korrektur wird in einer Weise bestimmt, wie sie in Verbindung mit Fig. 3 noch näher beschrieben werden wird0
Die zwischen den Gleichungen (7) und (9) bestehenden alleinigen Unterschiede bringen die Besonderheiten des Druckwandlers 14 zum Ausdruck, wie er durch die hier beschriebene Schaltung verwendet wird. Obowhl die Gleichung (9) von der Schaltungsanordnung tatsächlich gelöst wird, bringt demgemäß die Gleichung (7) einen bedeutenden Aspekt der vorliegenden Erfindung besser zum Ausdruck.
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In Fig. 2 ist in einer Ansprech- bzw. ümpfindlichkeitskennlinie der Verlauf des die Blasenstellung angebenden Analogsignals 20 und des V, -Analogsignals 27 veranschaulicht; die beiden Signale sind in Verbindung mit Fig. 1 bereits erläutert worden. Die Parameter des Blutpumpenbetriebs ändern sich erheblich und erzeugen ein Signal 20 mit einer großen Vielzahl von unterschiedlichen Formen.
Die hohen und niedrigen Signalspitzen gehen auf Zustände in dem abgetrennten Gas zurück; sie veranschaulichen die beiden extremen Stellungen bzw. Lagen der Blasenverschiebung. Der vertikale Abstand zwischen den beiden Signalspitzen gibt das Hubvolumen V^ an.
Um das grundsätzliche Verhalten der Signalwelle 21 zu erläutern, wird eine Gleichung als Modell der Schaltungsanordnung herangezogen. Die Signalwelle 21 stellt das fortlaufende Ausgangssignal der V, -Rechenschaltung 19 dar; die Größe ist durch folgende Gleichung bestimmt:
(10) Vb = Vd - V1 .
Hierin bedeuten V, die fortwährende Druckverschiebung A X und V1 ist der auf die Kompression des geschlossenen Systems 146 zurückgehende Volumenverlust. Setzt man die Größe V , wie sie durch die Gleichung (7) gegeben ist, in die Gleichung (10) ein, und setzt man ferner A X für V ein, so gelangt man zu
(11) Vb = ApX~ V0 (1-!°-) .
Die Gleichung (11) ist eine Approximation der Schaltungsanordnung gemäß der vorliegenden Erfindung; diese Gleichung ist brauchbar hinsichtlich des Verständnisses des grundsätzlichen Verhaltens der vorliegenden Erfindungo
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ausgehend davon, daß sich das geschlossene System 146 im Zustand des Hull-Drucks befindet, ist die Membranstellung X gleich Null, und der Systemdruck P ist gleich P . Demgemäß sind die beiden Ausdrücke auf der rechten Seite der Gleichung (11) Null, und die durch V, angegebene Blasenstellung ist die Null-Blasenvolumen-Verschiebestellung, wenn die Membran 9 verschoben wird, werden die beiden GröiJen λ und P, größer als Null, wodurch den beiden Ausdrucken der Gleichung (11) endliche .verte gegeben v/erden. Während sich die Membran 9 bewegt, bildet sich in der Pumpe ein hinreichender Druck aus, um Blut a.us der Blase ausströmen zu lassen. Dies erfolgt während der positiven Steigung 23 der Signalwelle 21. Außerdem erreicht die Membran 9 während der betreffenden positiven SignalSteigung 23 ihre maximale Grenze, wenn sie die Oberfläche 24 gemäß Fig. 1 berührt. Die Membran wird an dieser Fläche während einer kurzen Zeitspanne festgehalten, bevor sie die betreffende Fläche wieder verläßt. Während dieser Zeitspanne setzt sich die Blutströmung aus der Blutpumpe 1 heraus fort, und der Druck P, sinkt ab. Demgemäß ist der Ausdruck A X konstant, und die zweite Größe der Gleichung (11) sinkt ab, weshalb der Lösungswert der Gleichung (11) noch ansteigt. Wenn der Druck in dem Zylinderbereich 13 vermindert wird, vermindert sich der Druck in dem geschlossenen System 146. Der Druck in der Blutpumpe sinkt schnell ab und bewirkt, daß sich das Auslaßventil schließt, wenn der Druck unter den Aortadruck sinkt. Die hohe Signalspitze 25 der Signalwelle kennzeichnet die Stelle, an der die Membran 9 beginnt, sich zu der NuIl-Verschiebestellung zurückzubewegen. Wird der Druck in dem Hubvolumenbegrenzer 2 vermindert, so weitet sich das geschlossene System 146 auf sein-: . Atmo sphärendruck-Volumen V aus, und das Herz beginnt, die Blase 4 mit Blut zu füllen, wodurch die betreffende Blase ausgeweitet wird. Mit diesen Maßnahmen ist verbunden, daß die Membran 9 in ihre Null-Verschiebe-
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stellung (A=O) während des normalen Pumpenbetriebs zurückgeführt wird. Die Membran 9 erreicht die Nullstellung vor dem Auftreten des nächsten Druckimpulses von der Druckantriebseinrichtung 3 her. Wenn die Membran 9 sich in der Mullstellung befindet, befindet sich die Signalwelle 21 wieder an ihrem unteren Signalpunkt 21.
Die Erläuterung des Schaltungsverhaltens deckt lediglich den grundsätzlichen Betrieb des Blutpumpensystems ab. Die Parameter, wie der Arteriendruck, und die Synchronisation mit dem natürlichen Herzen ändern das Verhalten des Schaltungs-Ausgangssignals. Das die Blasenstellung betreffende Analogsignal 27 und das V ,-Analogsignal 20 gemäß Fig. 1 vermögen, wenn sie Registrier-Aufzeichnungsgeräten oder anderen S.ichtanzeigegeräten zugeführt werden, eine große Vielzahl von BIIutpumpenbedingungen anzuzeigen, die eine sehr wirksame Überwachung des Blutpumpenbetriebs zulassen.
In Fig. 3 sind durch gestrichelte Linien voneinander getrennt die Funktionsbereiche der Schaltungsanordnung gezeigt, die Funktionen ausüben, welche mit denen der in Figc 1 dargestellten Blöcke identifizierbar sind; die betreffenden Funktionsbereiche sind in entsprechender Weise bezeichnet wie die entsprechenden Blöcke in Fig. 1.
