DE2740062C3

DE2740062C3 - Hämodialysegerät

Info

Publication number: DE2740062C3
Application number: DE2740062A
Authority: DE
Inventors: James Thomas Bellevue Wash. Hutchinsson (V.St.A.)
Original assignee: Hoechst AG
Current assignee: Hoechst AG
Priority date: 1976-09-07
Filing date: 1977-09-06
Publication date: 1980-02-14
Also published as: FR2363333A1; DE2740062A1; BR7705935A; CA1119971A; FR2363333B1; IT1219981B; DE2740062B2; IN147809B; GB1591205A; JPS5334396A

Description

Die Erfindung betrifft ein Hämodialysegerät mit einer Dialyseeinheit, in der Abfallstoffe enthaltendes Blut und eine Dialysatlösung in Stoffaustausch miteinander bringbar sind, einer Einrichtung zur Zufuhr von Abfallstoffe enthaltendem Blut vom Patienten zur

Dialyseeinheit, einer Einrichtung zur Rückführung von an Abfallstoffen verarmtem Blut zum Patienten, einer Einrichtung zur Beschickung der Dialyseeinheit mit Dialysatlösung sowie einer Einrichtung zum Abführen von mit Abfallstoffen angereicherter Dialysatlösung von der Dialyseeinheit, die zusammen mit der Einrichtung zur Zufuhr von Dialysatlösung einen Dialysatstromkreis bildet, dem eine Heizeinrichtung mit rohrförmigem Kanal zum Erwärmen der Dialysatlösung, eine stromab von der Heizeinrichtung angeordnete remperaturregeleinrichtung zur Einstellung und zur Konstanthaltung der Temperatur der Dialysatlösung mittels der Heizeinrichtung sowie eine Überwachungsanordnung mit einem Blutleckdetektor, einem Leitfähigkeitsmesser und einem Temperaturmesser für die Dialysatlösung zugeordnet sind.

Ein derartiges Gerät ist aus »Medizinal-Markt/ Acta Medicotechnica«, 23. Jahrgang, Nummer 11 1975, Seite 208 bis 212 bekannt.

Hämodialysegeräte werden seit einer Reihe von Jahren bei der Behandlung von Nierenkrankheiten und Nierenversagen eingesetzt; sie erwiesen sich als in hohem Maße wirksam zur Durchführung der Funktion einer künstlichen Niere im Falle von Patienten, deren natürliche Nierenfunktion beeinträchtigt ist. Im Betrieb eines Hämodialysegerätes wird Blut, das Abfallstoffe, beispielsweise Harnstoff, Kreatinin, überschüssige elektrolytische Salze und Wasser, enthält, aus dem Körper abgezogen und über eine Dialyseeinheit in unmittelbarem Stoffaustausch mit einer wäßrigen Dialysatlösung geleitet. Die Dialyseeinheit ksnn auf unterschiedliche konventionelle Weise aufgebaut sein und ein Stoffaustauschorgan, beispielsweise eine elastomere Membran mit ausgedehnter Oberfläche oder ein Hohlfaserbündel aufweisen, über das die Abfallstoffe durch einen Konzentrationsgradienten (gelöste Verunreinigungen) oder durch osmotischen Druck (Wasser) von dem Blut in die Dialysatlösung überführt werden. Von der Dialyseeinheit wird das an Verunreinigungen verarmte Blut zum Körper des Patienten zurückgeführt. Die mit Verunreinigungen angereicherte Dialysatlösung wird entweder endgültig beseitigt oder, beispielsweise mittels einer Sorptionseinrichtung, regeneriert, um die verunreinigenden Abfallstoffe zu beseitigen. Die gereinigte Dialysatlösung kann dann zu der Dialyseeinheit zurückgeleitet werden, um erneut für einen Stoffübergang von dem Blut in die Lösung zu sorgen.

Obwohl als künstliche Nieren benutzte Hämodialysegeräte in großem Umfang eingesetzt werden und effektiv sind, sind die meisten der bis jetzt entwickelten Systeme kostspielig, platzraubend und schwer. Sie wurden daher bisher in erster Linie in Nierenbehandlungsstationen von Krankenhäusern und in Satellitendialysezentren verwendet. Die geographisch feste Lage solcher Hämodialysestationen schränkt die Mobilität von Patienten, die einer Dialysebehandlung bedürfen, wesentlich ein. Patienten, die in spärlich bevölkerten Gebieten, von dem Behandluiigszentrum weit entfernt, wohnen, müssen hohe Reisekosten und viel Zeit aufwenden. Auf Grund der weiteren Verbreitung von Nierenkrankheiten und -funktionsstörungen beeinträchtigen die vorgenannten Probleme einen erheblichen Teil der Bevölkerung. Beispielsweise wird derzeit allein in den Vereinigten Staaten von Amerika eine Hämodialyse zur Erhaltung und zum Schutz des Lebens von nahezu 24 000 Patienten durchgeführt. Eine der größten Einschränkungen der mit einer dialytischen Behandlung verbundenen Lebensweise, die diese Patienten auf sich nehmen müssen, ist eine erzwungene Änderung des Lebensstils dadurch, daß ein Anschluß an ein Hämodialysegerät zwei- oder dreimal wöchentlich notwendig wird.

In dem Bemühen, die Probleme der geographischen Beschränkung von einzelnen Hämodialysepatienten zu erleichtern, wurden innerhalb und außerhalb der Vereinigten Staaten durch Patientenvereinigungen

ι« Patientengruppenreisen zu Gebieten organisiert, die von Dialysezentren bedient werden. Häufig sind jedoch örtliche Dialysezentren bis zu ihrer vollen Kapazität ausgefüllt, so daß keine Gastpatienten aufgenommen werden können. Auswärtige Dialysezentren '■> können auch übermäßig kostspielig oder für Touristen oder Besuchspatienten generell geschlossen sein.

Patienten, die Hepatitisträger sind, d. h. deren Blut antigen positiv für das australische Antigen ist, sind mit besonderen Problemen konfrontiert, da sie in der

in Regel von allen Zentren ausgeschlossen sind und daher nicht reisen können. Ein solcher Ausschluß ist auf die potentielle Kreuzkontamination von anderen Patienten durch Virenrückstände in dem Dialysatstromkreis des Hämodialysegeräts zurückzuführen, nach-

2ί dem das Gerät durch einen Hepatitisträger benutzt wurde. Entsprechend der üblichen Praxis wird der Patient mit der Dialyseeinheit unter Bildung eines geschlossenen Strömungskreises über Anschlußstücke aus flexiblem Schlauch verbunden, die ihrerseits an

so einen arteriovenösen Shunt oder an eine Fistel angeschlossen sind, die am Patienten angebracht sind. Weil der Shunt, die blutführenden Verbindungsschläuche und die Dialyseeinheit selbst in der Regel als Wegwerfeinheiten ausgebildet sind (»Medizinische KIi-

J-. nik« f>5 (1970), Nr. 15 Seite 735 bis Seite 737), oder ohne übermäßige Schwierigkeiten für einen erneuten Gebrauch sterilisiert werden können, bietet die Behandlung von Blut, das Hepatitisviren enthält, mittels einer solchen Vorrichtung keine besonderen Schwie-

4(i rigkeiten. Während der Dialyse können jedoch derartige Virenverunreinigungen durch Diffusion durch die Stoffaustauschfläche, d. h. die Dialysemembran, hindurch von dem infizierten Blut zu der Dialysatlösung gelangen, die durch das Dialysegerät hindurchfließt.

