DE2701515A1

DE2701515A1 - Verfahren und system zur pharmakologischen beeinflussung des gerinnungsmechanismus im blut und zur messung der verstrichenen gerinnungszeit

Info

Publication number: DE2701515A1
Application number: DE19772701515
Authority: DE
Inventors: John H Altshuler; Walter J Braun; Gerald L Schlatter
Original assignee: Hemotec Inc
Current assignee: Medtronic Electromedics Inc
Priority date: 1976-01-16
Filing date: 1977-01-15
Publication date: 1977-08-18
Also published as: US4000972A; JPS5289995A

Description

Verfahren und System zur pharmakologischen Beeinflussung des Gerinnungsmechanismus im Blut und zur Messung der verstrichenen Gerinnungszeit

Dte Erfindung bezieht sich allgemein auf ein Verfahren und ein System zum Messen der Blutgerinnungszeit und betrifft insbesondere ein Verfahren und ein System zum Messen der Blutgerinnungszeit und zur pharmakologischen Handhabung des Gerinnungsmechanismus im Blut.

Bei langwierigen Operationen, insbesondere solchen, die ein vorübergehendes Umgehen des Herz-Lungen-Systems und totale Körperperfusion erforderlich machen, kommt Blut mit vielen

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A.

fremden Oberflächen tn Berührung, was die pharmakologische Beeinflussung des Gerinnungs- oder Koagulationsm echanismus erforderlich macht, um die Gerinnung des Blutes und die sich daraus ergebenden katastrophalen Auswirkungen zu vermeiden. In der Perfusionstechnik ist es bekannt, daß die Blutgerinnung ein hämostatischer Prozeß ist, bei dem bestimmte, normalerweise im Blutstrom passive Faktoren stimuliert werden, so daß sie in eine aktive Form kommen und eine Kette chemischer Vorgänge auslösen, die zu einem Blutgerinnsel führen. Ein Blutgerinnsel weist eine Masse aus eingeschlossene Zellen umgebenden Fibrinfasern auf. Der Gerinnungsprozeß ist nocht nicht völlig geklärt, es ist jedoch bekannt, daß die Gerinnung eintritt, wenn Blut aus dem Körper entnommen wird und zum Beispiel durch einen extrakorporalen Kreislauf geführt wird.

Um während eines extrakorporalen Bypasses die Koagulation zu verhindern, körnen verschiedene Mittel In das Blut eingespritzt werden. Beispielsweise wird gewöhnlich Heparinnatrium Patienten eingespritzt, die am offenen Herzen operiert werden müssen, um die Gerinnungsfaktoren zu neutralisieren. Die Operation am offenen Herzen setzt das Blut zahlreichen, die Gerinnung anregenden Stoffen aus und erfordert erheblich mehr Heparin als andere operative Vorgänge, um die Hemmung der Blutgerinnung zu erreichen. Da Heparin im Stoffwechsel rasch abgebaut wird, hat es eine Halbwertszeit von 1 bis 2 h, und Heparin-Injektionen müssen während der Operation ständig vorgenommen werden. Eine zu geringe Verabreichung von Heparin

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löst als Folgewirkung eine Gerinnung aus, während zu viel Heparin als Folgewirkung eine postoperative interne Blutung auslösen wird. Die Verwendung von Heparin und seine Halbwertszeit-Eigenschaften sind beispielsweise aus Wright et al, "Heparin Levels During and After Hypothermie Perfusion", 5 T. Card. Surg. 244-250 (1964), bekannt.

Ein richtig mit Heparin versorgter Patient hat deshalb eine Heparinkonzentration in seinenn Blut, die ausreicht, um die Blutgerinnung zu verhindern, die aber nicht groß genug ist, um innere Blutungen auszulösen. Ein Chirurg erlangt nach gewisser Erfahrung ein Gefühl für die zu verwendenden Heparinmengen und für den Zeitpunkt, wann zusätzliches Heparin einzuspritzen ist, und zwar auf der Grundlage von Parametern wie der Größe, dem Gewicht, dem Geschlecht und dem Blutvolumen des Patienten. Offenbar hat aber bei einer solchen Lösung der Patient ein hohes Maß an Risiko zu tragen.

Nach beendeter Operation wird es nötig, das Heparin zu neutralisieren, um postoperative innere Blutungen zu vermeiden, und zwar durch Injektion eines geeigneten Zusatzes, wie z.B. Protaminsulfat. Wenn Protamin alleine verabreicht wird, ist es ein Antikoagulans. In Gegenwart von Heparin verarbreicht bildet sich dagegen ein stabiles und physiologisch inertes Salz, wodurch die gerinnungshemmende Aktivität beider Mittel neutralisiert wird. Eine genaue Bestimmung der Protaminmenge für die Neutralisation ist erforderlich, da zu wenig oder zu viel Protamin zu

In der Gerinnung gehemmtem Blut und möglicherweise zu postoperativem Bluten führt. Die Verwendung von Protamin als postoperatives neutralisierendes Mittel ist beispielsweise aus Reed & Clark,Cardiopulmonary Perfüsion (1975), Library of Congress Catalog Card Number 75-7168, bekannt. Nach dem Neutralisieren des Patienten kann ein "Heparin-Rückfall"-Zustand auftreten, in dem das Blut des Patienten aufgrund des Wiederauftretens von Heparin heparinisiert wird. Dieser noch nicht völlig geklärte Vorgang ist beispielsweise aus Ellison et al, "Heparin Rebound", 67 J. Thoracic Card. Surg. 723-729 (1974), bekannt.

Heparin wird aus den verschiedensten Ausgangsmaterialien, z.B. aus Rinderlunge, Rinderleber, Rindei— und Schweineschleimhaut, hergestellt und ist im Handel in unterschiedlichen Konzentrationen in Abhängigkeit von seiner Wirksamkeit erhältlich. Protamin ist ebenfalls im Handel in zahlreichen Konzentrationen erhältlich und stammt ebenfalls aus den verschiedensten Ausgangsmaterialien, wie z.B. aus denn Sperma von Lachs und bestimmten anderen Fischen.

Die klassische Methode zur Bestimmung der Blutgerinnungszeit besteht darin, die Lee-White-Gerinnungszeit zu bestimmen. Eine Blutprobe wird in eine Zentrifuge gebracht, um das Serum von dem Blut zu trennen. Dann wird das Serum in ein Testgerät gebracht, das die Gerinnungszeit durch Ermittlung einer Änderung in der Undurchsichtigkeit des Serums bestimmt.

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Das Lee-Whtte-A/erfahren ist ein langwieriges Verfahren, das Im allgemeinen dreißig Minuten oder mehr erfordert und an denn viele manuelle Handhabungen des Blutes an fremden Oberflächen und die Verwendung einer Zentrifuge und eines gesonderten Testgerätes beteiligt sind. Das Lee-Whtte-Verfahren ist für die Bestimmung der Gerinnungszeitparameter von in der Gerinnung gehemmtem Blut während einer Operation unpraktisch.

Eine herkömmliche Lösung zur Bestimmung der Protaminmenge bei der Beendigung eines extrakorporalen Herz-Lungen-Bypasses ist die Protamin-Tttrationsmethode, die zum Beispiel in Hurt et al, "The Neutralization of Heparin by Protamine in Extracorporeal Circulation", 32 J. Thoracic Card. Surg. 612-619 (1956)|beschrieben ist. Die Protamin-Tttrationsmethode verlangt eine große Laborerfahrung und beinhaltet die Anwendung von Teströhrchen und bekannten Titrationsverfahren und die visuelle Bestimmung des Eintritts der Gerinnung. Die Titration erfordert normalerweise 15 bis 20 Minuten und hängt von der Erfahrung des Laborpersonals ab.

Eine weitere herkömmliche Lösung besteht in der Verwendung einer Teströhrchenprobe des hepa ionisierten Blutes, in die über die Nadel einer subkutanen Spritze eine bekannte Menge Protamin manuell eingespritzt wird. Ein Gas wird in das Test roh rchengem Is ch eingeleitet, _Um die Gerinnung zu beschleunigen. Das Gas wirkt als ein Fremdkörper, der die

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Gertnnungsfaktoren stimuliert. Wenn das Blut gerinnt, wird ein Gegendruck in das Gaszufijhrsystem geleitet, der durch einen Druckdetektor abgefühlt wird. Die vorstehend angegebene Lösung ist in Altshuler et al, "Hemotensiometry", 18 Annais of Thoracic Surg. 516-530 (1974), beschrieben.

Die vorstehend angegebenen bekannten Lösungen hängen im allgemeinen in erster Linie von der Erfahrung des Fachpersonals ab und sind daher äußerst unreproduzierbar. Außerdem erfolgt bei diesen bekannten Lösungen die Messung des Eintritts der Gerinnung langsam. Am Ende einer Operation mit extrakorporalem Bypass stellen mit Blutungen verknüpfte Morbidität und Mortalität eine ständige Bedrohung des heparinisierten Patienten dar. Durch Protamin und andere Zusätze wird Heparin zwar wirksam neutralisiert, eine Überdosis an Protamin kann jedoch eine innere Blutung, einen Schock oder Thrombopenie (ein Absinken der Thrombozytenzahl) auslösen. Ein Patient, der, nachdem er von dem Bypass getrennt ist,während der Rückfallphase schnell neutralisiert wird, wird sich in einem Zustand geringsten Risikos befinden. Tritt dann eine postoperative Blutung auf, so ist die Ursache anormal und im allgemeinen mechanisch, was eine zusätzliche erneute Untersuchung nötig macht. Keine der bekannten Lösungen liefert ein Gerät, das die Gerinnungszeit von Blut vor der Operation schnell mißt, das die in das Blut eines Patienten vor der Operation zu injizierende Menge an Heparin schnell ermittelt, das den Heparingehalt in dem Blut während der Operation schnell mißt und das die Menge an Protamin, die

zur Neutralisierung des Heparins nach der Operation und während der Rückfallphase erforderlich ist, schnell mißt. Schließlich berücksichtigt keine der bekannten Lösungen die verschiedenen Patientenparameter, wie Größe, Gewicht, Geschlecht, Blutvolumen und Pumpvolumen.

Das Hauptziel der Erfindung besteht darin, ein neues Gerät zum Messen der Gerinnungszeit von Blut zu schaffen.

Die Erfindung schafft eine kompakte, in sich abgeschlossene Testeinheit, die automatisch die Blutgerinnungszeit anzeigt und dabei das Ausmaß, in dem das Blut fremden Oberflächen ausgesetzt ist, minimiert.

Weiter schafft die Erfindung ein neues Gerinnungsmeßsystem, welches die Menge an Antikoagulans ermittelt, die dem Blut eines Patienten für Operationen zuzusetzen ist.

Weiter schafft die Erfindung eine neue Einrichtung zum Einleiten von Gas in Blutproben, um deren Gerinnung zu beschleunigen.

Ferner schafft die Erfindung ein ausfallsicheres Detektorgerät, das feststellt, ob Gasblasen in das Blut injiziert werden.

Weiter schafft die Erfindung ein neues Gerät zum Feststellen des Antlkoagulansgehaltes im Blut.

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Außerdem schafft die Erfindung ein neues Gerät zum Bestimmen des H epa ringehalt es im Blut.

Ferner schafft die Erfindung ein neues Gerät zum Bestimmen der Protaminmenge, die zum Neutralisieren von heparinisiertem Blut erforderlich ist.

Außerdem schafft die Erfindung ein neues Gerät, das automatisch die Konzentration eines dem Blut eines Patienten zuzusetzenden Antikoagulans auf der Basis von Patientparametern, wie Größe, Gewicht, Geschlecht und Bltuvolumen, ermittelt.

Ferner schafft die Erfindung ein neues System mit Haltern

für die Blutproben, mit einem Detektor, der betriebsmäßig mit den Haltern in Berührung ist, um den Halter zu ermitteln, in dem die Gerinnung der Blutprobe zuerst erfolgt, und mit einem Zeit· geber, der bei der Berührung des Detektors aktiviert und bei der Feststellung der Gerinnung gestoppt wird.

Schließlich schafft die Erfindung ein neues System zum Bestimmen der Gerinnungszeit für in der Gerinnung gehemmtes Blut nach der Neutralisierung des Antikoagulans in dem Blut mit einem Zusatz, das mehrere Proben des Blutes enthaltende Zellen und eine entsprechende Anzahl von Detektoren aufweist, von denen einer mit einer der Zellen zusammenwirkt, um die Gerinnung der Blutprobe in der zugeordneten Zelle abzufühlen, wobei ein Zeitgeber aktiviert wird, wenn die Zellen in richtiger

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Ausrichtung zu den Detektoren sind, und wobei eine Schaltung auf den auf die Gerinnung des Blutes als ersten ansprechenden Detektor anspricht, den Zeitgeber blockiert und meldet, welche von den verschiedenen Zellen die geronnene Blutprobe enthält.