Der V-j-Rechner 15 gemäß Fig. 1 und 3 bestimmt den Volumenverlust aufgrund der Gaskompression in dem geschlossenen System. Das einzige variable Eingangssignal, das der Rechner 15 von dem Blutpumpensystem benötigt, ist der Druck des geschlossenen pneumatischen Systems 146. Dieses Eingangssignal wird von einem elektronischen Druckwandler 14 geliefert. Der Druckwandler 14 ist ein Brückenwandler, bei dem das Signal zwischen zwei unabhängigen Leitungen erzeugt wird. Die beiden unabhängigen Leitungen sind zum Pluseingang bzw. zum Minuseingang eines Summierverstärkers 42 hingeführt. Das
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Ausgangssignal des Verstärkers 42 stellt das Drucksignal in Form einer Spannung bezogen auf Erde bzw. Masse dar. Diese Spannung wird dann dem invertierenden Eingang eines Verstärkers 43 zugeführt» Der andere Eingang des Verstärkers 43 ■liegt über einen Widerstand 44 an Masse. Aufgrund der Eigenschaft des Druckwandlers 14 gibt dieser stets ein Ausgangssignal ab, und zwar auch bei atmosphärischen Drucken. Dieses Ausgangssignal bewirkt seinerseits, daß ein Ausgangssignal von dem Verstärker 42 abgegeben wird, und zwar ebenfalls sogar unter atmosphärischen Bedingungen.
Um eine Einstellung bezüglich der atmosphärischen Bedingungen zu ermöglichen, muß das Ausgangssignal des Verstärkers 42 abgeleitet und nicht dem Verstärker 43 zugeführt werden. Dies erfolgt über die Widerstände 45 bis 48, die ebenfalls an dem invertierenden Eingang des Verstärkers 43 angeschlossen sind. Unter atmosphärischen Bedingungen ist das Ausgangssignal des Verstärkers 43 an einem Anschlußstift 49 der Schaltungsplatte erhältlich. Während die Spannung an dem Anschlußstift 49 gemessen wird, wird der Widerstand 46 so eingestellt, bis die Spannung einen Wert von Null Volt anzeigt.
Der über die Widerstände 50 und 51 verlaufende Gegenkopplungszweig bestimmt die Verstärkung des Verstärkers 43. Der einstellbare Widerstand 51 wird zur Einstellung dieser Verstärkung benutzt. Die am Ausgang des Verstärkers 43 sich ausbildende Spannung stellt das Drucksignal dar, das auf einen Pegel von 24 mV/mmHg festgesetzt isto In dieser Spannung ist eine geringe Wechselspannungskomponente enthalten, die über den Widerstand 52 und den Kondensator 53 nach Masse abgeleitet wird. Durch die Gleichspannung an dem Schaltungspunkt 54 ist der Druck P, dargestellt» Das Signal am Schaltungspunkt 54 wird dazu herangezogen, den Wert P++P_ zu berechnen, wobei P eine Konstante ist, die gleich dem atmosphärischen Druck ist. Der Teilerfaktor des Signals
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am Schaltungspunkt 54 ist durch die Widerstände 55 und 56 verkleinert; das Signal tritt am Schaltungspunkt 57 auf. Der atmosphärische Druck ist durch die Spannung am Mittelabgriff des Potentiometers 58 dargestellt. Dieses Potentiometer ist so eingestellt, daß eine Spannung von 6,08 V gleich atmosphärischem Druck (von z.B. 760 mm Hg) ist. Die am Schaltungspunkt 59 auftretende Spannung stellt den Mittelwert des Drucksignals und des atmosphärischen Drucks dar. Diese Spannung wird dem Pluseingang bzw. dem nichtinvertierenden .Eingang des Verstärkers 60 zugeführt; die betreffende Spannung erfährt eine Verstärkung um einen Faktor von 2, so dai3 sie nunmehr den vollen Viert P + P. darstellt; eine Ausnahme hiervon bildet jedoch der Umstand, daß der betreffende Wert in einem geänderten Maßstab vorhanden ist. Das Ausgangssignal des Verstärkers 60 wird dem einen Eingang der Eingänge des Verstärkers 61 zugeführt. Die Spannung P.. vom Ausgang des Verstärkers 43 wird ebenfalls dem einen Eingang der Eingänge des Verstärkers 61 zugeführt. Dieser eine Multiplizierschaltung darstellende Verstärker, der als Divisionseinrichtung benutzt wird, liefert ein Ausgangssignal, welches proportional
P-fc
ist zu ρ—~p-— . Dieses Ausgangs signal wird dem Verstärker 6! zugeführt, dessen Verstärkungsfaktor proportional dem. konstanten Wert des Volumens V ist. Demgemäß ist das Ausgangssignal des Verstärkers 62 proportional zu der direkten Lösung der Gleichung (9)» nämlich zu V - V *fc _
1 " ° ^T7^ '
Zur Änderung des Verstärkungsfaktors des Verstärkers 62 für unterschiedliche Werte von V sind Vorkehrungen getroffen, und zwar durch die Änderung des Widerstands 65. Das Ausgangssignal des Verstärkers 62 wird dem invertierenden Eingang eines Verstärkers 66 zugeführt. Die Verstärkung des Verstärkers 66 beträgt Eins, und zwar mit Rücksicht darauf, daß
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der Rückkopplungswiderstand 67 und der Eingangswiderstand 68 gleiche Werte besitzen. Es hat sich gezeigt, daß durch Herabsetzung des Wertes V-, , wie er durch die Gleichung (9) bestimmt ist, der sich ergebende berechnete Viert V-. weitgehend fehlerfrei über die normalen ßlutpumpenbetriebsbereiche ist. Bei einer bevorzugten Ausführungsform ist der maximale Fehler auf + 5% begrenzt. Der Korrekturfaktor, durch den dieses Signal verringert wird, entspricht einem Teil der Änderungsgröße des auf die Kompression zurückgehenden Volumenverlustes. Die Größe des Signals, welches subtrahiert wird, ist durch die Werte eines Kondensators 69 und eines Widerstandes 70 bestimmt. Diese Werte werden durch stichprobenhaften Austausch empirisch bestimmt. Die Änderungsgröße bzw. Änderungsgeschwindigkeit des Volumens wird durch den Kondensator 71 bestimmt, der die erste Ableitung des Volumensignals vornimmt und demgemäß die Änderungsgeschwindigkeit liefert. Die Diode gestattet lediglich, daß dieser Korrekturfaktor dem nichtinvertierenden Eingang des Verstärkers 66 zugeführt wird, wenn der auf die Kompression zurückgehende Volumenverlust größer wird. Dies bedeutet, daß der Korrekturfaktor lediglich dann angewandt wird, wenn der Druck in dem System ansteigt. Dies heißt, daß dann, wenn der Druck absinkt, die Diode in Durchlaßrichtung vorgespannt ist und den Korrekturfaktor gewissermaßen kurz—schließt. Das Ausgangssignal des Verstärkers 66 stellt demgemäß den korrigierten Volumenverlust aufgrund der Gaskompressibilität dar; dieses Ausgangssignal wird von dem Wert der Membranverschiebung V, subtrahiert.