Vi Der oben erläuterte Eintritt von Verunreinigungen in den Dialysatlösungsstromkreis während der Behandlung führt zu potentiellen Gesundheitsrisiken, die nicht auf den Blutstromkreis beschränkt sind. Dies ist darauf zurückzuführen, daß der Dialysatlösungs-

-)0 Stromkreis, anders als der Blutstromkreis, weder in seiner Gesamtheit als Wegwerfeinheit ausgebildet werden kann, noch sich leicht für eine vollständige Sterilisation eignet. Verschiedene physikalische Eigenschaften der Dialysatlösung innerhalb des Dialy-

5^r> sesystems sind während der Behandlung extrem kritisch. Daher wird in der Regel (vergleiche z. B. »Medizinal-Markt/Acta Medicotechnica«, 23. Jahrgang, Nr. 7/1975, Seite 208 bis 212) im Dialysatlösungsstromkreis eine Reihe von Verarbeitungs-,

bo Überwachungs-, Einstell- und Regelfunktionen vorgesehen, um die Effektivität des Dialysevorgangs sicherzustellen und den Patienten damit auch gleichzeitig zu schützen. Beispielsweise sind im allgemeinen HeLr- und Temperaturregeleinrichtungen im Dialyb5 satlösungsstromkreis vorhanden, um die Temperatur der darin befindlichen Dialysatlösung auf einem geeigneten Wert, beispielsweise 37,7° C bis 37,8° C, zu halten und auf diese Weise ein unerwünschtes Erwär-

men oder Abkühlen des Blutes durch Wärmeaustausch mit der Dialysatlösung zu unterbinden sowie eine Hämolyse zu vermeiden. Außerdem wird für gewöhnlich die Leitfähigkeit der Dialysatlösung überwacht, um sicherzustellen, daß die Lösung den richtigen Salzgehalt und geeignete elektrolytische Eigenschaften hat. Entsprechende Vorkehrungen sind getroffen, damit nicht lebensnotwendige Komponenten des Bluts durch Ionendiffusion über die Stoffaustauschflächen des Dialysegerätes an die Dialysatlösung verlorengehen. Des weiteren sind in der Regel mit dem Dialysatlösungsstromkreis Blutleckdetektoren gekoppelt, um zu gewährleisten, daß lediglich ein indirekter Stoffaustausch, d. h. ein auf Diffusion und Osmose zurückzuführender Übergang von Stoffen über die Membran des Dialysegerätes, erfolgt, und daß sich die betreffenden Fluide im Dialysegerät nicht unmittelbar mischen.

Auf Grund der Notwendigkeit, die oben erläuterten Überwachungs- und Ausrüstungseinrichtungen im Dialysatlösungsstromkreis vorzusehen, läßt sich dieser Stromkreis nicht als Wegwerfeinheit ausbilden, wie dies im Falle des Blutstromkreises möglich ist. Außerdem sind derartige Dialysatlösungsstromkreise schwierig wirkungsvoll zu sterilisieren, weil die empfindlichen Überwachungs- und Regelkomponenten, die mit dem Kreis gekoppelt sind, durch chemische Sterilisationsmittel oder mit erhöhter Temperatur arbeitende Sterilisationsmaßnahmen leicht beschädigt werden. Infolgedessen sind die Probleme, die bei einer Dialysebehandlung mit einer potentiellen Kreuzkontamination auf Grund einer Benutzung des Systems durch mehrere Patienten verbunden sind, von erheblichem Ausmaß; sie wurden bisher nicht in zufriedenstellender Weise ausgeräumt.

Aus »Medizinische Klinik« 65 (1970), Nummer 15, Seite 735 bis 737 sind zwar zum Einmalgebrauch bestimmte Dialyseeinheiten aus Kunststoffplattenpaaren mit eingeschlossenen Membranfolien bekannt. Weil solche Dialyseeinheiten aber bisher in Geräte eingesetzt werden, die mit dem Dialysatstromkreis zugeordneten, fest installierten Heiz- und Überwachungseinrichtungen ausgestattet sind, kann es über diese Einrichtungen nach wie vor zur Übertragung von Erregern kommen.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein kompaktes, leicht transportables Hämodialysegerät von geringem Gewicht zu schaffen, mit dem Kreuzkontaminationsprobleme, die auf Grund von Benutzung des Gerätes durch mehrere Patienten entstehen, leicht ausgeräumt werden können.

Diese Aufgabe wird bei einem Hämodialysegerät der eingangs genannten Art erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß die Heizeinrichtung, die Temperaturregeleinrichtung und die Überwachungsanordnung zu einer auswechselbaren Baueinheit zusammengefaßt sind, die eine flache Trägerplatte mit in Abstand voneinander liegenden Ein- und Auslaßöffnungen für die Dialysatlösung und diesen Öffnungen zugeordneten, auf der Oberseite der Trägerplatte sitzenden Kupplungsgliedern zur lösbaren Verbindung der Baueinheit mit Schlauchsegmenten des Dialysatstromkreises aufweist, daß an der Unterseite der Trägerplatte die Heizeinrichtung, die Temperaturregeleinrichtung und die Überwachungsanordnung montiert sind, daß der rohrförmige Kanal der Heizeinrichtung mit seinem Einlaßende an die Einlaßöffnung der Trägerplatte sowie mit seinem Auslaßende an den Einlaß eines Strö

mungskanals der Überwachungsanordnung angeschlossen ist sowie daß der Auslaß des Strömungskanals mit der Auslaßöffnung der Trägerplatte verbunden ist.

Dieser Geräteaufbau erlaubt es, die im Hinblick auf eine wirkungsvolle Sterilisation problematischen Geräteteile auf jeden Patienten getrennt vorzusehen und bei Benutzung des Hämodialysegeräts durch mehrere Patienten als Baueinheit einfach und rasch auszuwechseln. Eine Kreuzkontamination läßt sich damit bei vertretbarem Kostenaufwand sicher ausschließen. Das Gerät bleibt insgesamt leicht und kompakt.