Die vorstehenden und weitere Merkmale ergeben sich entsprechend dem erfindungsgemäßen Verfahren und System, wonach Proben von Blut mit oder ohne ein Antikoagulans, wie beispielsweise Heparin, in einer kompakten Zelleneinheit gesammelt und aufbewahrt werden, die mehrere Kanäle hat, von denen jeder dieselbe Menge Blut enthält. Die die Blutprobe enthaltende Zelleneinheit wird in einen Kanalanalysator nach der Erfindung eingeführt. Gleichzeitig mit dem Einführen kann ein neutralisierender Zusatz, beispielsweise Protamin, automatisch in das Blut jeder Zelle eingespritzt werden. In jedem Fall werden Gasblasen als Fremdkörper in das Gemisch aus Blut und Zusatz eingeleitet, um die Gerinnung zu beschleunigen. Ein Detektorgerät bestimmt, wann die Gerinnung erfolgt ist, und leitet diese Information automatisch zu der erfindungsgemäßen Folgesteuerungseinheit weiter. Die Folgesteuerungseinheit zeigt die kumulative Gerinnungszeit an und ermittelt automatisch die Konzentration des Heparins in dem BlUt₄ falls dieses Heparin enthält, die Menge des Antikoagulans, das¹ in das Blut einzuspritzen ist, um den Heparinhalbwertszeitverlust zu korrigieren, und, wenn erforderlich, die Menge an Zusatz zum Neutralisieren des Antikoagulans innerhalb des Blutes. Die Folgesteuerungseinheit ist so aufgebaut, daß sie verschiedene

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Pattentenparameter, wie Geschlecht, Größe, Gewicht, Blutvolumen und Pumpvolumen des Patienten schnell und wiederholbar ermittelt, optisch anzeigt und automatisch berücksichtigt· Außerdem kann das System nach der Erfindung ohne das Einspritzen von Protamin benutzt werden , um festzustellen, ob Blut eine normale Gerinnungszeit hat oder ob Defekte vorliegen, die anormale Gerinnungs eigenschaften ergeben.

Der Kanalanalysator hat einen besonderen Aufbau, um die Blutgerinnung in mehreren getrennten Zellen anzuregen, von denen jede den Zusatz in anderer Konzentration enthält. Ein unter konstantem Druck stehendes Gas wird über getrennte und individuelle Zufuhrsysteme in das Blut jeder Zelle geleitet, um die Gerinnung zu beschleunigen. Jede Zelle der Zelleneinheit hat einen entsprechenden Kanal in dem Kanalanalysator. Jeder Kanal enthält zwei lichtempfindliche Detektoren, von denen der eine Detektor feststellt, ob Gas in die Zelle geleitet wird oder nicht, und von denen der andere feststellt, ob die Blutprobe geronnen ist oder nicht. Der erstgenannte lichtempfindliche Detektor aktiviert die Folgesteu e rungs ei nheit nach der Erfindung, um die verschiedenen Parameter des Blutes weiter zu analysieren.

Im Betrieb des Systems wird eine Blutprobe in jede Zelle der Zelleneinheit bis zu einer bestimmten Höhe eingespritzt. Die die Proben enthaltende Zelleneinheit wird in den Analysator eingeführt und die Oberseite der Zelleneinheit wird durch einen Deckel geschlossen, um das System zu aktivieren. Der Zusatz

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und ein Gas werden dann in die Blutprobe jeder Zelle über einzelne Düsen eingeleitet. In dem Raum oberhalb des Spiegels der Blutprobe kommt es zum Aufbau von Blasen flüssigen Blutes, die Blasen platzen und das flüssige Blut wird freigesetzt und strömt an den Seiten der Zelle herunter. Nach einem Zeitintervall beginnt das Blut aufgrund des Vorhandenseins des Gases als eines Fremdkörpers zu gerinnen und nimmt die Zusammensetzung eines gelartigen Materials an. Bei dem Eintritt der Gerinnung transportieren die auf der Oberfläche der Blutprobe gebildeten Blasen das gelartige Blut aufwärts in die Gaze, die in dem Trichter oberhalb der Oberfläche der Blutprobe angeordnet ist. Blutgel sammelt sich in der in dem Trichter angeordneten Gaze, wodurch der Spiegel der Blutprobe in dem unteren Teil der Zelle auf eine Höhe gesenkt wird, in welcher Licht in den zweiten Detektor mit stark erhöhter Intensität eintritt. Die zeitliche Änderung in der Menge des von dem zweiten Detektor empfangenen Lichtes nimmt zu dieser Zeit beträchtlich zu und wird verstärkt und wird zu der Folgesteuerungseinheit übertragen.

Die Folgesteuerungseinheit ist in besonderer Weise aufgebaut, so daß sie bei dem Einführen der Zelleneinheit in den Kanalanalysator aktiviert wird. Wenn das Signal aus dem Kanalanalysator, das die Koagulation des Blutes in einer der Zellen da ι— stellt, empfangen wird, stoppt ein Zeitgeber und es werden die Gerinnungszeit sowie die Zelle angezeigt, in der es als erster zu einer Gerinnung gekommen ist. Ein Oszillator steuert einen Pro-

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grammzähler,der eine Festlogik(verdrahtete Logik)-Folgesteuerungseinheit schrittweise steuert. Die Festlogik-Folgesteuerungseinheit fragt mehrere Eingabeschalter ab, die sich auf die Patienten-, Testzellen-, Heparin- und Protaminparameter beziehen, welche allein für einen bestimmten Patienten besonders geeignet sind, und gibt diese Information in einen Rechner ein. Der Rechner ermittelt die Heparin- und Protaminwerte und -konzcntrationen für den betreffenden Patienten·

Die vorliegende Erfindung findet Anwendung bei vier Operationsarten und ermöglicht ein schnelles und äußerst reproduzierbares Messen der Blutgerinnungszeit. Vor der Operation ist es ei— forderlich, die Gerinnungszeit des Blutes eines Patienten zu ermitteln, um die Menge eines Antikoagulans, üblicherweise Heparin, zu bestimmen, das dem Blutvolumen des Patienten zuzusetzen ist. Weiter ist es wichtig festzustellen, ob der Patient einen normalen oder anormalen Koagulationsmechanismus hat. Es ist deshalb unerläßlich, daß es sich bei der Menge an zugesetztem Heparin nicht um eine übermäßig große Menge handelt, die zu innerer Blutung führen kann, oder um eine unzulängliche Menge, die dazu führen würde, daß Blutgerinnsel in den Körper geleitet werden. Gemäß der Erfindung wird die Menge an Heparin, die am Anfang dem Körper eines Patienten zuzusetzen ist, auf der Grundlage der besonderen Körperparameter dieses Patienten ermittelt. Nachdem der Patient die Anfangeheparindosis erhalten hat, werden seinen*» Blut periodisch Proben entnommen, um festzustellen, wieviel zusätzliches Heparin erforderlich ist, um die Abnahme an Heparin aufgrund von dessen Halbwertszeit zu kompensieren. Nach der Operation wird das

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System nach der Erfindung benutzt, um die Menge an Protamin zu bestimmen, die erforderlich ist, um das Heparin innerhalb des Blutes des Patienten zu neutralisieren. Schließlich, wenn nach der Neutralisierung der Patient einen Hepartn-Rückfall erleidet, ermittelt das erfindungsgemäße System die Menge an Protamin, die zuzusetzen ist, um diesen Rückfall zu minimieren.

Ein Ausführungsbeispiel der Erfindung ist in den Zeichnungen dargestellt und wird im folgenden näher beschrieben. Es zeigen:

Fig. 1 eine perspektivische Darstellung der Er

findung, die die Beziehung zwischen der Zelleneinheit, dem Kanalanalysator und der Folgesteuerungs einheit veranschaulicht,

Fig. 2 eine schematische Darstellung des Systems

nach der Erfindung, die einen Kanal der Zelleneinheit zeigt, der analysiert wird,

FIg · 3 ein Schema des Gaszufuhrsystems nach der

Erfindung,

Fig· 4 den elektronischen Schaltungsaufbau des

Gasdetektors und entsprechender Warnschaltungen nach der Erfindung,

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Flg. 5 den elektronischen Schaltungsaufbau der

Gerinnungsdetektorschaltung nach der Erfindung,

Flg. β ein Schema, welches einen Teil des elektro

nischen Schaltungsaufbaus der in verdrahteter Logik ausgeführten Folgesteuerungsein— heit nach der Erfindung zeigt,

Fig. 7 ein Schema des Rechnerchips und der ent

sprechenden Eingangs- und Ausgangsschaltungen nach der Erfindung,

Fig. 8 ein Schema der Anzeigeschaltungen nach der

Erfindung,

Fig. 9 ein Schema der Eingabeschalter für den Heparin-Haltewert, Fig. 10 ein Schema der Protaminkonzentrations-

schaltereingaben nach der Erfindung, und

Flg. 11 ein Flußdiagramm, das den erfindungsge

mäßen Betriebsablauf zeigt.

Das In Flg. 1 dargestellte Gerinnungsmeßsystem 10 nach der Erfindung umfaßt eine Zelleneinheit 12, die eine Blutprobe und eine

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as.

vorbestimmte Merge eines Zusatzes getrennt davon enthält, einen Kanalanalysator 14, der auf das Einführen der Zelleneinheit 12 anspricht und den Zusatz mit dem Blut vermischt und Gas in das Gemisch einleitet, um die Gerinnung zu beschleunigen, und eine Folgesteuerungseinheit 16, die ebenfalls auf das Einführen der Zelleneinheit 12 anspricht und die Zeit für die Gerinnung des Blutes und dl e Menge an in das Blut des Patienten einzuspritzendem Antikoagulans bestimmt. Die Folgesteuerungseinheit 16 enthält mehrere Eingabeschalter 18, über die in die Fblgesteuerungseinheit 16 verschiedene Patienten- und Antikoagulansparameter eingegeben werden, und Anzeigeeinrichtungen 20 zum Anzeigen der Gerinnungszeit und anderer Parameter. Wie ersichtlich werden wird, findet die Erfindung besondere Anwendung bei der Bestimmung des Gehaltes eines Antikoagulans, wie etwa Heparin, das im Zusammenhang mit einer Operation in das Blut eingespritzt wird, durch Neutralisieren des Heparins in einer Blutprobe mit einer bekannten Konzentration eines Zusatzes, wie zum Beispiel Protamin.

Die Zelleneinheit 12 enthält mehrere getrennte Zellen 13, die alle den gleichen Aufbau haben. Die Einzelheiten der Zelleneinheit 12 sind in der gleichzeitig eingereichten deutschen Patentanmeldung "Verfahren und Vorrichtung zur pharmakologischen Beeinflussung des Koagulationsmechanismus in Körperflüssigkeiten und zum Anzeigen des Eintritts der Koagulation "beschrieben, auf die hier Bezug genommen wird. Kurz zusammengefaßt, jede Zelle 12 enthält gemäß der Darstellung in Fig. 2 einen oberen Hohlraum oder Trichterbereich 30, der eine Gaze 32

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enthält, ein Glasfläschchen 34, das Blut 36 enthält, welches bis zu einem vorbestimmten Pegel 38 eingefüllt ist, eine Kammer 40, die den Zusatz enthält und von dem Glasfläschchen 34 durch eine wegbrechbare Kappe 42 getrennt ist, und einen verschiebbaren Stopfen 44, der den unteren Teil der Kammer 40 begrenzt. Jede Zelle 13 enthält eine vorbestimmte Menge des Zusatzes 46 in der Kammer 40. Wenn die Zelleneinheit 12 in den Halter 50 des Analysators 14 nach der Erfindung eingeführt wird, bewirkt eine vorstehende Luftdüse 52 das Wegbrechen der Kappe 42, bewegt den verschiebbaren Stopfen 44 aufwärts, wodurch der Zusatz in das Blut 36 eingeleitet wird, und leitet schließlich einen konstanten Strom von Gas 54 in das Blut. Ein herkömmlicher mechanischer Riegel 56 verriegelt die Zelleneinheit 12 fest in dem Halter 50, so daS die Düse 52 einen gasdichten Verschluß mit dem Stopfen 44 bildet und dadurch ein konstantes Einleiten der Gasblasen 54 in das Blut sicherstellt.