Das durch die Membran 9 verdrängte Volumen Vd wird durch den V.-Rechner 18 gemäß Fig. 1 und 3 berechnet. Das Eingangssignal für diesen Rechner liefert ein linearer Spannungsverschiebungswandler 16. Der in der Schaltungsanordnung verwendete Wandler ist ein Wandler, der unter der Modell-Nr. 7308-R2-40 von der Firma Pickering and Company in Plainview, New York erhältlich ist. Der betreffende Wandler 16
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erzeugt ein Gleichspannungssignal, welches proportional zu der linearen Verschiebung der Membran 9 in dem Hubvolumenbegrenzer 2 ist. Diese Spannung wird bezogen auf Masse gemessen; sie wird dem Anschlußstift 73 und dem invertierenden Eingang eines Verstärkers 74 zugeführt. Die Nullstellung der Membran 9 ist durch eine Nullspannung für den Verstärkereingang gegeben, und zwar über die Widerstände 75 bis 78. Die Verstärkung des Verstärkers 74 ist durch die Widerstände 79 bis 81 bestimmt. Diese Verstärkung, die die Fläche A des Kolbens wiedergibt, wird dazu herangezogen, die lineare Verschiebung X des Kolbens zu multiplizieren, um das verdräifte Volumen V-, zu erhalten.
Das Ausgangssignal des Verstärkers 74 wird dem nichtinvertierenden Eingang eines Summierverstärkers 82 zugeführt. (Der Verstärker 82 ist in Fig. 1 durch den V, -Rechner 19 dargestellt). Das Ausgangssignal des Verstärkers 66, welches den auf die Kompression zurückgehenden Volumenverlust darstellt, wird dem invertierenden Eingang des Verstärkers 82 zugeführt, wodurch der auf die Kompression zurückgehende Volumenverlust V-, von der Volumenänderung A X aufgrund der Membranbewegung subtrahiert wird.
Das Ausgangssignal 20 des Verstärkers 22 stellt das die Blasenstellung angebende Analogsignal 20' dar. Dieses Signal ist als Ausgangssignal der Schaltungsanordnung am Schaltungspunkt 53 erhältlich. Wie zuvor erwähnt, verläuft dieses Signal· generell sinusförmig, wobei die Gesamthöhe des betreffenden Signals das Hubvolumen angibt. Die Grundlinie dieses Signals wird auf Null gesetzt, um die Messung der Höhe und damit des Hubvolumens zu erleichtern. Das Ausgangssignal des Verstärkers 82 wird über den Kondensator 84 abgegeben und tritt am Widerstand 85 auf. Die beiden Verstärker 86 und 87 bewirken in Verbindung mit den Dioden 88,89 und 90 und dem Widerstand 91, daß die untere Spitze des die
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- 2fr-
Blasenstellung angebenden Analogsignals 20' als Null-Bezugsgröße dient. Wenn dieses Signal in bezug auf Masse positiv ist, ist auch der invertierende Eingang 92 des zweiten Verstärkers in bezug auf Masse positiv, und der Ausgang 93 des betreffenden Verstärkers ist in bezug auf Hasse negativ. Dies bewirkt, daß die Diode 90 in Durchlaßrichtung vorgespannt ist, und daß der Ausgang 93 bei einer Spannung gehalten ist, die um einen Diodenspannungsabfall (von etwa 0,63 V) unter der Spannung am Eingang 92 liegt. Der Ausgang 93 wird demgemäß auf einer Spannung gehalten, die um einen Diodenspannungsabfall unter der Spannung am Schaltungspunkt 9h liegt. Demgemäß ist die Diode 88 in Sperrichtung vorgespannt, und das Blasenstellungssignal kann durch die Nullbezugsschaltung hindurchgelangen. Wenn das Blasenstellungssignal sich zu einem negativen Wert hin in bezug auf Masse ändert, ändert sich auch das Potential am invertierenden Eingang 92 zu negativen Werten in bezug auf Masse. Als Ergebnis hiervon ändert sich das Potential am Ausgang 93 zu positiven Werten und bewirkt, daß die Diode 89 in Durchlaßrichtung vorgespannt ist. Dadurch wird die Spannung am Ausgang 93 auf einem Wert gehalten, der um einen Diodenspannungsabfall über Null Volt liegt. Auf diese Weise ist die Diode 88 in Durchlaßrichtung vorgespannt, wodurch die Spannung am Schaltungspunkt 94 auf Null gehalten ist. Demgemäß zieht das Blasenstellungssignal die Spannung am Schaltungspunkt 94 nicht unter Null Volt. Der Verstärker nimmt das Signal auf und verstärkt es ein wenig, um den richtigen Maßstabsfaktor zu erhalten. Das Ausgangssignal 27 des Verstärkers 95 ist das V^-Analogsignal 27'. Dieses Signal 27' wird durch den Verstärker 96 weitergeleitet und am Anschlußstift 97 abgegeben. Der Verstärker 96 weist eine Spannungsverstärkung von 1 auf; er verbessert lediglich die Leistungseigenschaften des Signals.
Wie unter Bezugnahme auf Fig. 1 ausgeführt, wird das Y, -Analogsignal 27' der V, -Spitzenfolgerschaltung 30 zugeführt. Die Folgerschaltung 30 ermittelt die hohen Signalspitzenwerte
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des jeweiligen Blutpumpenhubes und speichert diese Werte. Der Detektorteil der Folgerschaltung 30 umfaßt im wesentlichen den Verstärker 98 und die Diode 99. Wenn das Eingangssignal für den Verstärker 98 positiv ist, ist auch das Ausgangssignal des betreffenden Verstärkers positiv. Aufgrund dieses Zustands ist die Diode 99 in Durchlaßrichtung vorgespannt, und die Spannung am Schaltungspunkt 100 folgt der Eingangsspannung, allerdings um einen Diodenspannungsabfall darunter. Die SpannungsverStärkung des Verstärkers 98 beträgt gleich 1. Der Kondensator 101 speichert den Spitzenwert des V,-Analogsignals 27'. Wenn das Eingangssignal den Spitzensignalwert erreicht und beginnt, die Spannung zu verringern, wird die Spannung am Kondensator 101 positiver als das Verstärker-Ausgangssignal. Dadurch wird die Diode 99 in Sperrrichtung vorgespannt, so daß der Kondensator 101 sich lediglich über den Widerstand 102 entladen kann. Dieses Entladungsmuster ist derart einbezogen in die Schaltungsanordnung, daß die Spannung am Kondensator absinken kann und auf niedrigere V,-Spitzenwerte reagiert, die auftreten können. Die Ausgangsspannung am Schaltungspunkt 31 ist das V, -Spitzen-Schaltungssignal 31. Hierbei handelt es sich um ein Analogsignal, welches sich lediglich in Übereinstimmung mit dem Spitzenwert des Hubvolpmens ändert. Das Ausgangssignal 31' wird über den Verstärker 103 geleitet, der eine Verstärkung von 1 besitzt; dies dient zur Erzielung besserer Ausgangsl'eistungseigenschaften. Das betreffende Ausgangs signal wird an einem Anschlußstift 104 abgegeben.