Zu einer kompakten Geräteausbildung trägt bei, wenn in weiterer Ausgestaltung der Erfindung die Temperaturregeleinrichtung ein in dem Strömungskanal der Überwachungsanordnung sitzendes Temperaturmeßglied aufweist und wenn die Heizeinrichtung mit einem um den rohrförmigen Kanal herumgewickelten isolierten Widerstandsheizband versehen ist.

Ensprechend Weiterbildungen der Erfindung sind dem Temperaturmesser der Überwachungsanordnung und dem Leitfähigkeitsmesser über Signal-Übertragungseinrichtungen angekoppelte optische Anzeigeeinrichtungen zugeordnet und ist an die Signalübertragungseinrichtungen für den Temperatur und den Leitfähigkeitsmeßwert eine akustische Alarmeinrichtung angekoppelt.

In weiterer Ausgestaltung der Erfindung ist die Einrichtung zur Zufuhr von Abfallstoffe enthaltendem Blut zur Dialyseeinheit mit einer peristaltischen Pumpe mit einem drehbaren Pumpenkopf versehen, der ein um eine feste Achse drehbares Basisteil aufweist, auf dem mehrere in Umfangsrichtung verteilt angeordnete Rollen um zu der festen Achse des Basisteils parallele Achsen voneinander unabhängig drehbar gelagert sind; dabei ist um den Pumpenkopf ein flexibles Schlauchstück herumgelegt, dessen Enden in einer Spannvorrichtung festgelegt sind und das gleichzeitig mit mindestens jeweils zwei der Rollen unter Zusammendrücken und mindestens seinem teilweise Verschluß an den betreffenden Berührungsstellen in Eingriff gehalten ist. Dadurch können mit Hilfe von einfachen, raumsparenden Mitteln schnell pulsierende, intensive Blutströme durch die Dialyseeinheit hindurchgetrieben werden. In der Dialyseeinheit wird ein besonders niedriger Stoffaustauschwiderstand erzielt.

Gemäß einer Weiterbildung der Erfindung ist dafür gesorgt, daß die peristaltische Pumpe drei auf dem ßasisteü montierte Roiien aufweist, die jeweils einen Durchmesser zwischen 6,35 und 19,05 mm haben und in Umfangsrichtung in einem gegenseitigen Abstand von 120° angeordnet sind, daß der Radialabstand zwischen der Rollenachse und der festen Achse des Basisteils 12,5 mm bis 32 mm beträgt, daß das flexible Schlauchstück eine Länge zwischen 152 mm und 171 mm, eine Wandstärke zwischen 0,76 mm und 2.54 mm sowie einen Innendurchmesser zwischen 4,75 und 6,35 mm hat und daß der Pumpenkopf mit einem eine Drehzahl im Bereich von 50 bis 400 U/min aufweisenden Antrieb gekoppelt ist. Eine solche Blutpumpe vermeidet weitgehendst eine Hämolyse.

Die angestrebte Kompaktheit und eine leichte Transportierbarkeit des Gerätes werden weiter dadurch gefördert, daß die Einrichtung zur Beschickung der Dialyseeinheit mit Dialysatlösung einen Dialysat-

lösungsvorratsbehälter aus einem flexiblen kolabierfähigen Material mit einem Volumen zwischen 10 und 30 I aufweist und daß die auswechselbare Baueinheit in einem Gehäuse montiert ist.

Ein besonders einfacher Aufbau wird erhalten, wenn in weiterer Ausgestaltung der Erfindung im Dialysatstromkreis gleichfalls eine mit einem flexiblen Schlauchstück in Eingriff stehende peristaltische Pumpe angeordnet ist, die mit der im Blutstromkreis liegenden peristaltischen Pumpe zu einer Doppelpumpe mit zwei drehbaren Pumpenköpfen zusammengefaßt ist.

Die Erfindung ist im folgenden an Hand eines bevorzugten Ausführungsbeispiels näher erläutert. Es zeigt

Hg. 1 eine blockdarsteüungeines Hämodiaiysegerätes,

Fig. 2 eine Draufsicht auf das kompakte, tragbare Hämodialysegerät, das in einem kofferförmigen Gehäuse untergebracht ist,

Fig. 3 eine Draufsicht auf die peristaltische Blutpumpe des Hämodialysegerätes nach Fig. 2,

Fig. 4 eine perspektivische Ansicht der bei dem Gerät nach Fig. 2 verwendeten peristaltischen Blutpumpe,

Fig. 5 eine Ansicht der die Heizeinrichtung, die Temperaturregeleinrichtung und die Überwachungsanordnung umfassenden auswechselbaren Baueinheit des Geräts nach Fig. 2, von unten gesehen,

Fig. 6 eine teilweise aufgeschnittene Ansicht eines Teils der bei der Anordnung nach Fig. 5 vorgesehenen rohrförmigen Heizeinrichtung,

Fig. 7 in Seitenansicht einen Aufriß eines Hämodialysegerätes der in Fig. 2 veranschaulichten Art, und

F i g. 8 ein schematisches elektrisches Schaltbild der Baueinheit nach Fig. 5.

Fig. 1 zeigt ein vereinfachtes schematisches Blockdiagramm eines Hämodialysegeräts. Bei Verwendung dieses Gerätes wird der Patient 10 in einen geschlossenen Blutstromkreis eingefügt, der von Schlauchoder Rohrstücken Ii, 13 und 15 sowie einer Dialyseeinheit 14 gebildet wird, die in beliebiger Weise, beispielsweise als Parallelplattengerät oder Gerät mit Hohlfaserbündel, aufgebaut sein kann. Verunreinigende Abfallstoffe enthaltendes Blut wird vom Patienten, beispielsweise über eine arterielle Fistel, Kanüle oder einen Shunt (nicht gezeigt) abgezogen und über das Schlauchstück 11 einer peristaltischen Pumpe 12 zugeführt, die stromaufwärts von der Dialyseeinheit 14 sitzt. Mittels der Pumpe 12 wird das Blut durch den Blutstromkreis hindurchgetrieben. Die Arbeitsgeschwindigkeit der peristaltischen Pumpe wird über einen mit der Pumpe gekoppelten Motordrehzahlregler 35 geregelt, um innerhalb des Blutstromkreises die erforderliche Blutdurchflußmenge von beispielsweise ungefähr 200 ml/min zu erhalten.