Auf diese Weise werden die Gasblasen 54 als ein Fremdkörper in das Blut 36 eingeleitet und dadurch die Gerinnung beschleunigt, indem zwei verschiedene, aufeinanderfolgende Phasen ausgelöst werden. Die erste Phase, die als "Flüssigkeitsblasen"-Phase bezeichnet wird, wird erzeugt, wenn das Gas in die Blutprobe 36 eingeleitet wird und Blasen 58, die einen Teil des Blutes transportieren, über der Oberfläche des Blutes gebildet werden. Die Flüssigkeitsblasen-Phase bildet sich oberhalb der Blutprobe aus, nachdem eine Zeitspanne für die Gaseinleitung verstrichen ist. Die Flüssigkeitsblasen 58 stoßen an die konisch zulaufenden

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Selten des Glasfläschchens 34 und an die Unterfläche der Gaze 32 und zerplatzen, so daß das mitgeführte flüssige Blut wieder an den konisch zulaufenden Seiten herabfließen kann. Die zweite Phase, die als "Gelblasen"-Phase bezeichnet wird, tritt auf, wenn das Blut zu gerinnen beginnt. In dieser Phase wird das Blut gelartig und das in den Blasen mitgeführte gelartige Blut wird in der Gaze 32 festgehalten. Bei denn Eintritt der Gerinnung erfolgt kein Zurückfließen des Blutes und der Pegel der Blutprobe 36 fällt aufgrund des Auffangens des geronnenen Blutes durch die Gaze 32 rasch ab.

Das Gaszufuhrsystem enthält gemäß der schematischen Darstellung in Fig. 3 einen herkömmlichen Motor 60, der über eine mechanische Welle 62 mit vier getrennten Pumpen 64 verbunden ist, so daß jede Pumpe 64 mit der gleichen Drehzahl wie die anderen Pumpen angetrieben wird. Die Pumpen 64 sind jeweil von herkömmlicher Bauart und es kann sich beispielsweise jeweils um das von der Fa. Barnet Corp., Barrington, Illinois, V.St.A., hergestellte Modell 7017-70 handeln. Jeder Kompressor 64 empfängt Gas über eine Zuführleitung 65 aus einem gemeinsamen Filter 66, der einen Zugang 67 zu einer nicht dargestellten Gasquelle hat. Das Gas, das von der Pumpe 64 geliefert wird, wird in konstanter Menge der Düse 52 zugeführt und ist gleich der Gasmenge, die jeweils von den anderen Pumpen 64 geliefert wird. Jede Pumpe 64 ist in herkömmlicher Weise einstellbar, wobei die Einstellung

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an jedem Kompressor vorgenommen werden kann, um eine konstante Gasabgabe sicherzustellen.

Die oben angegebene gleichzeitig eingereichte deutsche Patentanmeldung offenbart nur eine bevorzugte Vorrichtung zum Melden der Koagulation von Blut und seiner Komponenten. Andere Vorrichtungen, die die Gerinnung von Blut und von dessen Komponenten melden, können ebenfalls in dem System nach der Erfindung benutzt werden.

In Fig. 2 ist eine Gasdurchflußdetektorschaltung 70 für den Kanalanalysator 14 dargestellt. Ein Lichtstrahl 72 wird von einer Lichtquelle 74 erzeugt, die aus einer herkömmlichen Gleichstromquelle 76 mit Strom versorgt wird. Der Lichtstrahl 72 wird durch einen an dem Halter 50 befestigten Lichtleiter 78 und an einem Punkt oberhalb des vorbestimmten Füllpegels 38 des Blutes 36 in das Glasfläschchen 34 geleitet. Wenn Flüssigkeits- oder Gelblasen 58 in dem Glasfläschchen 34 vorhanden sind, wird das optische Signal 72 gedämpft und die Photozelle 80 erfaßt nur ein Hintergrundumgebungslicht. Falls keine Flüssigkeits- oder Gelblasen 58 gebildet werden, trifft der Lichtstrahl 72 direkt auf die Photozelle 80 auf und die Gasdurchflußdetektorschaltung 70 betätigt eine Gaswarnschaltung 82.

Die Einzelheiten der Gasdurchflußdetektoi— und Gaswarnschaltungen 70 bzw. 82 sind in Fig. 4 dargestellt. Der Lichtstrahl 72 wird durch die Photozelle 80 erfaßt, deren eines Ende über eine Leitung

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90 an +2*8 V Gleichspannung liegt und deren anderes Ende über einen Widerstand 92 mit Masse und mit einem Wechselstromkopplungskondensator 94 verbunden ist, und zwar mit beiden an dem Knotenpunkt 96. Die Photozelle 80 ist durch einen Festkörperschalter 98 überbrückt, bis das BETRIEB-Signal auf einer Leitung 99 auftritt. Der Festkörperschalter 98 ist von herkömmlicher Bauart und es kann sich beispielsweise um den von der Fa. National Semiconductor hergestellten Schalter CMOS 4016 handeln. Eine Parallelschaltung aus einem Widerstand 100 und einer Diode 102 liegt parallel zu der Reihenschaltung aus denn Kopplungskondensator 96 und der Photozelle 80.

Der Knotenpunkt 104 zwischen denn Kopplungskondensator 94 und der Parallelschaltung aus dem Widerstand 100 und der Diode 102 ist außerdem über einen Widerstand 106 mit dem Pluseingang eines Operationsverstärkers 108 und über einen Kondensator 110 mit Masse verbunden. Der Minuseingang des Operationsverstärkers 108 ist durch einen Widerstand 112, der an der 2,8 V-Gleichspannungsquelle liegt, auf einen vorbestimmten Wert fest vorgespannt. Der Operationsverstärker 108 ist von herkömmlicher Bauart und es handelt sich beispielsweise um das von der Fa. National Semiconductor hergestellte Modell LM324.

Das Ausgangssignal des Operationsverstärkers 108 wird über einen Widerstand 116 zu dem Minuseingang zurückgeführt.

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Das Verhältnis des Widerstandes 116 zu dem Widerstand 112 bestimmt die Verstärkung des Verstärkers 108. Das Ausgangssignal des Operationsverstärkers 108 aktiviert außerdem einen zweiten Operationsverstärker 120 an dessen Minuseingang. Der Pluseingang des zweiten Operationsverstärkers 120 ist über einen Widerstand 122 mit einer 3,3 V-Gleichspannungsquelle und über den Kollektor eines Transistors 114 mit Masse verbunden. Der zweite Operationsverstärker 120 dient zum Verstärken der Verstärkung des Signals, wie als Kurve 124 dargestellt, aus dem ersten Operationsverstärker 108, wie durch eine Kurve 126 dargestellt.

Jeder Kanal des Kanalanalysators 14 hat eine Detektorstufe für jede Zelle, die den gleichen Aufbau wie die oben beschriebene hat. In Fig. 4 sind vier Stufen mit Ausgängen A, B, C und D dargestellt. Die Ausgangssignale der zweiten Operationsverstärker 120 der Kanäle werden gemeinsam einer NOR-Schaltung 128 und einzeln mehreren NAND-Schaltungen 130 zugeführt. Jede NAND-Schaltung 130 ist an denn anderen Eingang ständig durch den Rechteckbinärimpuls 132 aktiviert, der auf einer Leitung 134 erscheint und von einem herkömmlichen Rechteck— wellengenerator 136 geliefert wird. Der Ausgang jeder NAND-Schaltung 130 ist mit dem Minuseingang eines entsprechenden Operationsverstärkers 138 verbunden. Der Pluseingang des Operationsverstärkers 138 ist über die Leitung 90 mit der 2,8 V-Gleichspannungsquelle verbunden. Der Operationsverstärker 138 verstärkt das Binärsignal aus der entsprechenden NAND-Schaltung 130 und gibt das verstärkte Signal über einen

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Vorspannungswiderstand 140 an eine Warnlampe 142 ab, die über eine Schutzdiode 144 mit Masse verbunden ist.

Das Ausgangssignal der NOR-Schaltung 128 wird an ein NOR-FUpflop 146 abgegeben, das aus in herkömmlicher Weise miteinander verbundenen NOR-Schaltungen 148 und 150 besteht. Der Ausgang der NOR-Schaltung 148 ist über eine Leitung 152 mit einem Eingang der NOR-Schaltung 150 verbunden. Der andere Eingang der NOR-Schaltung 150 ist über einen Widerstand 154 mit dem BETRIEB-Steuersignal gleichstromgekoppelt und außerdem über einen Kondensator 156 mit dem Ausgang einer NOR-Schaltung 158 wechselstromgekoppelt. Das Ausgangssignal der NOR-Schaltung 150 wird über eine Leitung 160 einem Eingang der NOR-Schaltung 148 und über einen Widerstand 162 der Basis des Transistors 114 zugeführt. Ein WARTEN-Signal wird an die NOR-Schaltung 158 angelegt, invertiert und einem ersten Eingang einer NOR-Schaltung 164 zugeführt, an deren zweitem Eingang das BETRIEB-SignaI anliegt. Das Ausgangssignal der NOR-Schaltung 164 wird über einen Widerstand 166 an die Basis des Transistors 114 angelegt. Der Transistor 114 ist ein herkömmlicher Transistor, vorzugsweise das Modell Nr. 2N3568. Der Emitter des Transistors 114 ist mit Masse verbunden und der Kollektor ist über eine Leitung 168 mit den Pluseingängen der Operationsverstärker 120 verbunden. Nachstehend sind typische Werte für die in der oben beschriebenen Schaltung benutzten Bauelemente angegeben:

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Widerstand 92 = 10 kQ Widerstand 116 = 100 kQ Kondensator 94 = 10 mF Widerstand 154 = 1 MO Widerstand 100 = 1 MQ Kondensator 156 = 0,1 mF Widerstand 106 = 100 kQ Widerstand 162 = 10 kQ

Kondensator 110 = 10 mF Widerstand 163 = 10 kQ Widerstand 112 = 47 kQ

Im Betrieb arbeitet die Gasdetektorschaltung 70 von Fig. 4 folgendermaßen. Wenn die Zelleneinheit 12 in den Kanalanalysator 14 eingeführt ist, wird Gas aufwärts durch das Blut geleitet, um die Bildung von Fluss igkeits blas en 58 in dem Raum oberhalb des Blutspiegels zu bewirken. Die BETRIEB- und WARTEN-Signale nehmen, wie in Fig. 2 gezeigt, durch die Betätigung des Schalters 170 sofort den Η-Zustand an. Das WARTEN-Signal nimmt jedoch nach einer Verzögerung von 16 s den L-Zustand aufgrund der Reihenschaltungsverbindung mit einer herkömmlichen Verzögerungschaltung 172 an. Das Η-Signal auf der BETRIEB-Leitung 99 betätigt den Festkörper schalter ⁹⁸» um dadurch die Überbrückung zu beseitigen und der Photozelle 80 zu gestatten, auf ankommende Lichtsignale 72 anzusprechen. Das gleichzeitige Η-Signal auf der WARTEN-Steuerleitung bewirkt ein entsprechendes L-Signal an dem Ausgang der NOR-Schaltung 158, das Zugang zu dem ersten Eingang der NOR-Schaltung 164 hat, deren zweiter Eingang aufgrund des L-Zustands des BETRI EB-Signals ebenfalls ein L-Signal empfängt. Zwei gleichzeitige L-Signale an der NOR-Schaltung 164 bewirken, daß deren Ausgang den H-Zustand annimmt. Gleichzeitig wird das Flipflop 146 durch Anlegen des

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L-Stgnals BETRIEB rückgesetzt, so daß das Ausgangssignal der NOR-Schaltung 150 den Η-Zustand annimmt. Dieses Signal wird über den Widerstand 162 der Basis des Transistors 114 zugeführt. Beide Eingangssignale der Basis des Transistors 114 sind nun im Η-Zustand, wodurch der Transistor 114 leitend gemacht wird, der dadurch ein L-Signal über die Leitung abgibt, das die Verstärker 120 sperrt, so daß ihre entsprechenden Ausgangssignale in dem L-Zustand gehalten werden. Die Operationsverstärker 120 werden in der herkömmlichen und bekannten Vergleicherbetriebsart benutzt und alle Signale, die an denn Minuseingang erscheinen, werden nicht zu denn Ausgang weitergeleitet, wenn der Pluseingang in dem L-Zustand ist. Die Ausgangssignale der vier Verstärker 120 sind deshalb in dem L-Zustand und werden gemeinsam zu den entsprechenden vier Eingängen der NOR-Schaltung 128 geleitet, so daß deren Ausgangssignal den Η-Zustand annimmt. Zu dieser Zeit sind beide Eingangssignale der NOR-Schaltung 148 in dem Η-Zustand und das Flipflop 146 ist verriegelt, so daß das Ausgangssignal der NOR-Schaltung 150 auf der Leitung 160 in dem Η-Zustand gehalten wird.