Das V^-Analogsignal 27' wird ferner dazu herangezogen, Triggersignale für den AD-Wandler 29 gemäß Fig. 1 zu erzeugen. Ein Teil dieser Operation wird durch den negative Signalsteigungen ermittelnden Detektor 32 bewirkt. Die beiden Eingänge, nämlich der invertierende Eingang und der nichtinvertierende Eingang des Verstärkers 105 erhalten das
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V--Analogsignal 27' zugeführt. Der Kondensator 106 verzögert jedoch das dem invertierenden Eingang zügeführte Signal, «enn der Wert des V,-Analogsignals 27' ansteigt, befindet sich das verzögerte Eingangssignal auf einem geringeren positiven wert als das am direkt gesteuerten !eingang liegende Eingangssignal, wodurch das Ausgangssignal des Verstärkers 105 positiv ist. Wenn die Verstärkung des Verstärkers 105 unendlich ist, steigt das Ausgangssignal zu seinem positiven Extremwert an. Der Kondensator 106 sperrt die Weiterleitung dieses Signal zu dem Schaltungspunkt 107. Gleichzeitig ist eine Z IJtL1R-Di ο de 108 in Sperrichtung vorgespannt; sie hält die Spannung am Schaltungspunkt 107 auf einem positiven Wert fest, der durch ihre Sperrvorspannung festgelegt und durch einen Verknüpfungswert "1" gekennzeichnet ist. Wenn das V -Analogsignal beginnt abzufallen, wird der Wert des am nichtinvertierenden Eingang des Verstärkers 105 liegenden Signals kleiner als der viert des am invertierenden l/ingang liegenden Signals. Dadurch ändert sich die Polarität des Ausgangssignals des Verstärkers 105, und infolge der unendlichen Verstärkung wird das Ausgangssignal zu seinem negativen Maximalwert gesteuert. Diese Änderung führt dazu, daß die Spannung am Schaltungspunkt 107 auf einen Verknüpfungswert "0" für eine kurze Zeitspanne gesteuert wird. Dies ruft eine Zustandsänderung in dem Anzeige-Trigger-Flipflop 34 hervor. Das Anzeige-Trigger-Flipflop 34 besteht aus zwei Verknüpfungs-NAND-Gliedern 108 und 109. Die beiden Eingangsleitungen 110 und 111 führen normalerweise einen Verknppfungspegel "1". Im Rückstellzustand befindet sich das NAND-Glied 108 im Verknüpfungszustand "0", und das NAND-Glied 109 befindet sich im Verknüpfungszustand "1". Die kurzzeitig auftretende Pegeländerung auf den Verknüpfungswert "1" auf der Leitung 110, welche Pegeländerung durch ein Ansprechen des negative Signalsteigungen ermittelten Detektors 32 hervorgerufen wird - bewirkt, daß sich das Ausgangssignal des NAND-Gliedes 108 zu
&)9828/0535
O)
CO
t/1
einem Verknüpfungswert "1" hin ändert und daß sich das Ausgangssignal des NAND-Gliedes 109 zu einem Verknüpfungswert "0" hin ändert. Mit anderen Worten ausgedrückt heißt dies, daß das Ansprechen des negative SignalSteigungen ermittelnden Detektors 32 auf eine Jignalspitze in dem V,-Analogsignal 27' die Ausführung einer Verknüpfungs-Einstelloperation in dem Anzeige-Trigger-Flipflop 34 bewirkt. Der Übergang dieser Schaltung in den Rückstellzustand wird durch eine entsprechende Operation des positive Signalsteigungen ermittelnden Detektors 33 bewirkt.
Das Eingangssignal für den positive Signalsteigungen ermittelnden Detektor 33 ist das V, -Analogsignal 27'. Die erste Funktion dieser Schaltung besteht in einer Glättung des Eingangssignals. Dies erfolgt durch den Verstärker 112, den Kondensator 113 und die Widerstände 114 und 115« Die Anordnung der Bauelemente 113 und 114 in dem Rückkopplungskreis ist die eines Integrators. Der Wert des Kondensators 113 ist jedoch klein genug, um eine Glättung der Signalwelle mit einer geringen Verzögerung bei der Übertragung der Welle zu erzielen. Die genaue zeitliche Einstellung der Signalwelle igt nicht kritisch. Die betreffende Signalwelle ist jedoch eine normalisierte Sägezahnwelle (das heißt, sie hat einen sinusförmigen Verlauf). Die Form ist wichtig, um Falschanzeigen durch den auf positive SignalSteigungen ansprechenden Detektor 33 zu verhindern. Zusammen mit der Glättungswirkung bewirkt der Inverter 112 außerdem eine Invertierung des V,-Analogsignals 27'. Das resultierende Signal wird der Verstärkerschaltung zugeführt, die durch die Schaltungselemente 116 bis 121 gebildet ist. Diese Verstärkerschaltung ist identisch mit dem auf negative Signalsteigungen ansprechenden Detektor 32. Da diese Verstärkerschaltung auf ein invertiertes Signal hin betrieben wird,
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ermittelt sie positive Signalsteigungen. Der elektrische Betrieb der Verstärkerschaltung, die durch die Schaltungselemente 116 bis 121 gegeben ist, stimmt mit dem Betrieb des auf negative Signalsteigungen ansprechenden Detektors 32 überein. Die Ausgangsspannung der hier betrachteten Verstärkerschaltung besitzt normalerweise einen positiven Wert, der durch einen Verknüpfungswert "1" dargestellt ist. Etwa gleichzeitig mit dem Auftreten der niedrigen Signalspitze in dem Vj-Analogsignal 27' ändert sich das Ausgangssignal auf der Leitung 111 kurzzeitig auf Null Volt, wodurch ein Verknüpfungszustand "0" dargestellt ist. Diese kurzzeitig auftretende "0" führt dazu, daß das Anzeige-Trigger-Flipflop 34 zurückgestellt wird.