Nach Durchlaufen der Pumpe 12 wird das Blut über das Schlauchstück 13 durch die Dialyseeinheit 14 hindurchgeleitet, wobei es in indirekten Stoffaustausch mit der Dialysatlösung gebracht wird, die in die Dialyseeinheit über eine Leitung 21 einströmt. Die Dialyseeinheit kann als Parallelstrom-Hohlfasergerät aufgebaut sein und ein Bündel von Hohlfasern aufweisen, durch die das verunreinigende Abfallstoffe enthaltende Blut im Gegenstrom mit der Dialysatlösung hindurchgeleitet wird, die entlang der Außenflächen der Hohlfasern durch das Faserbündel fließt. An Ab-

fallstoffen verarmtes Blut wird von der Dialyseeinheit über das Schlauchstück 15 zum Patienten zurückgeführt. Dem Schlauchstück 15 ist ein Drucküberwachungsgerät 16', beispielsweise ein anaeroides Manometer, zugeordnet, das den Druck des zurückgeleiteten Blutes anzeigt, so daß der Patient oder eine Wartungsperson die Drehzahl der Blutpumpe einstellen kann, wenn der venöse Blutdruck im Blutstromkreis auf Werte ansteigt oder abfällt, die außerhalb der tolerierbaren Grenzwerte liegen.

Die mit Abfallstoffen angereicherte Dialyatlösung verläßt die Dialyseeinheit über eine Leitung 23 und gelangt zu einer peristaltischen Pumpe 24, die die Dialysatlösung durch den Dialysatstromkreis mit aus-

ii reichender Durchflußmenge hindurchbewegt, um für einen wirkungsvollen übergang von Abfallstoffen aus dem Blut in die Dialysatlösung innerhalb der Dialyseeinheit zu sorgen. Die Durchflußmenge der Dialysatlösung kann beispielsweise ungefähr 500 ml/min

2» betragen. Die peristaltisch weitergepumpte Dialysatlösung gelangt in eine Leitung 25, über die sie zu einem Adsorberfilter 26 geführt wird. Bei dem Adsorberfilter 26 kann es sich um einen Behälter mit 200 bis 300 g granulärer Aktivholzkohle handeln, der

2') stromab von der Dialyseeinheit in dem Dialysatlösungsstromkreis liegt, um Verunreinigungen aus der mit Verunreinigungen angereicherten Dialysatlösung zu entfernen, die die Dialyseeinheit verläßt. Die Dialysatlösung wird auf diese Weise teilweise regeneriert, bevor sie über eine Leitung 27 zu einem Vorratsbehälter 16 für die Dialysatlösung gelangt. Der Vorratsbehälter 16 nimmt ein geeignetes Volumen an Lösung für den gesamten Dialysevorgang oder für einen Teil desselben auf. Ist das Hämodialysegerät in der im folgenden näher erläuterten Weise zu Transportzwecken in einem kleinen, kompakten, leichten Gehäuse untergebracht, kann der Dialysatlösungsvorratsbehälter zweckmäßigerweise aus einem flexiblen Material, wie Polyäthylen, mit einem Volumen zwischen 10 und 30 1 bestehen.

Aus dem Vorratsbehälter 16 wird die Dialysatlösung über ein Schlauchsegment 17 entnommen und einem Heizgerät 18 zugeführt, innerhalb dessen die Dialysatlösung, falls erforderlich, auf ungefähr 36,7° C bis 37,8° C erwärmt wird. Die Erwärmung erfolgt, um ein unerwünschtes Erwärmen oder Kühlen des Blutes durch Wärmeaustausch mit der Dialysatlösung zu verhindern; eine Hämolyse soll ausgeschlossen werden. Warme Dialysatlösung strömt von dem Heizgerät 18 über eine Leitung 19 zu einem Dialysatlösungsüberwachungsgerät 20.

In dem Überwachungsgerät befindet sich eine Einrichtung zum Erfassen der Temperatur der Dialysatlösung, der eine Einrichtung zugeordnet ist, die den Dialysatlösungs-Temperaturmeßwert in ein elektrisches Signal umsetzt. Dieses Temperaturmeßsignal gelangt über Signalleitungen 38a und 40 zu einer Temperaturregelschaltung 28, die das Temperaturmeßsignal mit einem Sollwert vergleicht und dement-

bo sprechend ein Regelsignal erzeugt, das über eine Regelsignalübertragungseinrichtung 49 zu dem Heizgerät 18 geht. Dadurch wird für eine Wärmezufuhr gesorgt, die die Temperatur auf dem Sollwert hält. Das Erwärmen der Dialysatlösung durch das Heizge-

b5 rät wird also in Abhängigkeit von der Temperaturerfassung im Überwachungsgerät 20 so eingestellt, daß ein vorbestimmter Dialysatlösungstemperaturwert aufrechterhalten wird.

Ein weiteres Temperaturmeßsignal geht über eine Leitung 38 zu einem Verstärker 29, wo es verstärkt wird. Das verstärkte Temperaturmeßsignal wird dann über eine Signalübertragungsleitung 41 einer optischen Temperaturanzeigeeinrichtung 30 zugeleitet, die über die Signalübertragungsleitung mit der Temperaturmeßeinrichtung verbunden ist, um die erfaßte Dialysatlösungstemperatur anzuzeigen. Dies erlaubt es dem Benutzer oder dem Aufsichtspersonal, geeignete Schritte zu unternehmen, insbesondere das Dialysegerät abzuschalten, falls die Temperaturregelschaltung 28 oder das Heizgerät 18 fehlerhaft funktioniert oder ausfällt.

In dem Überwachungsgerät 20 befindet sich ferner eine Einrichtung zum Erfassen der Leitfähigkeit der Dialysatiösung, der eine Einrichtung zum Umsetzen des Leitfähigkeitsmeßwerts in ein elektrisches Signal zugeordnet ist. Das Leitfähigkeitsmeßsignal geht dann über eine Signalleitung 42 an einen Verstärker 33. Das verstärkte Leitfähigkeitsmeßsignal wird über eine Signalleitung 43 einer optischen Anzeigeeinrichtung

34 zugeführt. Die Leitfähigkeitsüberwachung ist erwünscht, um zu gewährleisten, daß die Dialysatiösung den richtigen Salzgehalt und geeignete elektrolytische Eigenschaften hat, so daß keine lebenswichtigen Komponenten des Bluts an die Dialysatiösung durch Ionendiffusion über die Stoffaustauschflächen in der Dialyseeinheit verlorengehen.