Nachdem 16 s verstrichen sind, bewirkt die Verzögerungsschaltung 172, daß das WARTEN-Signal den L-Zustand annimmt, wie anhand der Kurve 127 gezeigt, wodurch an dem Ausgang der NOR-Schaltung 158 ein Η-Signal hervorgerufen wtrd, das einem Eingang der NOR-Schaltung 164 zugeführt wird und bewirkt, daß deren Ausgangssignal den L-Zustand annimmt. Gleichzeitig wird das Η-Signal von dem Ausgang

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der NOR-Schaltung 158 über den Wechs elstromkopplungskondensator 156 geleitet, um das FHpflop 146 rückzusetzen, was bewirkt, daß das Ausgangssigral der NOR-Schaltung 150, das über die Leitung 160 und über den Widerstand 162 der Basis des Transistors 114 zugeführt wird,den L-Zustand annimmt. Zu dieser Zeit sind beide Eingangssignale an der Basis des Transistors 114 in dem L-Zustand, was zur Folge hat, daß der Transistor 114 gesperrt wird. Der Sperrzustand des Transistors 114 wird über die Leitung 168 als ein H-Signal den Pluseingängen der Verstärker 120 zugeführt. Zu dieser Zeit werden die Zustande des Gasdurchflusses in jeder Zelle folgendermaßen zu dem Ausgang der Verstärker 120 geleitet. Wenn Gas durch das Blut 36 in dem Glasfläschchen 34 der Zelle 13 strömt, so wird das Licht 72 gedämpft und die Photozelle 80 wird in einem Zustand hohen Widerstandes gehalten, wobei das Signal an dent Ausgang des Verstärkers 108 in dem L-Zustand gehalten wird. Andererseits, wenn kein Gas durchströmt, bewirkt das Licht 72, daß die Photozelle einen niedrigen Widerstand hat, der wiederum ein H-Aus gangss ignal des Verstärkers 108 bewirkt.

Wenn die Pluseingänge der Verstärker 120 den H-Zustand annehmen, wie oben erläutert,und wenn der Gas durchflußzustand sämtlicher Zellen richtig ist, bleiben die Ausgangssignale sämtlicher Verstärker 120 in dem L-Zustand· Deshalb wird der Ausgang der NOR-Schaltung 128 in dent Η-Zustand gehalten und das Flipflop 146 behält einen H-Zustand

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auf der Leitung 160, da der transiente Η-Impuls, der durch den Übergang des WARTEN-Signals von einem Η-Zustand zu einem L-Zustand erzeugt und über den Wechselstromkopplungskondensator 156 geliefert wird, zu einem L-Wert zurückkehrt. Das Flipflop 146 bleibt verriegelt, um einen L-Zustand an den Pluseingängen der Verstärker 120 zu bewirken.

Wenn jedoch eine oder mehrere Zellen einen fehlerhaften Gas (z.B. Luft)-Strom haben, so nimmt der Ausgang des Verstärkers 120 den Η-Zustand während des Abtastintervalls an, wenn der Transistor 114 gesperrt ist, wie oben erläutert. Der Ausgang der NOR-Schaltung 128 nimmt nun den L-Zustand an. Zu dieser Zeit sind beide Eingangssignale der NOR-Schaltung 148 L-Signale und zwingen das Ausgangssignal auf der Leitung 152, den H-Zustand anzunehmen. Das Flipflop wird nun mit dem Ausgangssignal der NOR-Schaltung 150 auf der Leitung 160 verriegelt, das ein L-Signal ist. Der Transistor 114 ist nun in dem Sperrzustand verriegelt, so daß den Pluseingängen der Verstärker 120 ständig ein Η-Signal zugeführt wird. Das H-Ausgangssignal des Verstärkers 120, der der Zelle entspricht, die kein Gas hat, wird der entsprechenden NAND-Schaltung 130 zugeführt, um das Aufleuchten der entsprechenden Lampe 142 zu bewirken.

Zusammengefaßt, die Gasdurchflußdetektorschaltung 70 spricht also für 16 s während eines WARTEN-Intervalls nicht an. Wenn dieses WARTEN-Intervall zu Ende ist, wird über den

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MO.

Wechselstromkopplungskondensator 156 ein Abtastimpuls erzeugt« Wenn der Luftstrom in sämtlichen Kanälen richtig ist, so bleibt während des Abtastzeitintervalls das Flipflop 146 verriegelt und hält den Transistor 114 in dem leitenden Zustand, und zwar auch nach dem Verschwinden des Abtastimpulses. Wenn jedoch einer oder mehrere Kanäle einen fehlerhaften Durchfluß anzeigen, bewirkt der Abtastimpuls eine Verriegelung in dem entgegengesetzten Zustand, in dem der Transistor 114 in dem Sperrzustand ist, und eine entsprechende Lampe 142 wird zum Aufleuchten gebracht. Es ist klar, daß oben eine bevorzugte Ausführungsform beschrieben worden ist und daß andere herkömmliche Gasdurchflußdetektoren, seien es elektronische oder mechanische, in dem System nach der Erfindung zur Erfassung eines Gasdurchflusses Verwendung finden können.

Der in Fig. 5 dargestellte Gerinnungsdetektor 200 enthält einen Photodetektor 202, der an dem einen Ende mit einer Gleichspannung von 3,2 V vorgespannt ist und dessen anderes Ende mit einem Knotenpunkt 204 verbunden ist, mit welchem ein mit Masse verbundener Widerstand 206 verbunden ist. Ein Wechselstromkopplungskondensator 208 ist außerdem mit dem Knotenpunkt 204 verbunden und sein anderes Ende ist mit einem Festkörperschalter 210 verbunden, welcher direkt mit der 3,2 V-Gleichspannungsquelle verbunden ist. Der Festkörperschalter 210 wird durch das WARTEN-Signal auf einer Leitung 232 gesteuert. In Parallelschaltung mit der Reihenschaltung aus dem Kopplungskondensator 208 und dem Photodetektor 202 liegt die Parallelschaltung aus einem Widerstand 212 und einer Diode 214. Der Kopplungskondensator 208 ist außerdem über

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einen Widerstand 216 mit dem Pluseingang eines Operationsverstärkers 218 verbunden. Der Pluseingang des Operationsverstärkers 218 ist außerdem über einen Kondensator 220 mit Masse verbunden. Der Minuseingang des Operationsverstärkers 218 erhält über einen an der 3,2 V-Gleichspannungsquelle liegenden Widerstand 222 eine Vorspannung. Der Ausgang des Operationsverstärkers 218 ist über einen Widerstand 224 zu dem Minuseingang des Operationsverstärkers 218 zurückgeführt. Der Ausgang des Operationsverstärkers 218 ist außerdem mit denn Minuseingang eines zweiten Operationsverstärkers verbunden, dessen Pluseingang mit einer 2,8 V-Gleichspannungsquelle verbunden ist. Der Ausgang des zweiten Operationsverstärkers 226 ist mit dem Takteingang C eines herkömmlichen D-Flipflops 230 verbunden, bei welchem es sich vorzugsweise um das bekannte FHpflop CMOS 4013 der Fa. National Semiconductor handelt. Der Rücksetz eingang R jedes D-Flipflops 230 ist über eine Leitung 232 mit dem WARTEN-Signal verbunden. Das Q-Ausgangssignal auf einer Leitung 238 liegt an den NOR-Schaltungen 240, 242, 244 und 246 und an dem Pluseingang eines Operationsverstärkers 248 an. Das Ausgangssignal des Operationsverstärkers 248 wird über einen Übertragungsweg 250 der Folgesteuerungseinheit 16 zugeführt. Die Ausgangssignale jeder NOR-Schaltung 240, 242, 244 und 246 gehen zu denn D-Eingang des nächst folgenden D-Flipflops 230.

Der Gerinnungsdetektor 200 arbeit folgendermaßen. Nach dem Schließen des Deckels 56 über der Zelleneinheit 12 schließen die Schalter 170, um der Verzögerungsschaltung 172 ein

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Η-Signal zuzuführen, die ein H-Signal auf der Leitung 232 für 16 s abgibt, daß dann den L-Zustand annimmt. Der Übergang zu einem L-Wert öffnet den Festkörperschalter 210, wie in Fig. 5 gezeigt, und es wird die Überbrückung beseitigt und der Photozelle 202 gestattet, den Verstärker 218 zu betätigen. Anfänglich ist das Licht 260 aus der Quelle 262 aufgrund des Vorhandenseins des Blutes 36 stark gedämpft und die Photozelle 202 bleibt in einem Zustand hohen Widerstandes. Wenn jedoch der Blutspiegel aufgrund der Gerinnung, wie oben erläutert,wegen des Auffangens des Blutes durch die Gaze sinkt, trifft das Licht 260 auf die Photozelle 202 und bewirkt, daß deren Widerstand sinkt. Das Potential an dem Knotenpunkt 204 sinkt dadurch entsprechend. Die zeitliche Änderung des Potentials an dem Knotenpunkt 204 wird durch den Verstärker 218 zu einem H-nach-L-Übergang verstärkt, der durch den Verstärker 226 in einen L-nach-H-Übergang umgewandelt wird, wie durch Kurven 270 bzw. 272 dargestellt. Der L-nach-H-Übergang (Kurve 272) bewirkt die Übertragung von Information von dem D-Eingang zu dem Q-Ausgang des Flipflops 230. Es sei angemerkt, daß jedes Flipflop ursprünglich durch den H-nach-L-Übergang auf der Leitung 232 durch das WARTEN-SignaI an dem Ende der 16-Sekunden-Periode rückgesetzt worden ist, um ein L-Signal an denn Q-Ausgang zu erzeugen. Da die L-Signale an den Q-Ausgängen gemeinsam den NOR-Schaltungen 240, 242, 244 und 246 zugeführt werden, werden die Ausgänge von jeder von ihnen in dem Η-Zustand gehalten. Deswegen sind sämtliche D-Eingänge in dem Η-Zustand, so daß, wenn der C-Eingang getaktet wird, wie oben erwähnt, der Q-Ausgang den H-Zustand annimmt. Wenn das Q-Ausgangssignal in dem Η-Zustand ist,

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leitet der Verstärker 248 dieses Signal über den Übertragungsweg 250 zu der Folgesteuerungs einheit 16. Der H- Wert an dem Q-Ausgang bewirkt weiter ein L-Signal an den D-Eingängen der übrigen D-Flipflops 230 über die NOR-Schaltungen 240, 244 und 246, wodurch die anderen Kanäle daran gehindert werden, der Folgesteuerungs einheit 16 Meldung zu machen. Nachstehend sind typische Werte für die in dem Gerinnungsdetektor 200 verwendeten Bauelemente angegeben: Widerstand 206 = 10 kfi Kondensator 208 = 1OmF

Widerstand 212 = 1 MQ Widerstand 216 = 100 kQ

Widerstand 220 = 10 mF Widerstand 222 = 47 kQ

Widerstand 224 = 100 kQ

Bei der in Fig. 5 dargestellten Ge rl nnu ngs detekto rs cha Itu ng handelt es sich um die bevorzugte Aus füh rungs form. Andere herkömmliche Detektoren, seien es elektronische oder mechanische, welche diejenige von mehreren, Blut enthaltenden Zellen melden, in der als erster das Blut gerinnt, können in dem System nach der Erfindung benutzt werden.

Gemäß der Darstellung in Fig. 2 bringt der Übertragungsweg 250 Information aus dem Kanalanalysator 14, die anzeigt, in welcher der vier Zellen zuerst eine Gerinnung erfolgt ist, zu einem Puffer 300 der Folgesteuerungs einheit 16. Der Puffer 300 enthält eine NOR-Schaltung 302, die als Eingänge die vier Leitungen des Übertragungsweges 250 hat. Ein herkömmlicher Oszillator 310 und eine mehrstufige Teilerschaltung, bei der es sich vorzugsweise um das von der Fa. MOSTEK

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hergestellte Modell 5009P handelt, können benutzt werden, um einen Binärzähler 320 mit Binärimpulsen anzusteuern, beispielsweise mit einer Impulsfrequenz von 1 kHz. Der Binärzähler beginnt die Impulse aus dem Oszillator 310 zu zählen, wenn die Zelleneinheit 12 in den Zellenanalysator 14 eingeführt und der Schalter 170 geschlossen wird, um ein Betätigungssignal über eine Leitung 322 abzugeben. Der Zähler 320 wird am Zählen von Impulsen aus dem Oszillator 310 gehindert, wenn ein Gerinnungssignal auf dem Übertragungsweg 250 erscheint. Wie erwähnt, ist das Gerinnungssignal ein Η-Signal und veranlaßt dadurch die NOR-Schaltung 302, ein L-Signal zum Sperren des Zählers 320 über eine Leitung 324 abzugeben, falls in irgendeiner der Zellen eine Gerinnung erfolgt. Das Ausgangssignal des Zählers 320 wird decodiert und in Signale umgewandelt, die zum Steuern einer herkömmlichen numerischen Anzeigeeinrichtung 321 erforderlich sind. Es ist klar, daß die Verwendung eines Oszillators 310 zum Ansteuern eines Binärzählers 320, der unter der Steuerung von geeigneten Start- und Sperrsignalen steht, zum Anzeigen einer Zeit bekannt und in ihrer Lösung herkömmlich ist. Die oben angegebene Lösung ist zwar vorzuziehen, es kann jedoch eine Anzahl herkömmlicher Zeitgeber- und Anzeigeanordnungen in dem erfindungs— gemäßen System zum Anzeigen der verstrichenen Gerinnungszeit für die Zelle, in der als erster eine Gerinnung erfolgt, benutzt werden.