Der Setzzustand des Anzeige-Trigger-Flipflops 34 wird im Zuge der Berechnung der Puls- bzw. Schlagfrequenz der Blutpumpe 1, wie sie in Fig. 1 gezeigt ist, herangezogen, und um Triggersignale für die Anzeige von Ausgangssignalen zu erzeugen, wie dies nachstehend noch beschrieben wird. Die Pulsfrequenzberechnung wird durch die Schaltungselemente 122 bis 134 ausgeführt. Das sich ergebende Signal liegt in analoger Form vor. Im Setzzustand des Flipflops 34 wird eine monostabile Kippschaltung 122 getriggert. Das Ausgangssignal dieser Kippschaltung wird über Dioden 123 und 124 einem Schaltungspunkt 125 zugeführt. Der normale oder stabile Zustand des Kippschaltungsausgangssignals ist ein Verknüpfungswert "1", der durch eine positive Spannung dargestellt ist. Die Dioden 123 und 124 vermindern den positiven Wert dieser Spannung. Dabei wird jedoch ein einen Verknüpfungswert "1" darstellender positiver Wert aufrecht erhalten. Der im instabilen Zustand der betreffenden Kippschaltung an deren Ausgang auftretende Verknüpfungswert "0" ist durch Null Volt dargestellt. In den betreffenden instabilen Zustand wird die betreffende
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•3».
Kippschaltung durch den Setzbetrieb des Flipflops 34 getriggert; dies dauert bei der bevorzugten Ausführungsform 60 ras. Danach geht die betreffende Kippschaltung in ihren stabilen Zustand über. Die Dioden 123 und 124 vermindern die Spannung, die im instabilen Zustand der Kippschaltung an einem entsprechenden Ausgang auftritt, auf einen negativen Wert .am Schaltungspunkt 125.
Das Ausgangssignal der Kippschaltung 122 wird dem invertierenden Eingang des Verstärkers 126 zugeführt. Wenn der Verstärker 126 im Betrieb mit unendlicher Verstärkung benutzt wird, liegt das Ausgangssignal für den stabilen Zustand der Kippschaltung 122 bei der negativen Spannungsgrenze. Das Ausgangssignal des Verstärkers 126 liegt bei der positiven Spannungsgrenze im instabilen Zustand der Kippschaltung 122. Da der Ausgang des Verstärkers 126 mit dem invertierenden Eingang des Verstärkers 126 verbunden ist, bewirkt das Vorliegen eines stabilen Zustandes bei der Kippschaltung, daß das *vusgangssignal des Verstärkers 127 einen positiven Spannungswert annimmt. Dadurch wird die Diode 128 in Durchlaßrichtung vorgespannt, die im Zusammenwirken mit dem auf iMasse liegenden nxchtinvertierenden Eingang des Verstärkers 127 bewirkt, dcuj das Ausgangssignal um einen Diodenspannungsabfall Über Massepotential gehalten wird. Wenn das Ausgangssignal des Verstärkers 126 an der negativen Grenze liegt, ist die uiode 129 in Durchlaßrichtung vorgespannt. Der Spannungsabfall in Durchlaßrichtung an der Diode 129 bewirkt, daß die Spannung an dem Schaltungspunkt 130 etwa Null Volt beträgt. Durch das Potentiometer 131 wird die Spannung am Schaltungspunkt 130 auf genau Null Volt eingestellt, während sich die Kippschaltung 122 in ihrem stabilen Zustand befindet. Im instabilen Zustand der Kippschaltung 122 wird das Ausgangssignal des Verstärkers 126 zu seiner positiven Spannungsgrenze hin gesteuert, wodurch die ZENER-Diode 132 in Sperrichtung vorgespannt ist. Die
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Sperrvorspannung der ZEKkR-Diode 132 steuert genau die Spannung am Schaltungspunkt 130 im instabilen Zustand der Kippschaltung 122. Die Genauigkeit der Spannung an den Schaltungspunkt 130 während der beiden Kippschaltungszustände und die Länge bzw0 Dauer des instabilen Zustands werden dazu herangezogen, die Digitalimpulse in eine Analoginformation umzusetzen,.
Die Spannungen am Schaltungspunkt 130 bewirken über den Widerstand 134· das Laden und Entladen des Kondensators 133· Während des instabilen Zustands wird der Kondensator durch die stabilisierte Spannung geladen, die durch die ZENMl-Diode 132 bereitgestellt wird. Wä-hrend des stabilen Zustands wird der Kondensator durch die am Schaltungspunkt 130 liegende Spannung von WuIl Volt entladen. Dabei führt insbesondere eine Rechteckwelle mit einer Höhe von 10 Volt und einer Dauer von 60 Millisekunden periodisch zur Aufladung des Kondensators. Lie Anzahl der Rechteckwellen bestimmt die Ladungsmenge auf dem Kondensator über irgendeine vorgegebene Zeitspanne. Demgemäß stellt die Ladungsmenge die Anzahl der Rechteckwellen und demgemäß die Anzahl der Blutpumpenschläge dar. Lei der vorliegenden ^ch£.itungsanordnung sind die Vierte des Kondensators 133 und des Widerstands 134 so gewählt, daß die Lade- und isntladegeschwindigkeiten im wesentlichen über die Zeitspannen hinweg linear verlaufen, die zwischen den Impulsen des Blutpumpensystems erforderlich sind. Auf diese Weise wird die Ladung auf dem Kondensator linear proportional zur Anzahl der blutpump ens chläge . Die mittlere Ladung auf dem Kondensator wird als Mittelspannung zwischen dem maximalen Ladungszustand und dem minimalen Ladungszustand ermittelt. Dies wird dadurch erzielt, daß die Spannung an dem Kondensator 133, nachdem sie auf einen richtigen Wert herabgesetzt ist, dem AD-Wandler 29 gemäß Fig. 1 zugeführt wird und daß ein Triggersignal genau während der Hälfte des instabilen Zustands der Kippschaltung 122 erzeugt wird. Das Triggersignal wird von der monostabilen
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Kippschaltung 134 erzeugt« Diese Kippschaltung 134 befindet sich in ihrem instabilen Zustand w.ährend einer Dauer von 30 Millisekunden oder während der Hälfte der Kippzeit der Kippschaltung 122. Diese Kippschaltung 134 entspricht der BPM-Triggerschaltung 39 gemäß Fig. 1.
Die Größe des an dem Kondensator 133 liegenden analogen Schlagfrequenzsignal wird durch den Verstärker 135 und durch dessen angeschlossene Schaltung eingestellt. Das Ausgangssignal der betreffenden Verstärkeranordnung, welches dem Ausgangs-Wahlschalter 28 zugeführt wird, tritt an dem Schaltungspunkt 136 auf. Dieses Ausgangssignal wird ferner dazu herangezogen, die Strömungsgeschwindigkeit zu berechnen.