Mit der Signalübertragungsleitung 41 für den Temperaturmeßwert und mit der Signalübertragungsleitung 43 für den Leitfähigkeitsmeßwert ist eine akustische Alarmeinrichtung 31 über Signalübertragungsleitungen 44 und 45 gekoppelt. Die Alarmeinrichtung 31 gibt einen akustischen Alarm, wenn die erfaßte Dialysatlösungstemperatur oder die Leitfähigkeit der Dialysatiösung einen vorbestimmten Wert überschreiten. Dadurch werden der Benutzer oder eine Überwachungsperson darauf aufmerksam gemacht, daß der eine dieser Dialysatlösungskennwerte oder beide Kennwerte außerhalb der Sollgrenzwerte liegen. Das Maß der Abweichung kann durch einen Blick auf die Anzeigeeinrichtungen 30 und 34 leicht bestimmt werden, um die einzuleitende Korrekturmaßnahme zu bestimmen. Als weitere Sicherheitsmaßnahme kann die akustische Alarmeinrichtung über eine Signalleitung 46 mit dem Motordrehzahlregler

35 gekoppelt sein, der seinerseits über eine Signalleitung 48 mit dem Antrieb der peristaltischen Pumpe 12 verbunden ist, so daß der Motordrehzahlregler 35 durch das übermittelte akustische Alarmsignal ausgeschaltet wird. Dadurch wird die peristaltische Pumpe irr. Blutstromkreis außer Betrieb gesetzt, wenn die Alarmeinrichtung 31 einen akustischen Alarm gibt.

Das Überwachungsgerät 20 weist ferner eine Einrichtung auf, die ein Austreten von Blut in den Dialysatlösungsstrom ermittelt und in ein elektrisches Signal umsetzt. Dieses Signal geht über eine Signalleitung 47 an eine Blutleckdetektorausgangsstuf e 37, die eine optische Anzeige oder eine akustische Alarmeinrichtung aufweisen kann. Die Blutleckdetektoreinrichtung ist vorgesehen, um sicherzustellen, daß nur ein indirekter Stoffaustausch erfolgt, d. h. ein auf Diffusion und Osmose zurückzuführender Übergang von Stoffen über die Dialysatormembran, ohne daß im Dialysegerät unmittelbar ein Fluid in das andere übertritt.

Vom Überwachungsgerät 20 aus gelangt die Dialysatiösung über die Leitung 21 zur Dialyseeinheit 14.

In der Leitung 21 liegen eine Unterdruckstellvorrichtung 22 und eine Unterdrucküberwachungseinrichtung 36. Auf der Dialysatlösungsseite der Membran der Dialyseeinheit wird ein Unterdruck aufrechterhalten, um dem Blut durch Ultrafiltration Wasser zu entziehen. Dieser Unterdruck wird mittels der Stellvorrichtung 22, die beispielsweise als elliptisches Stromventil aufgebaut ist, eingestellt und mittels der Überwachungseinrichtung 36 überwacht, die bei-

i" spielsweise ein anaeroides Manometer ist.

Bei der Anordnung nach Fig. I bilden die Mittel zur Zufuhr und zum Ableiten der Dialysatiösung einen geschlossenen Dialysatstromkreis mit den Leitungsstücken 17,19, 21,23,25 und 27, die die Dialy-

n seeinheit 14 mit dem Vorratsbehälter 16 verbinden, um die Dialysatiösung durch die Dialyseeinheit hindurch umzuwälzen. Auf das Umwälzen von Dialysat in einer geschlossenen Schleife kann bei der veranschaulichten Anordnung einfach auch dadurch ver-

2» ziehtet werden, daß das Adsorberfilter 26 und die Leitung 27 weggelassen werden. Auf diese Weise wird ein Dialysatlösungsstromkreis mit offener Schleife und einmaligem Dialysatdurchlauf erhalten, wobei die Dialysatiösung aus dem Vorratsbehälter 16 entnom-

2^r> men und über das Heizgerät 18 sowie das Überwachungsgerät 20 zur Dialyseeinheit 14 geleitet wird. Von dort gelangt die Dialysatiösung zur Pumpe 24, um das Behandlungssystem über die Leitung 25 zum Ablauf oder zu einer anderen Endverwendungsein-

«I richtung zu verlassen.

Fig. 2 zeigt eine Draufsicht auf ein kompaktes, tragbares Hämodialysegerät, das in einem kofferartigen Gehäuse 50 untergebracht ist. Das Gehäuse weist einen unteren Teil 51 mit einer unteren Frontplatte

Ji 53 und einen oberen Teil 52 mit einer oberen Frontplatte 54 auf. Der untere und der obere Teil sind über Scharniere miteinander verbunden; sie werden über komplementäre Verriegelungsglieder 74 und 75 zusammengehalten. Wenn die Teile zusammengeklappt sind, ist das Gehäuse in hohem Maße kompakt. Es kann beispielsweise 53 cm lang, 30 cm breit und 15 cm hoch sein. Das Gehäuse kann aus einem leichten Werkstoff, beispielsweise Aluminium, gefertigt sein, so daß das Gewicht der Gesamtanordnung aus-

■r> reichend gering bleibt, um das Gerät tragen zu können. Das Gerät kann beispielsweise eine Masse in der Größenordnung von 107,87 N haben.

Das Gerät ist so ausgelegt, daß es mit normaler Netzwechselspannung von beispielsweise 120 oder

^r>ii 220 V arbeiten kann. Die Stromzufuhr erfolgt über ein Netzkabel 55, das in den unteren Gehäuseteil 51 lint^rhiaiN Hgr Front^lstte 53 eintritt Von dem unteren Gehäuseteil wird die Energie für die verschiedenen Übenvachungs- und Anzeigeeinrichtungen auf

y> der rechten Seite der oberen Frontplatte 54 über eine Verbindungsleitung 56 zugeführt, die mit dem Netzkabel 55 über ein unter der unteren Frontplatte 53 " sitzendes Netzgerät verbunden ist, das beispielsweise 240 mA Gleichstrom mit einer Spannung von ± 12 V

b0 liefert. Die Stromzufuhr erfolgt über einen Netzschalter 57, der unterhalb eines Sicherungshalters 58 auf der unteren Frontplatte 53 sitzt und mit dem Netzkabel 55 verbunden ist.

Der Blutstromkreis des Gerätes nach Fig. 2 umfaßt

b5 die Schlauch- oder Rohrstücke 11,13 und 15, die in konventioneller Weise aus einem transparenten Polyvinylchlorid- oder Siliconelastomer gefertigt sein können. Verunreinigende Abfallstoffe enthaltendes Blut

wird dem Patienten beispielsweise über eine arteriovenöse Fistel entnommen. Es gelangt über das arterielle Schlauchstück 11 zu der peristaltischen Blutpumpe 12 sowie über das Schlauchstück 13 zur Dialyseeinheit 14, die eine Membran-Stoffaustausch- "> fläche von ungefähr 1,50 m²hat. In der Dialyseeinheit diffundieren Abfallstoffe, wie Harnstoff, Harnsäure und Kreatinin, vom Blut über die Membran in die Dialysatlösung. Daneben wird dem Blut durch Ultrafiltration Wasser entzogen, indem auf der Dialysatlö- <» sungsseite der Membran ein Unterdruck von bis zu 47 kPa aufrechterhalten wird, wobei der an der Membran herrschende Gesamtunterdruck bis zu 67 kPa betragen kann. Typischerweise werden während der Dialysebehandlung ein bis zwei Liter Wasser beseitigt. i">