Der Oszillator 310 steuert weiter einen Programmzähler 354, der seinerseits eine in verdrahteter Logik ausgeführte Folgesteuerungseinheit 352 steuert. Wie die folgenden Darlegungen

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zeigen -werden, steuert die in verdrahteter Logik ausgeführte Folgesteuerungseinheit 352 das übrige System nach der Er— findung. Fig· β zeigt die Einzelheiten der in verdrahteter Logik ausgeführten Folgesteuerungseinheit 352 zusammen mit denn Oszillator 310, der den Programmzähler 354 über die Leitung 326 steuert. Der Programmzähler 354 kann irgendein herkömmlicher Binärzähler sein. Das Ausgangssignal des Binärzählers 354 wird über einen Übertragungsweg 355 einem herkömmlichen Binärdecodierer 356 zugeführt, dessen Ausgang neunzig diskrete Signalleitungen enthält. Die Verwendung des Binärzählers 354, der durch einen Oszillator 310 angesteuert wird und einen Decodierer 356 ansteuert, ist bekannt. Durch das Zusammenwirken des Oszillators 310 mit dem Zähler 354 wird der Ausgang des Dcodierers 356 sequentiell schrittweise fortgeschaltet, wobei ein Impuls zuerst auf der O-Leitung, dam der nächste Impuls auf der 1-Leitung erscheint, usw., bis jede Ausgangs leitung des Decodierers schrittweise mit dem Impuls angesteuert worden ist. Wenn der Impuls auf der 89-Leitung erscheint, so erscheint der näohste Impuls auf der O-Leitung und die gesamte Folge wird wiederholt. Die Zykluszeit für den Steuerimpuls zum Ausgehen von der O-Leitung und zum Zurückkehren zu derselben beträgt vorzugsweise in der vorliegenden Ausführungsform 3 s.

Der Decodierer 356 hat direkten Zugang zu der in verdrahteter Logik ausgeführten Matrix 358, bei welcher es sich im wesentlichen um ein herkömmliches Matrixnetzwerk handelt. Die in verdrahteter Logik ausgeführte Matrix 358 wirkt mit einem

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Rechnerchip 360 in einer weiter unten näher beschriebenen Weise zusammen. Es mag hier genügen anzugeben, daß gewisse Ausgangs leitungen des Matrixneztwerks 358 bestimmte Funktionen haben, die in Fig. 6 angegeben sind. Die Matrix 358 arbeitet folgendermaßen. Es sei beispielsweise angenommen, daß der Steuerimpuls aus dem Decodierer 356 auf der 1-Leitung erscheint, was den Schritt Nr. 2 in dem verdrahteten Logikprogramm darstellt. Der Impuls wird über eine Diode 359 einem Operationsverstärker 363 zugeführt. Der Steuerimpuls wird verstärkt und über die Konstantenleitung 362 abgegeben, die die Ziffer "2" trägt. Der Operationsverstärker 363 ist mit 5 V Gleichspannung vorgespannt. Fig. 6 zeigt, daß die Konstante "2" erzeugt wird, wenn der Steuerimpuls auf der 89-Leitung erscheint, die dem Schritt 89 entspricht. In gleicher Weise können sämtliche Konstanten 0 bis 9 über den KONSTANTEN-Übertragungsweg 362 erzeugt werden und die folgenden Funktionen können außerdem über den FUNKTIONEN-Übertragungsweg 366 erzeugt wei—

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den: ist gleich, Dezimalpunkt, χ , plus, Multiplikation, Löschen, Subtraktion, Speichern und Division. Darüberhinaus können die an bestimmten Schaltern 18 erscheinenden Werte über einen SCHALTER-Übertragungsweg 600 zugänglich gemacht werden. Schließlich können bestimmte Anzeigeeinrichtungen über einen ANZEIGE-Übertragungsweg 610 aktiviert werden.

In einer noch näher zu erläuternden Weise kann eine vorbestimmte Folge von Signalen, die auf dem KONSTANTEN-Über— tragungsweg 362, dem FUNKTIONEN-Übertragungsweg 366, dem SCHALTER-Übertragungsweg 600 und dem ANZEIGE-Übertragungsweg 610 erscheinen, erzeugt werden, indem eine Diode zwischen

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die Leitungen "O" bis "89" aus dem Decodierer 356 und die Leitungen aus den vorgenannten Ausgangsubertragungs -wegen geschaltet wird« In Fig. 6 ist als ein weiteres Beispiel die Ausgangsleitung, die dem Programmschritt "2" des Decodierers 356 entspricht, nicht über eine Diode mit der Konstantenleitung "2" verbunden. Wenn der Binärimpuls auf der Leitung "2" erscheint, erscheint deshalb kein Ausgangssignal auf der Konstantenleitung "2", und zwar wegen der fehlenden Diode. Der Impuls würde aber die "Division"-Leitung aktivieren, die über eine Diode angeschlossen ist. In einer ebenfalls weiter unten näher erläuterten Weise ist der KONSTANTEN-Übertragungsweg 362 aus der in verdrahteter Logik ausgeführten Matrix 358, der die Konstanten darstellt, in ODER-Verknüpfung mit dem ZIFFERN-Übertragungsweg verdrahtet. Der ZIFFERN-Übertragungsweg 370 ist außerdem mit zehn NAND-Schaltungen 372 verbunden, die weiter unten näher erläutert sind.

Fig· 7 zeigt die Einzelheiten des Rechnerchips 360 mit seiner passenden Eingangs- und Ausgangslogik 372 bzw. 374. Die Ausgangssignale der in verdrahteter Logik ausgeführten Folgesteuerungseinheit 352 haben direkten Zugang zu der Eingangsschaltung 372 des Rechnerchips 360. Die Eingangsschaltung enthält eine Matrix aus herkömmlichen Festkörperschaltern 376 des vorzugsweise von der Fa. National Semiconductor Corporation hergestellten Typs CMOS 4016. Die Eingangsschalter 376 bilden eine Matrix, die im wesentlichen das elektronische Äquivalent einer mechanischen Tastatur eines

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herkömmlichen Taschenrechners ist. Bei einem mechanischen Tastaturbetrieb würde jeder Matrixschalter 376 einer mechanischen Drucktaste entsprechen, die, wenn sie niedergedrückt wird, einen D-Ausgang des Rechners 360 mit einem der drei Y-Eingänge verbindet. Bei der vorliegenden Erfindung wird jedoch ein elektrisches Signal einer der Leitungen 380 zugeführt, die eine elektronische Verbindung zwischen einer der D-Leitungen und einer der Y-Leitungen herstellt. Der ZIFFERN-Übertragungsweg 370 wird deshalb aus der Folgesteuerungseinheit 352 von Fig. 6 über die geeignete Leitung 380 des entsprechenden Festkörpers ehalte rs 376 von Fig. 7 geführt. Die Ziffern "0" bis "9", mit welchen die Festkörperschalter 376 in der "ZIFFERN"-Spalte bezeichnet sind, entsprechen jeweils einzeln den Ziffern "0" bis "9" des ZIFFERN-Übertragungsweges 370. Ebenso ist der FUNKTIONEN-Übertragungsweg 366 aus der in verdrahteter Logik ausgeführten Folgesteuerungs einheit 352 von Fig. 6 zu den geeigneten Leitungen 380 des Matrixschalters 372 von Fig. 7 in der schematisch dargestellten Weise geführt. Es sei angemerkt, daß nur manche der Matrixpositionen Funktionssteuerleitungen 380 enthalten und daß die übrigen Matrixpositionen bei der Erfindung nicht benutzt werden.

Wenn der Decodierer 356 von Fig. 6 die Festlogikmatrix in einem vorbestimmten Muster von Ausgangsantworten auf den ZIFFERN- und FUNKTIONEN-Übertragungswegen 370 bzw. 366 schrittweise fortschaltet, so wird diese Information in der oben angegebenen Weise durch Aktivierung von ausgewählten Matrixschaltem 376 in den Rechnerchip 360 eingegeben.

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Der Rechnerchip 360 ist von herkömmlicher Bauart und wird vorzugsweise von der Fa. MOS Technology, Inc., Valley Forge Corporate Center, 950 Rittenhouse Road, Norristown, Pennsylvania, V.St.A., hergestellt. Die Modellnummer ist MPS 2523-002 (wie in der SPECIFICATION FOR EIGHT FUNCTION CALCULATORARRAY, REV. 1, 17. Dezember 1973, angegeben). In der herkömmlichen Weise, die in der vorgenannten Literaturstelle beschrieben ist, führt der Rechnerchip 360 gewisse Operationen in Abhängigkeit von den oben angegebenen Schaltungsverbindungen der Schaltmatrix 372 aus.

Das Ausgangssignal des Rechnerchips 360 wird über einen 7-Leitungs-Übertragungsweg 382 geleitet, der die sieben Steuerleitungen für eine 7-Segment-Anzeige darstellt. Um den Rechnerchip 360 bei der Erfindung benutzen zu können, sind gewisse Modifikationen erforderlich. Die 7-Segment-Information auf dem Übertragungsweg 382 wird in einen herkömmlichen Festspeicher(ROM)-Decodierer eingegeben, um in eine binärcodierte 4-Bit-Dezimaldarstellung umgesetzt zu werden, die auf einem Übertragungsweg 384 erscheint. Die Verwendung eines Festspeichers als Umsetzer ist in der Computertechnik bekannt und bei der Erfindung wird ein herkömmlicher Festspeicher benutzt, der von der Fa. National Semiconductor Corp. unter der Modellbezeichnung DM76L25 hergestellt wird, Im Betrieb bildet die 7-Segment-Information auf dem Übertragungsweg 382 aus dem Rechnerchip 360 die Adresse eines einzigen Speichel— Platzes in dem Festspeicher 374, dessen Daten an diesem Speicherplatz das Äquivalent in binärcodierter Dezimaldarstellung, d.h. das BCD-Aquivalent des 7-Segment-Wertes sind. Die BCD-Information

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wird dann auf den Übertragungsweg 384 ausgelesen.

Der Anzeigeübertragungsweg 384 ist in die Anzeigeschaltung (Fig. 1) geführt, um die verschiedenen Digitalanzeigen zu aktivieren. In Fig. 8 sind Steuerschaltungen 389 für jede Anzeige vorgesehen und arbeiten in der für die Heparin-Anzeige 390 beschriebenen Weise. Die Heparin-Anzet ge enthält die drei 7-Segment-Ziffernanzeigen 392. Wenn der Rechnerchip 360 von Fig. 7 Information an die Anzeigeschaltung von Fig. 8 über den Übertragungsweg 384 abgibt, wird die 7-Segment-Information aus dem Rechnerchip 360 an den Festwertspeicher-Umsetzer 374 und an elektronische Schalter 394, 401 und 402 abgegeben. Ein Multiplexer 400 steuert das Eingeben der Information in die elektronischen Schalter. Der Multiplexer 400 enthält einfach UND-Schaltungen 406, die wahlweise durch ein Η-Signal auf der HEPARIN-Steuerleitung 408 aus dem ANZEIGE-Übertragungsweg 610 von der Matrix 358 wahlweise aktiviert werden. Auf diese Weise kann eine gleiche Steuerlogik für PROTAMIN und BLUTVOLUMEN betätigt werden. Der EINER-Schalter 394 wird durch ein Durchlaßsignal betätigt, das auf der EINER-Steuerleitung des STELLEN-POSITION-Übertragungsweges 396 erscheint, der von der D7-Ausgangsleitung des Rechnerchips 360 kommt. Die ZEHNER-Stelleninformation wird in den Festspeicher-Umsetzer 374 abgegeben, um über den Anzeigeubertragungsweg 384 unter der Steuerung des Durchlaßsignals von der ZEHN ER-Leitung des STELLENPOSITION-Übertragungsweges 396, die von dem D8-Ausgang des Rechnerchips 360 kommt, in den ZEHNER-Schalter 401 eingegeben zu werden. Ebenso wird in gleicher Weise

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die Hunderterinformation in den HUNDERTER-Schalter 402 der Anzeigesteuerlogik eingegeben. Der Rechnerchip 360 steuert somit das Laden der Anzeigeinformation, während die Folgesteuerungseinheit 352 die Anzeigeeinrichtung wählt. Wenn die notwendige Information in die Impulsschalterregister 394, 401 und 402 der Steuerlogik 389 geladen worden ist, wird jede Stellenposition in herkömmlicher Weise aus dem BCD-Format in die 7-Segment-Information umgesetzt, um direkt die Anzeigeeinheit durch einen herkömmlichen Umsetzer 404 anzusteuern.