Obwohl das Schlagfrequenzsignal in einer anderen Größe auftritt, wird es dem einen Eingang der Eingänge der Strömungsgeschwindigkeit-Multiplizierschaltung 40 zugeführt» Dem anderen Eingang der Multiplizierschaltung 40 wird das V, -Spitzen-Analogsignal 31' zugeführt» Das sich ergebende Ausgangssignal wird durch das Potentiometer 143 auf einen entsprechenden Wert herabgesetzt und steht am Anschlußstift zur Verfügung. Dieses Signal stellt die Strömungsgeschwindigkeit dar, die durch die Blutpumpe 1 hervorgerufen wird. Die Abtastung dieses Signals durch den AD-Wandler 29 (in Fig. 1 gezeigt) erfolgt durch Triggerung seitens eines Signals von einem 5-Sekunden-Impulsgenerator 41 her.
Wie unter Bezugnahme auf Fig. 1 erwähnt, wird Jedes der Analog-Ausgangssignale dem AD-Wandler 29 durch entsprechende Einstellung des Schalters 28 zugeführt. Die Anzeige-Iriggerschaltung 36 signalisiert dem AD-Wandler 29 gemäß Fig. 1, wann das Analogsignal abzutasten ist. Dieses Signal besteht aus einem einzigen Rechteckimpuls mit einer Dauer, die durch den Aufbau des AD-Wandlers 29 festgelegt ist. Der Anzeige-
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Triggerimpuls für die vorliegende Erfindung wird durch die monostabile Kippschaltung 137 erzeugt. Diese Kippschaltung wird durch ein Eingangssignal an dem Anschlußstift 138 getriggert; der mit dem Anschlußstift 139 verbundene Ausgang · ist an dem AD-Wandler 29 gemäß Fig. 1 angeschlossen.
Der Ausgangs-Wahlschalter 28 (lediglich in Fig. 1 gezeigt) stellt selektiv eine Verbindung der aufeinanderfolgenden Ausgangs-Anschlußstifte zur Abgabe der entsprechenden Ausgangssignale für den AD-Wandler her: Anschlußstift 97, V, -Analogsignal 27; Anschlußstift 104, VV-Spitzen-Analogsignal 30; Anschlußstift 136, Analogsignal, welches die Schläge pro Minute angibt; Anschlußstift 106, Strömungsgeschwindigkeits-Analogsignal.
Der Trigger-Wahlschalter 35 (lediglich in Figo 1 gezeigt) der im Gleichgang mit dem Ausgangs-Wahlschalter 28 betätigt wird, führt das in Frage kommende Triggersignal dem Eingangs-Anschlußstift 138 der Anzeige-Triggerschaltung 36 zu. Die in Frage kommenden Triggersignale für·die verschiedenen Ausgangssignale treten an folgenden Anschlußstiften auf: V^-Analogsignal 27, Anschlußstift 140; V^-Spitzen-Analogsignal, Anschlußstift 140; Analogsignal betreffend die Anzahl der Schläge pro Minute, Anschlußstift 141; Strömungsgeschwindigkeits-Analogsignal, Anschlußstift 142.
Durch die Erfindung ist also eine Überwachungsanordnung für eine pneumatisch betriebene Blutpumpe geschaffen; diese Überwachungsanordnung erhält ein Eingangssignal, welches mit dem mechanischen Betrieb der Blutpumpe im Zusammenhang steht. Die betreffende Überwachungsanordnung setzt die ihr zugeführte Information elektrisch in eine klinische Information um, die sich auf Faktoren, wie Hubvolumen der Pumpe, mittleres Hubvolumen, Strömungsgeschwindigkeit und Schlagfrequenz, bezieht.
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Claims (8)

Patentansprüche
1./Anordnung zur Überwachung des Betriebs einer Blutpumpe, - die eine von einem stabilen Gehäuse umschlossene flexible Blase aufweist, zwischen der und dem Gehäuse ein geschlossenes Gassystem begrenzt ist, das wiederholten Druckausübungen aussetzbar ist, die auf bekannte und wiederholte volumetrische Druckverschiebungen zurückgehen und auf deren Auftreten hin die betreffende Blase wiederholt einen volumetrischen Zusammenfall erfährt, dadurch gekennzeichnet, daß eine erste Signalaufnahmeeinrichtung (14) vorgesehen ist, die ein erstes Signal aufzunehmen vermag, welches als Punktion des Innendruckes des geschlossenen Systems änderbar ist, daß an der ersten Signalaufnahmeeinrichtung (14) eine elektronische Analog-Recheneinrichtung (15) angeschlossen ist, die weitgehend ständig ein zweites Signal erzeugt, welches in funktioneller Beziehung zu dem Volumenverlust des geschlossenen Systems steht, welcher durch die wiederholt bemessenen Druckausübungen jeweils hervorgerufen wird, daß eine weitere Signalaufnahmeeinrichtung (16, 18) vorgesehen ist, die ein drittes Signal aufzunehmen vermag, welches als Funktion der bekannten volumetrischen Druckverschiebung änderbar ist, und daß eine zweite elektronische Analog-Recheneinrichtung (19) vorgesehen ist, die das genannte dritte Signal von dem genannten zweiten Signal subtrahiert und weitgehend ständig ein viertes Signal erzeugt, das in funktioneller Beziehung zu der volumetrischen Blasenstellung steht.
2. Anordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß eine dritte elektronische Einrichtung vorgesehen ist, die in Abhängigkeit von dem vierten Signal ein fünftes Signal erzeugt, welches in funktioneller Beziehung zu dem Zeitpunkt der maximalen Größe des Blasenzusammenfalles steht, und daß eine vierte elektronische Analog-Einrichtung
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ORIGINAL INSPECTED
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vorgesehen ist, die in Abhängigkeit von dem fünften Signal und dem vierten Signal ein sechstes Signal erzeugt, welches in funktioneller Beziehung zu der maximalen Größe des Blasenzusammenfalle s bei jeder der wiederholten Druckausübungen steht, und die das genannte sechste Signal in digitale Form umsetzt.
3. Anordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß
eine fünfte elektronische Analog-Einrichtung vorgesehen ist, die in Abhängigkeit vom Auftreten des vierten Signales ein siebtes Signal erzeugt, welches in funktioneller Beziehung zu der maximalen Größe des Blasensusammenfalles bei jeder der wiederholten Druckausübungen steht, und die das betreffende siebte Signal bis zur Festlegung des nächstfolgenden siebten Signals speichert.
4. Anordnung nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß eine sechste elektronische Einrichtung (29) zur Umsetzung des gespeicherten siebten Signals in eine digitale Form vorgesehen ist.