Von der Dialyseeinheit 14, die neben dem Gehäuse mittels einer Klemmhalterung 72 abgestützt ist, die mit der äußeren Seitenwand des unteren Gehäuseteils verbunden ist, wird das an Abfallstoffen verarmte Blut über das Schlauchstück IS zum Patienten zurückge- -» führt. Mit dem Schlauchstück 15 steht eine Leitung ISe in Verbindung, die ihrerseits an das venöse Drucküberwachungsgerät 16 angeschlossen ist, das den Druck des zurückgeleiteten Bluts innerhalb eines Druckbereichs von 0 bis 47 kPa überwacht. 2>

Der Dialysatlösungsstromkreis der Anordnung nachFig. 2 umfaßt die Schlauchstücke oder Rohrsegmente 17, 21a, 21 b, 23 und 25, die ebenfalls in konventioneller Weise aus Polyvinylchlorid oder Silicongummi gefertigt sein können. Von dem Dialysat- w lösungsvorratsbehälter, bei dem es sich beispielsweise um einen 21 1 fassenden, zusammenlegbaren Polyäthylenbehälter handeln kann, der im Verlauf einer vier- bis fünfstündigen Dialysebehandlung zweimal zur Zufuhr frischer Lösung ausgetauscht wird, gelangt s > die Dialysatlösung über das Schlauchsegment 17, ein auf einer Tragplatte 59 sitzendes Kupplungsglied 76' und eine Einlaßöffnung 76 der Trägerplatte 59 in eine im folgenden näher erläuterte auswechselbare Baueinheit, w

Die Basisträgerplatte 59 ist mit der unteren Frontplatte 53 im Gehäuse 50 über Schrauben oder Bolzen lösbar verbunden. In der auswechselbaren Baueinheit wird die Dialysatlösung in dein erforderlichen Umfang erwärmt, um eine Temperatur der Lösung von unge- -Ti fähr 37° C aufrechtzuerhalten. Die Temperatur, die Leitfähigkeit und das Übertreten von Blut werden überwacht. Die einen Teil der auswechselbaren Baueinheit bildende Heizeinrichtung für die Dialysatlösung wird über einen Schalter 62 eingeschaltet. Auf >n der Oberseite der Trägerplatte 59 sitzt ein Stellknopf 60, der es erlaubt, die Suntemperatur der Dialysatlösung von Hand einzustellen. Eine oberhalb des Stellknopfes 60 angeordnete Anzeigelampe 61 läßt erkennen, wann die Heizeinrichtung mittels der Tempera- « turregeleinrichtung eingeschaltet wird.

Von der auswechselbaren Baueinheit geht warme Dialysatlösung über die Auslaßöffnung 77 der Trägerplatte 59 und ein auf der Trägerplatte sitzendes Kupplungsglied 77' zum Schlauchsegment 21a. Das t>o Schlauchsegment 21 α steht über eine Leitung 36a mit der Überwachungseinrichtung 36 in Verbindung, um den Unterdruck der Dialysatlösung im Bereich von 0 bis 47 kPa optisch zu überwachen. Vom Schlauchsegment 21a aus strömt die Dialysatlösung über das elliptische Steuerventil 22, das von Hand einstellbar ist, um den Unterdruck der Dialysatlösung in Abhängigkeit von dem Wassergehalt des dialysierten, Abfallstoffe enthaltenden Blutes und dem gewünschten Grad der Wasserabscheidung zu verändern. Das Ventil 22 ist an seiner stromab liegenden Seite mit der Leitung 21b verbunden, über die die Dialysatlösung zur Dialyseeinheit 14 strömt, um dort für einen Stoffübergang der Verunreinigungen aus dem Blut in die Dialysatlösung zu sorgen. Mit Verunreinigungen angereicherte Dialysatlösung verläßt die Dialyseeinheit 14 über die Leitung 23. Sie gelangt zu der Pumpe 24 und von dort über die Leitung 25 zu dem Dialysatvorratsbehälter.

Die Energie für alle Sensoren der auswechselbaren Baueinheit einschließlich der Temperaturregeleinrichtung wird von dem gleichen Gleichstromnetzgerät geliefert, das unter der unteren Frontplatte 53 sitzt und von dem aus Strom über die Verbindungsleitung 56 zu dem elektronischen Überwachungsmodul in der oberen rechten Ecke der oberen Frontplatte 54 geht. Alle Sensoren der von der Dialysatlösung durchströmten auswechselbaren Baueinheit werden im Überwachungsmodul der oberen Frontplatte überwacht und abgelesen. Auf der Frontplatte 54 sitzen Stellknöpfe 64, 65 und 66 für die überwachten Parameter, nämlich Leitfähigkeit, Temperatur und Übertritt von Blut. Die Stellknöpfe 64,65 und 66 erlauben es, zusammen mit auf der oberen Frontplatte sitzenden Testpunkten 78 eine Eichung vorzunehmen. Alarmgrenzwerte für die Temperatur und die Leitfähigkeit sind fest vorgegeben. Der Alarmgrenzwert für den Übertritt von Blut kann eingestellt werden, indem die entsprechende Eicheinstellung des Stellknopfs 65 geändert wird.

Mit der Erfassungseinrichtung für einen Übertritt von Blut sind eine Warniampe 70 und eine akustische Alarmeinrichtung 71 gekoppelt. Optische Anzeigeeinrichtungen 67 und 68 für die Temperatur und die Leitfähigkeit der Dialysatlösung weisen rote Leuchtdioden auf, die hohe (HI) und niedrige (LO) Zustände anzeigen, d. h. Werte, die außerhalb der vorbestimmten Bereichsgrenzen liegen. Eine grüne Leuchtdiode (N) zeigt normale Arbeitsbedingungen an. Die akustische Alarmeinrichtung 71, die in der oben in Verbindung mit Fig. 1 erläuterten Weise mit den Sensoren für Temperatur und Leitfähigkeit der Dialysatlösung verbunden ist, liefert ein 2,2-kHz Signal. Ein Schalter 69 erlaubt es, den akustischen Alarm 71 abzuschalten, während die optischen Alarmeinrichtungen eingeschaltet bleiben. Die Grenzwerte für den Alarm bezüglich der Leitfähigkeit der Dialysatlösung liegen bei einer Abweichung von ± 1 % vom Eichpunkt entsprechend einem Nennwert von 74 S. Die A'arrngrcnzwerte für die Dialysailüsungsternperatur liegen bei einer Abweichung von ± 1,1 ° C vom Eichpunkt entsprechend einem Nennwert von 36,7° C.