Die Information kann außerdem in den Rechnerchip 360 aus einer Reihe von äußeren Wählschaltern 18 eingegeben werden, wie in den Fig. 1 und 2 gezeigt. Größe, Gewicht, Pumpvolumen und Blutvblumen des Patienten können in geeigneter Weise in den Rechner 360 eingegeben werden. Außerdem können die Heparin- und Prota.minparameter eingegeben werden. Sämtliche Wählschalter teilen sich einen gemeinsamen SCHALTER-Übertragungsweg 400, der in Fig. 9 gezeigt ist, für die Heparin-Haltewert-Schalter. Jede Position des herkömmlichen Wählschalters 402 aktiviert allein eine der zehn Leitungen 404 in herkömmlicher Weise. Jede der zehn Leitungen 404 hat einen entsprechenden NAND-Schaltungspuffer 406 zwischen sich und einer entsprechenden Leitung auf dem SCHALTER-Übertragungsweg 400. Daten, die an dem Wählschalter 402 erscheinen, werden an den Übertragungsweg 400 abgegeben, indem die geeignete Durchlaßleitung 408 auf dem SCHA LTER-Übertragungsweg 600 aus der Matrix 358 signalisiert wird.

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In ähnlicher Weise können manuell in die Wählschalter eingegebene Daten für die anderen Parameter durch die Folgesteuerungs einheit 352 gewählt werden, um die Information in den Rechnerchip 360 einzugeben. Der Übertragungsweg 400 gibt Eingangssignale an zehn UND-Schaltungen 372 ab, die in Fig. 6 dargestellt sind, und wird unter selektiver Betätigung der SCHALTER-LESEN-Leitung zu dem oben beschriebenen ZIFFERN-Übertragungsweg 370 geführt. Die SCHALTER-LESEN-Leitung wird in herkömmlicher Weise aus der Matrix 358 aktiviert und ist nicht dargestellt. Diese Aktivierung kann beispielsweise erfolgen, indem eine der Ausgangsleitungen des Decodierers 356 direkt mit der SCHALTER-LESEN-Leitung verbunden wird.

In Fig. 10 sind zwei Wählschalter 402 vorgesehen, die jeder Zelle in der Zelleneinheit 12 entsprechen und dazu dienen,

in das erfindungsgemäße System den in der Kammer 40 jeder Zelle 13 gefundenen Gehalt des Zusatzes einzugeben.

Jeder Schalter 402 hat, mit seinen zehn Ausgängen Zugang zu

zehn UND-Schaltungen 630,von welchen jeder Ausgang Zugang zu einer UND-Schaltung hat. Die Ausgänge der UND-Schaltungen 630, die den EIN ER-Schaltern entsprechen, sind gemeinsam mit den Ausgängen von entsprechenden UND-Schaltungen 630 für die übrigen Zellen auf dem Übertragungsweg 631 verbunden. Ebenso

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sind die Ausgänge von UND-Schaltungen 630, die den ZEHNER-Schaltern entsprechen, gemeinsam mit einem Übertragungsweg 633 verbunden. Die zehn Leitungen des EIN ER-Übertragungsweges 631 bilden die Eingänge von zehn UND-Schaltungen 634. Entsprechende UND-Schaltungen 632 und 634 sind gemeinsam mit dem SCHALTER-Übertragungsweg 400 verbunden.

Im Betrieb signalisiert die Zelle, in der als erster eine Gerinnung erfolgt, das Ereignis über ihre entsprechende Leitung in dem Übertragungsweg 250. Als Beispiel sei angenommen, daß zuerst in der Zelle Nr. 1 die Gerinnung erfolgt. In Fig. 10 werden nur die UND-Schaltungen 630 für die Zelle Nr. 1 betätigt, um die manuell eingegebenen Werte an die Übertragungswege 631 und 633 abzugeben. In dem geeigneten Zeitintervall signalisiert, wie unten näher erläutert, die Folgesteuerungseinheit 352 den Leitungen 600 der UND-Schaltungen 632 und 634 sequentiell, um die Information in den Prozessor einzugeben.

Die Operation des erfindungsgemäßen Systems wird nun im einzelnen unter Bezugnahme auf Fig. 11 beschrieben.

In dem Zustand "Initialisieren" wird die Maschine entsprechend herkömmlichen Lösungen auf vorbestimmte Werte rückgesetzt, die für das Verständnis und den Betrieb der Erfindung nicht notwendig sind. Es genügt anzugeben, daß die Maschine den Betrieb beginnt, wenn die Zelleneinheit 12 in den Kanalanalysator

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14 eingeführt und der Deckel 56 darüber geschlossen wird. Die Folgesteuerungseinheit 16 arbeitet in Abhängigkeit von der Position eines Kippschalters 450 (Fig. 2) in einem von zwei Betriebszweigen . Der Kippschalter 450 hat zwei Stellungen: BERECHNUNG DURCH MASCHINE (M) oder EXTERNES PROGRAMM (E). Nimnrt man an, daß der Kippschalter 450 in der "BERECHNUNG DURCH MASCHINE"-Stellung ist, so ist die Folgesteuerungseinheit 352 so geschaltet, daß die GROSSE-Schatter 452 abgefragt werden, indem die geeignete Leitung auf denn Übertragungsweg 600 aus der Matrix 358 betätigt und die Größeninformation über den Übertragungsweg 400 ab- und in den Rechnerchip 360 eingelesen wird, wie oben erläutert. Die Größe des Patienten ist nun in den Rechner 360 eingegeben worden.

Die Folgesteuerungseinheit 352 fragt nun den Zustand des Schalters 454 ab, um das Geschlecht des Patienten festzustellen und um die Information in den Rechner 360 einzugeben. Es sei beachtet, daß, ob ein Patient männlich oder weiblich ist, auf die Eingabe einer von zwei getrennten und verschiedenen zahlenmäßigen Konstanten reduzierbar ist. Es ist klar, daß diese Maßnahme leicht realisiert werden kann, indent die Dioden 359 der in verdrahteter Logik ausgeführten Matrix 358 mit geeigneten KONSTANTEN-Leitungen in dem Übertragungsweg 362 in Reihe mit einem geeigneten Schalterkontakt geschaltet werden· Beispielsweise sei angenommen, daß der Konstantenwert für einen männlichen Patienten 1 ist, während der eines weiblichen Patienten 3 ist. Weiter sei angenommen, daß diese

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•st*

Information bei dem Schritt 1 des Decodierers gepulst wird. Zwei Dioden sind unter dieser Annahme angeschlossen, eine an die "1 "-Leitung und eine an die "3"-Leitung, mit entgegengesetzten Schaltkontakten des Schalters 454 an der "1"-Aus gangs leitung des Decodierers 356. In Abhängigkeit von dem Zustand des Schalters 454 wird die geeignete Diode an der geeigneten Konstantenausgangs leitung eingeschaltet.

Die nächste Feststellung in dem "BERECHNUNG DURCH MASCHINE" Zweig besteht darin, das GEWICHT aus den Schaltern 456 zu ermitteln und in den Rechnerchip einzugeben. Die Matrix 358 aktiviert die geeignete Schalterleitung auf dem Übertragungsweg 600, um die Gewichtsinformation auf den Schaltereingabe-Übertragungsweg 4OO auszulesen, damit sie über UND-Schaltungen 372 und über den Übertragungsweg 370 in den Rechner 360 eingegeben wird, indem der geeignete Festköprerschalter

376 betätigt wird.

Wenn jedoch mit dem Schalter 450 der "EXTERNES PROGRAMM"-Zweig gewählt worden Ist, wird das BLUTVOLUMEN des Patienten in den Rechner eingegeben, indem Wählschalter 458 abgelesen werden. Die Bedienungsperson hat gemäß der Erfindung die Wahl, die Folgesteuerungseinheit 16 das Blutvolumen des Patienten auf der Basis von bekannten Körperparametern des Patienten (Höhe, Geschlecht und Gewicht) bestimmen zu lassen oder ein geschätztes Blutvolumen manuell einzugeben. In der Perfusionstechnik ist es bekannt, daß die überwiegende Mehrheit der Patienten in bekannte Klassen von Körperverhältnissen

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und -größen fällt, zu denen quantitativ ermittelte Normen des Blutvolumens gehören.Patienten mit ungewöhnlichen Proportionen, wie beispielsweise Babys, dünne Personen, dicke Personen und Zwerge »haben Blutvolumina, die nicht innerhalb erwarteter Normen liegen. In solchen Fällen schätzt die Bedienungsperson das Blutvolumen und gibt diesen Wert durch Betätigen des "EXTERNES PROGRAMM"-Schalters ein.

Die in verdrahteter Logik ausgeführte Folgesteuerungseinheit 352 ist nun bereit, den Zustand des Schalters 460 abzufragen. Der Schalter 460 hat zwei mögliche Zustände: ANALYSIEREN (A) oder NEUTRALISIEREN (N). In der Stellung ANALYSIEREN wird die Information, die sich in den PUMPVOLUMEN-Wählschaltern 462 befindet, in den Rechnerchip 360 in der oben für die anderen Schalter erläuterten Weise eingegeben. In der Betriebsart ANALYSIEREN befindet sich der Patient gewöhnlich in einer Operation und er ist an einen extrakorporalen Kreislauf angeschlossen, in welchem zusätzliches Blut dem Blut des Patienten zugefügt worden ist. Die Menge dieses zusätzlichen Blutes wird als das PUMPVOLUMEN bezeichnet. In der Betriebsart ANALYSIEREN wird deshalb das PUMPVOLUMEN zu dem vorher ermittelten Blutvolumen des Patienten addiert, um in der Anzeigeeinrichtung 464 das gesamte Blutvolumen des Patienten anzuzeigen. Wenn jedoch die Betriebsart NEUTRALISIEREN gewählt wurde, die der Situation vor einer Operation oder nach einer Operation entspricht, ist der Patient nicht an den extrakorporalen Kreislauf angeschlossen und deshalb entspricht

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Λ-

das vorher ermittelte Blutvolumen dem betreffenden Blutvolumen und wird von der Anzeigeeinrichtung 464 angezeigt. Wenn der Patient nicht an einen extrakorporalen Kreislauf angeschlossen ist, so ist selbstverständlich der in die Schalter 462 eingegebene Wert Null.

Die nächste Betriebsfolge in der Folgesteuereinheit 352 besteht darin, den Zustand des Schalters 466 zu ermitteln, d.h. HALTEN oder SUMMIEREN. Wenn der Schalter 466 in die Betriebsart HALTEN gebracht ist, fragt die Matrix 358 die Heparinwertschalter 468 ab, um in der oben beschriebenen Weise die Heparinhalteinformation, die in den Schaltern 468 gefunden wird, in den Rechnerchip 360 einzugeben. Diese Information wird gemäß der Erfindung vor der Operation ermittelt. Gemäß der Erfindung wird also die dem Blut des Patienten zuzusetzende Menge an Heparin vor der Operation ermittelt und der Wert wird von der HEFARIN-Anzeigeeinrtchtung angezeigt. Während der Operation wird diese angezeigte Information jedoch manuell festgehalten, indem die Heparin-WERT-Schalter 468 eingestellt werden. Während der Operation ist es erforderlich, daß das Heparin durch periodische Injektionen von zusätzlichem Heparin auf diesem vorbestimmten Wert gehalten wird, um die Auswirkung der Heparinhalbwertszeit zu beseitigen. Wenn der Schalter 466 in der Stellung HALTEN ist, wird deshalb die Haltewertinfomnation in den Schaltern 468 in den Rechner 360 eingegeben. Wenn jedoch der Schalter 466 in der Stellung SUMMIEREN ist, so wird die Haltewertinformation

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• Alfin den Schaltern 468 umgangen.

Bei dem nächsten Betriebsschritt bestimmt nun die Matrix den Protaminwert aus den Schaltern 402 der betreffenden Testzelle, in der als erster eine Ger-innung erfolgt ist, wie oben anhand von Fig. 10 erläutert. Der Protamingehalt, der zur Neutralisierung der Heparinkonzentration in der Testzelle erforderlich ist, in der als erster eine Gerinnung erfolgt, wird in den Rechnerchip 360 eingegeben. Wie oben erläutert, wird die Menge an Protannin, die erforderlich ist, um in der ersten Testzelle eine Gerinnung hervorzurufen, den Heparingehalt innerhalb der Blutprobe angeben. Deshalb wird die Kenntnis des Protamingehaltes zum wirksamen Neutralisieren sämtlichen Heparins innerhalb des Blutes benutzt, um die tatsächliche Menge an Heparin in dem Blut des Patienten zu ermitteln. Die Folgesteuerungs einheit 352 zeigt diesen berechneten Heparinwert in der Anzeigeeinrichtung 470 an. Da Protamin und Heparin aus verschiedenen Quellen mit unterschiedlichen Konzentrationen gewonnen werden,' ist die Ermittlung des Verhältnisses von Protamin zu Heparin erwünscht. Es handelt sich dabei um herkömmliche und bekannte Werte. Im allgemeinen variiert das Verhältnis zwischen 1,0 und 1,4 (d.h. 1,4 mm Protamin zu 100 Einheiten Heparin). Dieser Wert wird in den Schaltern 472 für eine gegebene Marke von handelüblichem Protamin manuell eingestellt und die Folgesteuerungseinheit 352 gibt nach dem Anzeigen der Heparinkonzentration in denn Blut diese Information in den

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Rechnerchip 360 ein, um die Menge an Protamln zu berechnen, die zum Neutralisieren des Heparins erforderlich ist. Dieser Wert wird dann von der Anzeigeeinrichtung 474 angezeigt. Bei Beendigung der Protaminanzelge schaltet die Folgesteuerungseinheit auf den Beginn des Programms zurück.