5. Anordnung nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß die dritte elektronische Einrichtung auf das Auftreten des genannten vierten Signales hin ein fünftes Signal erzeugt, welches in funktioneller Beziehung zum Zeitpunkt der maximalen Größe des Blasenzusammenfalles steht, daß eine siebte elektronische Einrichtung vorgesehen ist, die auf das Auftreten des genannten fünften Signales hin ein achtes Signal erzeugt, welches in funktioneller Beziehung zu der Wiederholungsfrequenz der Blutpumpe (1) steht, und daß eine achte elektronische Analog-Einrichtung (40) vorgesehen ist, die das genannte fünfte Signal mit dem genannten achten Signal unter Erzeugung eines neunten Signals multipliziert, welches in funktioneller Beziehung zu der Geschwindigkeit des Blasenzusammenfalls steht.
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6. Anordnung nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß eine neunte elektronische Einrichtung vorgesehen ist, die auf das genannte fünfte Signal hin das genannte neunte Signal in eine digitale Form umsetzt.
7. Anordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die dritte elektronische Einrichtung auf das Auftreten des vierten Signales hin ein fünftes Signal erzeugt, welches in funktioneller Beziehung zu dem Zeitpunkt der maximalen Größe des Blasenzusammenfalles steht, daß eine siebte elektronische Einrichtung auf das Auftreten des fünften Signales hin ein achtes Signal erzeugt, welches in funktioneller Beziehung zu der Wiederholungsfrequenz der Blutpumpe (1) steht, und daß eine zehnte elektronische Einrichtung vorgesehen ist, die auf das Auftreten des genannten vierten Signales und des genannten achten Signales hin ein zehntes Signal erzeugt, welches in funktioneller Beziehung zu der Wiederholungsfrequenz der genannten Blutpumpe (1) steht.
8. Elektronische Anordnung zur Berechnung des Volumenverlustes in einem geschlossenen System, welches eine feste Gasmenge einschließt, deren Gas einer kontinuierlichen rhythmischen Druckausübung aufgrund einer Druckverschiebung ausgesetzt ist, für eine Anordnung nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß eine elektronische Analog-Rechenschaltung i15) vorgesehen ist, die einen Wert für die Beziehung. VQ -SLp—2. berechnet,
m wobei V das Gasvolumen der genannten festen Größe bei Fehlen einer Verschiebung, P der Druck des geschlossenen Systems bei Fehlen der bekannten Verschiebung um Pm die Druckgröße bedeuten, daß eine elektronische Analogeinrichtung vorgesehen ist, die den erstgenannten Wert zur Bestimmung eines zweiten Wertes heranzieht, der
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proportional der Andrungsgeschwindigkeit des erstgenannten Wertes ist und zur Bestimmung des Umständes herangezogen wird, ob der erstgenannte Wert ansteigt oder abfällt, und daß eine elektronische Analog-Subtraktionseinrichtung (19) vorgesehen ist, die den erstgenannten Wert um den zweitgenannten Wert während derjenigen Teile des erstgenannten Wertes zu verringern gestattet, während der der erstgenannte Wert ansteigt.
Elektronische Anordnung zur Berechnung des Volumenverlustes in einem geschlossenen System, welches eine feste Gasmenge einschließt, deren Gas einem ständig rhythmisch ansteigenden Druck infolge einer Druckverschiebung ausgesetzt ist, für eine Anordnung nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß eine elektronische Analog-Rechenschaltung vorgesehen ist, die einen Wert für
Pt
die Beziehung V ρ— berechnet, wobei V das Volumen
ο t
der festen Gasmenge bei Fehlen der genannten bekannten Verschiebung, P der Druck des geschlossenen Systems (146) bei Fehlen der genannten Verschiebung und P.. den genannten Druckanstieg bedeuten, daß eine elektronische Analog-Einrichtung vorgesehen ist, die den erstgenannten Wert zur Bestimmung eines zweiten Wertes heranzieht, der proportional der Änderungsgeschwindigkeit des erstgenannten Wertes ist, und die zu bestimmten gestattet, ob der erstgenannte Wert ansteigt oder abfällt, und daß eine elektronische Analog-Subtraktionseinrichtung (19) vorgesehen ist, die den erstgenannten Wert um den genannten zweiten Wert während solcher Teile des erstgenannten Wertes vermindert, während der der erstgenannte Wert ansteigt.
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Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0088900A2 (de) * 1982-02-16 1983-09-21 Fresenius AG Vorrichtung zum Reinigen des Blutes von Stoffwechselprodukten
DE10020546A1 (de) * 2000-04-27 2001-11-08 Krankenhausbetr Sgesellschaft Antriebsvorrichtung für einen künstlichen Ventrikel

Families Citing this family (48)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CA1257165A (en) * 1984-02-08 1989-07-11 Paul Epstein Infusion system having plural fluid input ports and at least one patient output port
US5100380A (en) * 1984-02-08 1992-03-31 Abbott Laboratories Remotely programmable infusion system
US5135488A (en) * 1989-03-17 1992-08-04 Merit Medical Systems, Inc. System and method for monitoring, displaying and recording balloon catheter inflation data
US5458571A (en) * 1989-03-17 1995-10-17 Merit Medical Systems, Inc. System and method for monitoring, displaying and recording balloon catheter condition interval data
US5201753A (en) * 1989-03-17 1993-04-13 Merit Medical Systems, Inc. Totally self-contained, digitally controlled, disposable syringe inflation system, and method for monitoring, displaying and recording balloon catheter inflation data
US5449345A (en) * 1989-03-17 1995-09-12 Merit Medical Systems, Inc. Detachable and reusable digital control unit for monitoring balloon catheter data in a syringe inflation system
US5425713A (en) * 1989-03-17 1995-06-20 Merit Medical Systems, Inc. System and method for monitoring, displaying and recording balloon catheter condition interval and inflation location data
US5431629A (en) * 1989-03-17 1995-07-11 Merit Medical Systems, Inc. System and method for monitoring, displaying and recording balloon catheter condition interval data
US5453091A (en) * 1989-03-17 1995-09-26 Merit Medical Systems, Inc. RF transmission module for wirelessly transmitting balloon catheter data in a syringe inflation system
US5163904A (en) * 1991-11-12 1992-11-17 Merit Medical Systems, Inc. Syringe apparatus with attached pressure gauge
US5259838A (en) * 1992-06-18 1993-11-09 Merit Medical Systems, Inc. Syringe apparatus with attached pressure gauge and timer