Die peristaltische Blutpumpe 12 und die peristaltische Dialysatlösungspumpe 24 sind bei dem Gerät nach Fig. 2 gleich dimensioniert. Die Pumpenköpfe dieser Pumpen werden gesondert über zwei Getriebemotoren angetrieben, bei denen es sich um Nebenschlußgleichstrommotoren handelt. Die Fördermenge der Pumpe 12 wird mittels eines Geschwindigkeitsstellgliedes 63 vorgegeben, über das der Antrieb mit dem Pumpenkopf verbunden ist, um diesen mit einer Drehzahl im Bereich von 50 bis 400 U/min anzutreiben. Dadurch wird für eine pulsierende Bewegung des Blutstroms gesorgt, der von der Pumpe über den Blutstromkreis gefördert wird. Die BlutdurchflußmenEe

wird während der Dialyse auf einem Wert von ungefähr 200 ml/min gehalten. Die Pumpe 24 für die Dialysatlösung ist in gleicher Weise aufgebaut wie die Blutpumpe 12; der ihr zugeordnete Antrieb gestattet es jedoch, den Pumpenkopf mit einer Drehzahl im Bereich von 200 bis 600 U/min zu drehen, wodurch für eine Durchflußmenge der Dialysatlösung von ungefähr 500 ml/inin gesorgt wird. Dabei wird die Dialysatlösung in pulsierendem Strom durch den Dialysatlösungsstromkreis und die Dialyseeinheit hirtdurchgeführt.

Fig. 4 zeigt eine perspektivische Ansicht der bei dem Hämodialysegerät nach Fig. 2 vorgesehenen peristaltischen Blutpumpe 12. Die Pumpe weist einen Pumpenkopf 79 mit einem Basisteil 80 auf, in das Stellschrauben 81 eingesetzt sind, um den Pumpenkopf mit einer drehbaren Welle starr zu verbinden, die mit dem Motorantrieb gekuppelt ist. Das Basisteil des Pumpenkopfes kann sich also um eine feste Achse drehen. Auf dem Basisteil 80 sind zwischen einem unteren und einem oberen Schlauchführungsteil 82 bzw. 84 drei in Umfangsrichtung verteilt angeordnete Rollen 83 über Bolzen oder Schrauben derart montiert, daß sie sich um entsprechende Achsen, die parallel zur festen Achse des Basisteils verlaufen, unabhängig drehen können.

Fig. 3 zeigt eine Draufsicht auf die Blutpumpe, das zugehörige flexible Schlauchstück 86 und eine Spannvorrichtung 87. Das Schlauchstück 86 ist mit den Schlauchstücken 11,13 des Blutstromkreises verbunden und unter Zug um den Pumpenkopf 79 herumgeführt. Seine Enden sind in der Spannvorrichtung 87 festgelegt. Mit dem Schlauchstück 86 stehen jeweils gleichzeitig mindestens zwei der Rollen 83 in Eingriff, die den Schlauch an den Kompressionsstellen in der gezeigten Weise zusammendrücken und mindestens teilweise verschließen. Die Rollen 83 sind so montiert, daß die Kompressionsstellen während der Drehung des Pumpenkopfes entlang des Schläuche in Längsrichtung bewegt werden, um Blut durch den Schlauch hindurchzutreiben. Wie veranschaulicht, ist das flexible Schlauchstück 86 an der Stirnfläche 88 der Spannvorrichtung 87 festgelegt, die der Seite gegenübersitzt, auf der sich der Pumpenkopf befindet. Für diesen Zweck sind mit Flanschen ausgestattete Anschlußteile 89 vorgesehen, die mit den Enden des Schlauchstücks 86 und den Enden der Schlauchstücke 11,13 verbunden sind.

Die drei Rollen 83 bewirken, daß durch die Dialyseeinheit pulsierende Blutströme in rascher Folge h.ndurchgeleitet werden, um in der Dialyseeinheit Blutfilm-Stoffaustauschwiderstände herabzusetzen. Jede Rolle hat entsprechend Fig. 3 einen Durchmesser R von 6,3 mm bis 19,1 mm. Die Rollen liegen in Umfangsrichtung in einem gegenseitigen Winkelabstand von 120°. Der Radialabstand P zwischen der Rollenachse und der festen Achse des Basisteils 80 des Pumpenkopfe? beträgt zwischen 12,7 mm und 31,8 mm. Das flexible Schlauchstück 86 hat zwischen seinen festgelegten Enden eine Länge von 152 mm bis 172 mm, eine Wandstärke von 0,75 mm bis 2,5 mm und einen Innendurchmesser von 4,6 mm bis 6,4 mm.

Die oben beschriebene peristaltische Blutpumpe hat im Betrieb fast keine Hämolyse und damit verbundene Zellschädigungen zur Folge. Der Grund dafür ist nicht voll geklärt. Es mag sein, daß die auf die hohen Pumpendrehzahlen zurückzuführende intensive

Pulsation des Blutstroms zusammen mit der kurzen Segmentlänge des Pumpvolumens (Länge des Schlauchstückes zwischen den Druckpunkten von aufeinanderfolgenden Rollen) zu einer Dämpfung oder weichen Abfederung des gepumpten Blutes führt, wodurch nachteilige Pumpkompressionswirkungen minimiert werden.

Das Schlauchstück 86 muß nachgiebig sein, damit der Schlauch trotz der sich ständig ändernden Zug- und Druckbelastungen im Gebrauch nicht zu Ermüdung und Reißen neigt und damit dei Schlauch rasch wieder seine unverformte Gestalt und Abmessungen annimmt, nachdem die unmittelbare Druckeinwirkung durch die Rolle auf den Schlauch aufhört, wenn sich die Rolle entlang dem Schlauchstück bewegt. Schlauchstücke aus Siliconelastomeren erfüllen die vorstehend genannten Erfordernisse und sind besonders gut geeignet. Bei einem Rollendurchmesser von weniger als 6,3 mm wird die Rolle zu klein; sie übt auf das Blut nur einen unzureichenden Schub aus, wenn sie mit dem Schlauchstück der Pumpe in Eingriff kommt; die Effektivität des Pumpvorgangs geht verloren. Wenn der Rollendurchmesser größer als ungefähr 19,1 mm gewählt wird, wird ein zu großer Schlauchabsiinitt versperrt, wenn die Rolle mit dem Schlauchstück in Eingriff kommt. Dadurch wird das momentane Pumpvolumen unerwünscht gesenkt; der Wirkungsgrad der Pumpe nimmt ab. Werden weniger als drei Rollen benutzt, nimmt die Folgefrequenz der von der Pumpe erzeugten Blutstöße um mindestens die Hälfte ab, weil die Pulsationsfrequenz proportional der Anzahl der Rollen des Pumpenkopfes ist. Infolgedessen müßte die Pumpe mit entsprechend höheren Drehzahlen laufen, um die gleiche pulsierende Blutströmung zu erzielen, wie sie mit drei Pumpenkopfrollen erhalten wird. Wird andererseits mit mehr als drei Pumpenkopfrollen gearbeitet, wird die Herstellung des Pumpenkopfes zunehmend komplizierter, weil zusätzliche Bauteile vorgesehen und eng toleriert werden müssen. Außerdem wird bei mehr als drei Rollen die Frequenz des pulsierenden Blutstroms so weit erhöht, daß unerwünschte Strömungseffekte, beispielsweise Interferenzen und Kurzschlüsse der pulsierenden Wellen, eine wesentliche Rolle spielen. Die drei Rollen sind in Umfangsrichtung gleichförmig verteilt, um für einen wirkungsvollen, regelmäßigen und gleichförmigen pulsierenden Blutstrom zu sorgen.