Vor der Operation wird die Maschine am Anfang folgendermaßen eingestellt. Der Schalter 450 wird entweder auf BERECHNEN DURCH MASCHINE oder auf EXTERNES PROGRAMM geschaltet, je nach den körperlichen Parametern des Patienten. Der Schalter 460 wird auf NEUTRALISIEREN und der Schalter 466 wird auf SUMMIEREN eingestellt. Wie oben erläutert, berechnet die Folgesteuerungs einheit 352 dann das Blutvolumen und zeigt es in der Anzeigeeinrichtung 464 an. Außerdem berechnet sie die Menge an dem Blut des Patienten zuzusetzendem Heparin zur Heparinisierung des Patienten und zeigt diese Menge in der Anzeigeeinrichtung 470 an.

Während der Operation werden erfindungsgemäß folgende Parameter eingestellt. Der Haltewertschalter 468 wird auf den oben in der Betriebsart SUMMIEREN berechneten Wert für die Heparinisierung des Patienten eingestellt. Der Schalter wird, wie oben angegeben, eingestellt und benutzt dieselben Parameter für Größe, Gewicht, Geschlecht und Blutvolumen. Der entsprechende Schalter wird auf ANALYSIEREN eingestellt und das PUMPVOLUMEN des extrakorporalen Kreislaufes wird in die Schalter 462 eingegeben. Der Schalter 466 wird in die

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Stellung HALTEN gebracht. Die Maschine berechnet und zeigt das Blutvolumen 464 an sowie die Menge an Heparin 470, die zum Korrigieren des Halbwertszeitabfalls erforderlich ist, oder die Menge an Protamin 474, die erforderlich ist, um jeglichem Überschuß an Heparin über dem Haltewert entgegenzuwirken.

Nach der Operation wird zum vollständigen Neutralisieren des Heparins in dem Patienten oder später in dem Rückfallzustand der Schalter 450 wie zuvor gehalten. Der Schalter 460 wird in die Stellung NEUTRALISIEREN gebracht und der Schalter 466 wird auf SUMMIEREN eingestellt. Die Folgesteuerung einheit 352 zeigt das neue Blutvolumen 464 und die Menge an Protamin 474 an, die zuzusetzen ist, um die in dem Blut gemessene Menge an Heparin 470 zu neutralisieren.

Bei der bevorzugten Ausführungsform werden zwar eine in verdrahteter Logik ausgeführte Matrix und ein Rechnerchip benutzt, es ist jedoch klar, daß darunter keine Einschränkung der Erfindung zu verstehen ist. Tatsächlich kann bei der Erfindung jede Anzahl von herkömmlichen Steueranordnungen einschließlich einer Mikroprozessorsteuerung benutzt werden. Darüberhlnaus sind die tatsächlichen mathematischen Beziehungen zum Bestimmen der Menge an Antikoagulans und an dem Zusatz, die einzuspritzen sind, nicht dargelegt worden. Diese mathematischen Beziehungen werden quantitativ aus der Untersuchung der Reaktionen bei Klassen von gleichen Patienten ermittelt. Solche Beziehungen sind deshalb verfeinerbar und von der Art des verwendeten Mittels abhängig. Das System nach der Erfindung kann

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an die Verwendung jeder verfeinerten Steuerungsbeziehung angepaßt werden.

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ι Leer

Claims

Patentansprüche :

.) System zum Bestimmen der Gerinnungszeit von Blut und dessen Komponenten, gekennzeichnet durch einen Zeitgeber, durch Einrichtungen, die das Blut aufnehmen und den Eintritt der Gerinnung des Blutes signalisieren, durch Einrichtungen, die mit den Signalisiereinrichtungen in Verbindung stehen und den Zeitgeber starten_#und durch Einrichtungen, die auf ein Signal aus den Signalisiereinrichtungen ansprechen und den Zeitgeber steppen, wobei der gestoppte Zeitgeber die Gesamtzeit angibt, die für die Gerinnung des Blutes verstrichen ist.

2. System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Zeitgeber enthält: einen Oszillator zum Erzeugen einer Reihe von Taktimpulsen, einen Zähler, der auf die Starteinrichtungen, die mit den Signalisiereinrichtungen in Verbindung sind, anspricht, um die Taktimpulse zu zählen, und der außerdem auf ein Signal aus den Stoppeinrichtungen anspricht, um das Zählen der Impulse zu steppen, und eine Anzeigeeinrichtung, die in Zusammenwirkung mit dem Zähler die Gerinnungszeit anzeigt, wenn der Zähler gestoppt ist.

3. System nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Signalisiereinrichtungen enthalten: eine Einrichtung zum Aufnehmendes Blutes, eine Einrichtung, die in betriebsmäßiger Verbindung mit der Aufnahmeeinrichtung ist, um Gas in das Blut einzuleiten, wobei das eingeleitete Gas eine Vielzahl von

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ORIGINAL INSPECTED

- AtT-

27G1515

Blasen hervorruft, die einen Teil des Blutes über die Oberfläche des Blutes transportieren, eine Einrichtung, die mit der Aufnahmeeinrichtung oberhalb der Oberfläche des Blutes verbunden ist und das transportierte Blut nur dann auffängt, wenn die Gerinnung des Blutes erfolgt, wobei die Oberfläche des Blutes sinkt, wenn das transportierte Blut aufgefangen wird, und eine Einrichtung, die auf das Auffangen anspricht und ein Signal erzeugt, das den Eintritt der Gerinnung anzeigt.

4. System nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Einleiteinrichtung enthält: einen Motor; eine Pumpe, die durch den Motor angetrieben wird und für eine konstante Gaszufuhr sorgt; und eine Düse, die Zusammenwirkung mit der Pumpe Gas in das Blut einleitet.

5. System nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Erzeugungseinrichtung enthält: eine Einrichtung, die auf die sinkende Oberfläche des Blutes anspricht und ein elektrisches Signal erzeugt; und eine Einrichtung, die auf dieses Signal anspricht, um es zu dem Zeitgeber weiterzuleiten.

6. System nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Singalerzeugungselnrichtung enthält: eine Lichtquelle, die einen Lichtstrahl durch das Blut hindurch in die Blutaufnahmeeinrichtungen leitet, wobei der Strahl unterhalb der Oberfläche durch das Blut hindurchgeleitet wird; und eine der Lichtquelle gegenüberliegende und den Lichtstrahl auffangende Photozelle

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- 9er-

.3.

zur Erzeugung eines ersten Signals, wenn das Blut aufgrund des Auffangens unter den Strahlengang des Lichtes sinkt.

7. System nach einem der Ansprüche 3 bis 6, gekennzeichnet durch eine Einrichtung zum Aktivieren der Erzeugungseinrichtung nach einer vorbestimmten Zeit, so daß die Blasen in der Lage sind, sich vollständig oberhalb der Oberfläche des Blutes auszubilden«

8. System nach Anspruch 3, gekennzeichnet durch eine Einrichtung, die auf das Fehlen eines Gasdurchflusses nach der Verbindung anspricht und ein Warnsignal abgibt.

9. System nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß die ein Warnsignal abgebende Einrichtung enthält: eine Lichtquelle, die einen Lichtstrahl durch die Blasen oberhalb der Oberfläche des Blutes in den Aufnahmeeinrichtungen leitet; eine Photozelle gegenüber der Lichtquelle, die den Lichtstrahl auffängt und ein Signal nur dann erzeugt, wenn oberhalb der Oberfläche des Blutes keine Blasen gebildet werden; und eine Lampe, die auf den Empfang des Signals anspricht und einen Warnzustand anzeigt.

10. System nach Anspruch 8, gekennzeichnet durch eine Einrichtung zum Aktivieren der ein Warnsignal abgebenden Einrichtung nur nach einer vorbestimmten Zeit, so daß die Blasen In der Lage sind, sich oberhalb der Oberfläche des Blutes vollständig auszubilden.

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11· System, Insbesondere nach einem derAnsprüche 1 bis 10, zum Bestimmen der Gerinnungszeit für in der Gerinnung gehemmtes Blut nach der Neutralisierung des Antikoagulans in denn Blut mit einem Zusatz, gekennzeichnet durch: einen Zeitgeber; erste Einrichtungen zum Aufnehmen des Blutes; zweite Einrichtungen zum Aufnehmen des Zusatzes; Einrichtungen, die mit den ersten und den zweiten Aufnahmeeinrichtungen zusammenwirken und Gas sowie den Zusatz in das Blut einleiten, wobei das eingeleitete Gas eine Vielzahl von einen Teil des Blutes transportierenden und sich oberhalb der Oberfläche des Blutes ausbildenden Blasen verursacht; eine Einrichtung, die auf das Einleiten anspricht, um den Zeitgeber zu starten; eine Einrichtung, die mit den Halteeinrichtungen oberhalb der Oberfläche des Blutes verbunden ist, um die Blasen nur dann aufzufangen, wenn die Gerinnung des Blutes erfolgt, und eine Einrichtung, die auf das Auffangen anspricht, um den Zeitgeber zu steppen.

12. System nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß die Stoppeinrichtung enthält:eine Einrichtung, die auf die Oberfläche des sinkenden Blutes anspricht und ein elektrisches Signal erzeugt; und eine Einrichtung, die auf das Signal anspricht und das Signal verstärkt und das verstärkte Signal zu dem Zeitgeber weiterleitet.

13. System nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, daß die Erzeugungseinrichtung enthält: eine Lichtquelle, die einen Lichtstrahl durch das Blut in den Aufnahmeeinrichtungen leitet,

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wobei der Strahl durch das Blut unterhalb von dessen Oberfläche hindurchgeleitet wird; und eine Photozelle, die der Lichtquelle gegenüberliegt und den Lichtstrahl auffangt, um ein erstes Signal zu erzeugen, wenn das Blut aufgrund des Auffangens unter den Strahlengang des Lichtes abfällt.

14. System nach Anspruch 11, gekennzeichnet durch eine Einrichtung, die mit der Erzeugungseinrichtung verbunden ist, um diese nur nach einer vorbestimmten Zeit zu aktivieren, so daß die Blutblasen in der Lage sind, sich oberhalb der Oberfläche des Blutes vollständig auszubilden.

15. System nach Anspruch 11, gekennzeichnet durch eine Einrichtung, die auf das Fehlen «ines Gas durchfluss es nach dem Verbinden anspricht und ein Warnsignal erzeugt.

16. System nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, daß die Erzeugungseinrichtung enthält: eine Lichtquelle, die einen Lichtstrahl durch die Blasen oberhalb der Oberfläche des Blutes in der Aufhahmeeinrichtung leitet; eine Photozelle entgegengesetzt zu der Lichtquelle, die den Lichtstrahl auffängt und ein Signal nur dann erzeugt, wenn oberhalb der Oberfläche des Blutes keine Blasen gebildet werden; eine Lampe, die auf den Empfang des Signals anspricht und einen Warnzustand anzeigt; und eine Einrichtung, die auf das Signal anspricht und dieses Verstärkt und das verstärkte Signal zu der Lampe leitet.

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•C.

17. System nach Anspruch 16, gekennzeichnet durch eine Einrichtung, die mit der Erzeugungseinrichtung verbunden ist und die Erzeugungseinrichtung nur nach einer vorbestimmten Zeitspanne aktiviert, so daß die Blasen in der Lage sind, sich oberhalb der Oberfläche des Blutes vollständig auszubilden.