US5449344A (en) * 1992-06-18 1995-09-12 Merit Medical Systems, Inc. Syringe apparatus with pressure gauge and detachable timer
US5474683A (en) * 1993-03-03 1995-12-12 Deka Products Limited Partnership Peritoneal dialysis systems and methods employing pneumatic pressure and temperature-corrected liquid volume measurements
US5350357A (en) * 1993-03-03 1994-09-27 Deka Products Limited Partnership Peritoneal dialysis systems employing a liquid distribution and pumping cassette that emulates gravity flow
US5438510A (en) * 1993-03-03 1995-08-01 Deka Products Limited Partnership User interface and monitoring functions for automated peritoneal dialysis systems
US5324422A (en) * 1993-03-03 1994-06-28 Baxter International Inc. User interface for automated peritoneal dialysis systems
BR9404317A (pt) * 1993-03-03 1999-06-15 Deka Products Lp Processo para realizar diálise peritoneal sistema para realizar diálise peritoneal cassete de distribuição de fluído para executar procedimento de diálise peritoneal conjunto de distribuição de líquido para sistema de diálise peritoneal e sistema de diálise peritoneal
US5431626A (en) * 1993-03-03 1995-07-11 Deka Products Limited Partnership Liquid pumping mechanisms for peritoneal dialysis systems employing fluid pressure
US5472424A (en) * 1994-04-05 1995-12-05 Merit Medical Systems, Inc. Syringe with volume displacement apparatus
US6620121B1 (en) * 1999-05-27 2003-09-16 East Carolina University Pulse wave generator for cardiopulmonary bypass and extracorporeal oxygenation apparatus
US6497676B1 (en) * 2000-02-10 2002-12-24 Baxter International Method and apparatus for monitoring and controlling peritoneal dialysis therapy
US6503062B1 (en) 2000-07-10 2003-01-07 Deka Products Limited Partnership Method for regulating fluid pump pressure
US20110098624A1 (en) * 2001-02-14 2011-04-28 Mccotter Craig Method and apparatus for treating renal disease with hemodialysis utilizing pulsatile pump
US6484589B1 (en) * 2001-05-30 2002-11-26 Senx Technology Piezoelectric transducer assemblies and methods for their use
US6769231B2 (en) 2001-07-19 2004-08-03 Baxter International, Inc. Apparatus, method and flexible bag for use in manufacturing
US20030017056A1 (en) * 2001-07-19 2003-01-23 Baxter International Inc. Pump having flexible liner and merchandiser having such a pump
US6905314B2 (en) 2001-10-16 2005-06-14 Baxter International Inc. Pump having flexible liner and compounding apparatus having such a pump
US20030017066A1 (en) * 2001-07-19 2003-01-23 Baxter International Inc. Apparatus, flexible bag and method for dispensing
US7087036B2 (en) * 2002-05-24 2006-08-08 Baxter International Inc. Fail safe system for operating medical fluid valves
US7153286B2 (en) 2002-05-24 2006-12-26 Baxter International Inc. Automated dialysis system
US20030220607A1 (en) * 2002-05-24 2003-11-27 Don Busby Peritoneal dialysis apparatus
US7175606B2 (en) 2002-05-24 2007-02-13 Baxter International Inc. Disposable medical fluid unit having rigid frame
AU2003274901A1 (en) 2002-07-19 2004-02-09 Baxter Healthcare S.A. Systems and methods for performing peritoneal dialysis
US7238164B2 (en) 2002-07-19 2007-07-03 Baxter International Inc. Systems, methods and apparatuses for pumping cassette-based therapies
US7007824B2 (en) 2003-01-24 2006-03-07 Baxter International Inc. Liquid dispenser and flexible bag therefor
EP1680155B2 (de) * 2003-10-28 2015-11-04 Baxter International Inc. Dialysemaschine mit verbesserter Integritätsprüfung
US8182461B2 (en) * 2003-11-04 2012-05-22 Smiths Medical Asd, Inc. Syringe pump rapid occlusion detection system
US8029454B2 (en) 2003-11-05 2011-10-04 Baxter International Inc. High convection home hemodialysis/hemofiltration and sorbent system
US7776006B2 (en) * 2003-11-05 2010-08-17 Baxter International Inc. Medical fluid pumping system having real time volume determination
US7901376B2 (en) * 2007-07-05 2011-03-08 Baxter International Inc. Dialysis cassette having multiple outlet valve
US8715235B2 (en) * 2007-07-05 2014-05-06 Baxter International Inc. Dialysis system having disposable cassette and heated cassette interface
US7909795B2 (en) * 2007-07-05 2011-03-22 Baxter International Inc. Dialysis system having disposable cassette and interface therefore
US7905853B2 (en) 2007-10-30 2011-03-15 Baxter International Inc. Dialysis system having integrated pneumatic manifold
US8062513B2 (en) 2008-07-09 2011-11-22 Baxter International Inc. Dialysis system and machine having therapy prescription recall
US9514283B2 (en) 2008-07-09 2016-12-06 Baxter International Inc. Dialysis system having inventory management including online dextrose mixing
DE102011106111B4 (de) 2011-06-09 2013-11-21 Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh Verfahren und Vorrichiung zum Bestimmen mindestens eines vom Absolutdruck abhängigen Betriebsparameters einer Vorrichtung zur extrakorporalen Blutbehandlung, Vorrichtung zur extrakorporalen Blutbehandlung
US11179516B2 (en) 2017-06-22 2021-11-23 Baxter International Inc. Systems and methods for incorporating patient pressure into medical fluid delivery
US11965766B2 (en) 2018-04-17 2024-04-23 Deka Products Limited Partnership Medical treatment system and methods using a plurality of fluid lines

Family Cites Families (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3550162A (en) * 1969-02-06 1970-12-29 Thermo Electron Corp Blood pump control system
US3718044A (en) * 1971-12-07 1973-02-27 Us Army Flow meter for indirectly measuring the flow of blood from a blood pump
US3783453A (en) * 1971-12-23 1974-01-08 V Bolie Self-regulating artificial heart

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0088900A2 (de) * 1982-02-16 1983-09-21 Fresenius AG Vorrichtung zum Reinigen des Blutes von Stoffwechselprodukten
EP0088900A3 (en) * 1982-02-16 1984-02-15 Fresenius Ag Device for purifying the blood from metabolism substances
DE10020546A1 (de) * 2000-04-27 2001-11-08 Krankenhausbetr Sgesellschaft Antriebsvorrichtung für einen künstlichen Ventrikel
DE10020546C2 (de) * 2000-04-27 2002-07-11 Krankenhausbetr Sgesellschaft Antriebsvorrichtung für einen künstlichen Ventrikel

Also Published As

Publication number Publication date
ATA582476A (de) 1980-03-15
US4086653A (en) 1978-04-25
GB1534078A (en) 1978-11-29
JPS5286295A (en) 1977-07-18

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