18· System zum Bestimmen der Gerinnungszeit einer als erster von mehreren gerinnenden Blutprobe, gekennzeichnet durch mehrere Zellen zum Aufnehmen der Blutproben, wobei eine der Blutproben von einer der Zellen aufgenommen wird; durch eine Zelleneinheit zum Aufnehmen der Zellen; durch mehrere Detektoren, die betriebsmäßig die Zelleneinheit erfassen um den Eintritt der Blutgerinnung abzufühlen, wobei einer der Detektoren mit einer der Zellen zusammenwirkt, um die Gerinnung der Blutprobe in der genannten Zelle abzufühlen; durch einen Zeitgeber, durch eine Einrichtung, die auf das Erfassen der Zelleneinheit durch die Detektoren anspricht und den Zeitgeber startet; durch eine Einrichtung, die nur auf den als ersten die Gerinnung der Blutprobe in seiner entsprechenden Zelle abfühlenden Detektor anspricht und den Zeitgeber stoppt, wobei der gestoppte Zeitgeber die verstrichene Gesamtzeit für die Gerinnung der Blutprobe in der genannten Zelle angibt; und durch eine Einrichtung, die auf den gestoppten Zeitgeber anspricht und die betreffende Zelle kennzeichnet·

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19« System nach Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, daß jeder Detektor enthält: eine Einrichtung, die in betriebsmäßigen Kontakt mit der Zelleneinheit bringbar ist, um Gas in die innerhalb der Zelle angeordnete Blutprobe einzuleiten, wobei das eingeleitete Gas eine Vielzahl von einen Teil des Blutes mit sich führenden Blasen verursacht, die sich oberhalb der Oberfläche der Probe ausbilden; durch eine Einrichtung in der Zelle oberhalb der Oberfläche der Blutprobe zum Auffangen des transportierten Blutes in den Blutblasen, wenn die Gerinnung des Blutes erfolgt, wobei die Oberfläche des Blutes sinkt, wenn das Auffangen stattfindet; eine Einrichtung, die auf das Sinken der Oberfläche der Blutprobe anspricht und ein elektrisches Signal erzeugt; und eine Einrichtung, die auf das Signal anspricht und dieses verstärkt und das verstärkte Signal zu der Stoppeinrichtung weiterleitet.

20. System nach Anspruch 19, gekennzeichnet durch eine Einrichtung, die mit jedem der Detektoren verbunden ist und die Detektoren nur nach einer vorbestimmten Zeitspanne aktiviert, so daß die Blasen in der Lage sind, sich oberhalb der Oberfläche vollständig auszubilden.

21. System nach Anspruch 20, gekennzeichnet durch mehrere Gasdurchflußfühler, die in betriebsmäßigen Kontakt mit der Zelleneinheit sind und den Gasdurchfluß abfühlen, wobei einer der Fühler mit einer der Zellen zusammenwirkt, um den Gasdurchfluß in der betreffenden Zelle abzufühlen.

12.5.1977 - «Γ- Anw.akte H 130

.nach Anspruch 1. j

22. System fzum Bestimmen der Menge an Antikoagulans

oder neutralisierendem Zusatz, die *ⁿ das Blut eines Patienten einzuspritzen ist, damit das Antlkoagulans in dem Blut auf einem gewünschten Wert gehalten wird, gekennzeichnet durch eine Einrichtung, die auf mehrere Blutproben anspricht und die Menge des in dem Blut vorhandenen Antikoagulans mißt; und durch eine Einrichtung, die auf die Messung anspricht und die Menge an dem Patienten einzuspritzenden Antikoagulans bestimmt, wenn der gemessene Wert kleiner als der gewünschte Wert 1st, wobei die Bestimmungseinrichtung weiter in der Lage 1st, die Menge an neutralisierendem Zusatz zu bestimmen, die dem Patienten einzuspritzen 1st, wenn der gemessene Wert größer als der gewünschte Wert ist.

23. System nach Anspruch 22 , gekennzeichnet durch eine Einrichtung, die auf eine Bestimmung der Menge des einzuspritzenden Antikoagulans anspricht und die genannte Menge anzeigt, und durch eine Einrichtung, die auf die Bestimmung der Menge des einzuspritzenden Zusatzes anspricht und die genannte Menge anzeigt.

24. System nach Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, daß die Meßeinrichtung enthält: mehrere Zellen, von denen jede eine Blutprobe und eine vorbestimmte Menge des Zusatzes enthält, der in verschiedenen Zellen verschiedene Konzentrationen hat} durch eine erste Einrichtung zum Speichern der Information über die Konzentration des Zusatzes für jede der verschiedenen Zellen in Beziehung zu der Identität der Zelle; durch eine Einrichtung zum Erzeugen eines Signals, wenn in der ersten Zeil· die Gerinnung erfolgt, wobei das Signal eindeutig die Zelle

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kennzeichnet; und durch eine Einrichtung, die auf den Empfang des Signals anspricht und die Zusatzkonzentrationsinformation, die der Zelle entspricht, aus der Speichereinrichtung zu der Abgabeeinrichtung bringt,

25· System nach Anspruch 23, dadurch gekennzeichnet, da β die Speichereinrichtung mehrere Schalter enthält.

26. System nach Anspruch 23, dadurch gekennzeichnet, daß die Bestimmungseinrichtung weiter enthält: eine zweite Einrichtung zum Speichern von Patienteninformation; eine dritte Einrichtung zum Speichern des gewünschten Wertes des Antikoagulans; eine Einrichtung, die auf die Messung anspricht und wahlweise die Information aus der ersten, der zweiten und der dritten Speichereinrichtung ausliest; eine Einrichtung, die auf die Messung anspricht und das wahlweise Auslesen der ersten, zweiten und dritten Speichereinrichtung bewirkt; und eine Einrichtung, die mit der Steuereinrichtung zusammenwirkt und die ausgewählte Information, die aus der ersten, der zweiten und der dritten Speichereinrichtung ausgelesen worden ist, empfängt, um die Menge des einzuspritzenden Antikoagulane oder Zusatzes zu berechnen.

_t nach Anspruch 1 , _,
27. SystemYzum Bestimmen der Menge des Antikoagulans oder des neutralisierenden Zusatzes, die in das Blut eines Patienten einzuspritzen ist, so daß das Antikoagulans in denn Blut auf einem gewünschten Wert gehalten wird, gekennzeichnet durch

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.JO-

mehrere Zellen, von denen jede eine Blutprobe und eine vorbestimmte Menge des Zusatzes enthält, der in verschiedenen Zellen verschiedene Konzentrationen hat; durch eine erste Einrichtung, die auf eine manuelle Eingabe anspricht, um Information zu speichern, wobei die erste Speichereinrichtung die Zusatzkonzentrations werte für jede der vei— schiedenen Zellen in Beziehung zu der Identität der Zelle enthält; durch eine zweite Einrichtung, die auf eine manuelle Eingabe anspricht und eine Information speichert, wobei die zweite Speichereinrichtung eindeutige körperliche Parameter des Patienten enthält; durch eine dritte Einrichtung, die auf eine manuelle Eingabe anspricht und Information speichert, die sich auf den gewünschten Wert des Antikoagulans bezieht; durch eine Einrichtung, die auf das Einführen der Zellen in das System anspricht und ein Signal erzeugt, wenn in der ersten Zelle eine Gerinnung auftritt, wobei das Signal diese Zelle eindeutig identifiziert; durch eine Einrichtung, die auf das Signal anspricht um wahlweise Information aus der ersten, zweiten und dritten Speichereinrichtung auszulesen; durch eine Einrichtung, die auf das Signal anspricht und das selektive Auslesen der ersten, zweiten und dritten Steuereinrichtung steuert; und durch eine Einrichtung, die mit der Steuereinrichtung zusammenwirkt und die ausgewählte Information, die aus der ersten, zweiten und dritten Speichereinrichtung ausgelesen worden ist, empfangt, um die Menge an Antikoagulans zu berechnen, die dem Patienten einzuspritzen ist, wenn der gemessene Wert kleiner als der gewünschte Wert ist, und um die Menge an neutralisierendem Zusatz zu berechne, die denn Patienten einzuspritzen ist, wenn der gemessene Wert größer

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als der gewünschte Wert ist.

28· System nach Anspruch 27, gekennzeichnet durch eine Einrichtung, die auf eine Berechnung der Menge des einzuspritzenden Antikoagulans anspricht und diese Menge anzeigt; und durch eine Einrichtung, die auf eine Berechnung der Menge des einzuspritzenden Zusatzes anspricht und diese Menge anzeigt.

29. System nach Anspruch 27, dadurch gekennzeichnet, daß die Berechnungseinrichtung weiter eine Einrichtung enthält, die auf die wahlweise ausgelesene Patienteninformation anspricht und den gewünschten Wert des Antikoagulans bestimmt.

30. System nach Anspruch 29, gekennzeichnet durch eine Einrichtung, die auf die Bestimmung der Menge des gewünschten Wertes anspricht und diese Menge anzeigt.

31. System nach Anspruch 27, gekennzeichnet durch eine Einrichtung, die auf das Einführen und auf das Signal anspricht und die verstrichene Zeit für die Gerinnung des Blutes in der Zelle bestimmt.

32. System nach Anspruch 31, gekennzeichnet durch eine Einrichtung, die auf die verstrichene Zelt anspricht und die Menge anzeigt.

33. System nach Anspruch 27, dadurch gekennzeichnet, daß die Berechnungseinrichtung eine Einrichtung enthalt, die auf die wahlweise ausgelesene Patienteninformation anspricht und

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NACHGERglCHTj

27015i§

das Blutvolumen des Patienten bestimmt.

34. System nach Anspruch 33, gekennzeichnet durch eine Einrichtung, die auf die Blutvolumenbestimmung anspricht und die genannte Menge anzeigt.

35. System nach Anspruch 27, dadurch gekennzeichnet, daß die zweite Speichereinrichtung enthält: eine Einrichtung zum Eingeben und Speichern der Größe des Patienten; eine Einrichtung zum Eingeben und Speichern des Gewichtes des Patienten; eine Einrichtung zum Eingeben und Speichern des Geschlechts des Patienten; und eine Einrichtung zum Eingeben und Speichern des Pumpvolumens des Patienten in dem Fall, daß der Patient an einen extrakorporalen Kreislauf angeschlossen ist.

36. System nach Anspruch 27, gekennzeichnet durch eine Einrichtung, die auf das Signal anspricht und die Identität der Zelle anzeigt.

37. Verfahren zum Bestimmen der Gerinnungszeit von Blut und dessen Komponenten und der Menge an Antikoagulans oder an neutralisierendem Zusatz, die in das Blut eines Patienten

einzuspritzen ist, damit das Blut auf einem gewünschten Wert des Antikoagulans gehalten wird, gekennzeichnet durch folgende Schritte: Entnehmen von Blutproben des Patienten; Vermischen vorbestimmter Mengen mit veränderlichen Konzentrationen des neutralisierenden Zusatzes mit jeder der Proben; Speichern der Konzentrationsinformation des Zusatzes tn bezug auf die Identität jeder Probe;

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'41 .

Signalisieren der Identität der Probe, die als erste gerinnt; Auslesen der gespeicherten Konzentrationsinformation für die als erste gerinnende Probe auf das Identitätssignal hin; Bestimmen der Menge des Antikoagulans mit dem Blut in Abhängigkeit von der Auslesung der Konzentrationsinformation des Zusatzes innerhalb der als erste gerinnenden Probe, und

Bestimmen der Menge des einzuspritzenden gewünschten Antikoagulans in Abhängigkeit von der Bestimmung der Menge an bereits in dem Blut enthaltenen Antikoagulans.

38. Verfahren nach Anspruch 37, gekennzeichnet durch folgende weitere Schritte:

Einleiten von Gas in jede Probe auf das Vermischen des Zusatzes mit der Probe hin, und

Anzeigen der verstrichenen Zeit für die Gerinnung auf das Identitätssignal hin.

39. Verfahren nach Anspruch 37, dadurch gekennzeichnet, daß der Schritt des Signalisierens folgende Schritte umfaßt: Einleiten von Gas in jede Probe auf das Vermischen des Zusatzes mit der Probe hin,

Auffangen des durch die Blasen transportierten Blutes, die durch das eingeleitete Gas oberhalb der Oberfläche der Probe gebildet werden, nur dann, wenn das Blut gerinnt, und Erzeugen eines Signals auf das Auffangen des transportierten geronnenen Blutes hin.

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40. Verfahren nach Anspruch 37, dadurch gekennzeichnet, daß der Schritt des Bestimmens der Menge an Antikoagulans folgende Schritte umfaßt:

Speichern der Information, die sich auf die körperlichen Daten des Patienten bezieht;

Speichern des Blutvolumens des Patienten, das auf der gespeicherten Patienteninformation basiert; Anzeigen des Blutvolumens des Patienten auf die Blutvolumenbestimmung hin; und

Berechnen der Menge an Antkoagulans, die einzuspritzen ist, um den gewünschten Antikoagulans wert aufrechtzuerhalten, in Abhängigkeit von der Menge an Antikoagulans in dem Blut und dem Blutvolumen des Patienten.

41. Verfahren nach Anspruch 37, dadurch gekennzeichnet, daß der Schritt des Bestimmens der Menge an Antikoagulans folgende Schritte umfaßt;

Speichern der Information, die sich auf das Blutvolumen des Patienten bezieht,

Bestimmen des Blutvolumens des Patienten, das auf der vorgenannten gespeicherten Information basiert, Anzeigen des Blutvolumens des Patienten auf die Blutvolumenbestimmung hin, und

Berechnen der Menge an Antikoagulans, die einzuspritzen ist, um den gewünschten Antikoagulanswert in Abhängigkeit von der Menge an Antikoagulans in dem Blut und denn Blutvolumen des Patienten aufrechtzuerhalten.

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