Die Gründe für die Grenzwerte des Radialabstands zwischen den Rollenachsen und der festen Achse des Basisteils des Pumpenkolbens sind komplementär zu den oben für die Grenzwerte des Rollendurchmessers diskutierten Gründen. Wenn der Radialabstand kleiner als ungefähr 12,7 mm ist, wird ein übermäßig langer Schlauchabschnitt versperrt, wenn die Rolle mit dem Schlauchstück in Eingriff kommt. Dadurch werden auf unerwünschte Weise die momentane volumetrische Pumpkapazität und der Wirkungsgrad der Pumpe gesenkt. Wenn andererseits der Radialabstand größer als ungefähr 31,8 mm ist, wird die nicht abgestützte Länge des Schlauchs zwischen benachbarten Rollen gegenüber der Größe der mit dem Schlauch in Berührung stehenden Rollen zu groß, so daß die Rolle dazu neigt, auf das Blut nur einen unzureichenden Schub auszuüben, wenn sie mit dem Schlauchstück in Eingriff kommt; der Pumpvorgang verliert daher an Effektivität.

Wird die Länge des Schlauchstückes 86 zwischen den Anschlußteilen 89 kleiner als ungefähr 152 mm

gemacht, so wird ein Punkt erreicht, bei dem es nicht mehr möglich ist, den Schlauch mit geeignet niedriger Spannung um den Pumpenkopf herumzulegen. Bei Längenwerten von über ungefähr 172 mm wird der Schlauch im Vergleich zu den Abmessungen des Pumpenkopfes zu lang. Wenn dann der Schlauch mit der richtigen Spannung für einen mindestens teilweisen Schlauchverschluß an den Berührungsstellen zwischen Schlauch und Rollen festgelegt wird, kommt es leicht zu einem Verschließen von erheblichen Schlauchlängen zwischen benachbarten Rollen.

Eine Schlauchwandstärke von mindestens 0,75 mm ist notwendig, um das ständigen und raschen Wechseln von Zugdehnung und Entspannung ausgesetzte Schlauchstück leckdicht zu machen. Bei Schläuchen '? von geringerer Dicke kann es zu übermäßigen Ermüdungserscheinungen und schließlich zum Reißen kommen. Bei Schlauchwandstärken von mehr als 2,54 mm wird das Schlauchstück zu steif, um eine einwandfreie Kompression mittels der Rollen sicherzu- -° stellen. Ist der Innendurchmesser des Schlauchstückes kleiner als ungefähr 4,6 mm, fehlt es an der günstigen Anpassung zwischen dem Schlauchdurchmesser und der erforderlichen Rollengröße; ein übermäßiges Schlauchvolumen wird versperrt; der Blutpumpwirkungsgrad wird entsprechend vermindert. Andererseits ist bei Werten des Schlauchinnendurchmessers von mehr als 6,4 mm eine übermäßige Spannung erforderlich, um mindestens einen Teilverschluß des Schlauchs durch die Rollen an den Druckpunkten Jo herbeizuführen. Diese Spannung ist größer, als es mit der Zugfestigkeit der meisten, im übrigen geeigneten, nachgiebigen Schlauchwerkstoffe vereinbar ist.

Wenn die Drehzahl des Pumpenkopfes auf Werte von ungefähr 50 U/min abgesenkt wird, geht die Strö- J5 mung von einer turbulenten in eine laminare Strömung über; es kommt zu einer unproportionalen Verminderung des Stoffaustauschwirkungsgrades des Dialysesystems. Bei derart niedrigen Drehzahlwerten ist die Intensität des von der peristaltisehen Pumpe kommenden pulsierenden Stroms verhältnismäßig gering; es kommt zu keiner Kompensation des Übergangs vom turbulenten zum laminaren Strömungsverhalten.

Bei Drehzahlen von mehr als 400 U/min wird die Intensität des die peristaltische Pumpe verlassenden pulsierenden Stroms so weit erhöht, daß schließlich Hämolyseeffekte bemerkenswert groß werden. Besonders günstig sind Pumpenkopfdrehzahlen im Bereich von 180 bis 240 U/min.

Wenn die oben erläuterte peristaltische Blutpumpe mit einer Drehzahl von 50 bis 400 U/min angetrieben wird, pulsiert der Blutstrom mit einer Frequenz zwischen 150 und 1200 Perioden pro Minute, entsprechend der Formel

/= s- η

/ = Frequenz des pulsierenden Stroms der peristaltisehen Pumpe (Perioden pro Minute) s = Drehzahl des Pumpenkopfes (U/min) und
η = Anzahl der Rollen des Pumpenkopfes (= 3).

Als besonders zweckmäßig erwies sich eine Frequenz zwischen 300 und 600 Perioden pro Minute.

Bei der Ausführungsform nach Fig. 2 sind im Dialysatstromkreis eine weitere peristaltische Pumpe 24 und ein zugehöriges flexibles Schlauchstück vorgesehen, die die gleichen Abmessungen haben wie die perista'tische Pumpe und das flexible Schlauchstück im Blutstromkreis. Der Pumpenkopf der Pumpe 24 ist mit einer Drehzahl im Bereich von 200 bis 600 U/min angetrieben, um eine pulsierende Strömung in der Dialysatlösung auszubilden, die durch die Dialyseeinheit hindurchgeleitet wird. Die im Vergleich zur Blutpumpe höhere Drehzahl ist dadurch bedingt, daß in dem Dialysatstromkreis eine wesentlich höhere Durchflußmenge, z. B. ungefähr 450 bis 500 ml Dialysatlöäungpro Minute, im Gegensatz zu einer Durchflußmenge von näherungsweise 200 ml Blut pro Minute im Blutstromkreis, erforderlich ist. Wenn daher die peristaltische Pumpe und das zugehörige flexible Schlauchstück im Dialysatstromkreis ebenso bemessen werden wie die peristaltische Pumpe und das flexible Schlauchstück im Blutstromkreis, wird die Drehzahl des Dialysatpumpenkopfes nur durch die im Dialysatstromkreis notwendige Durchflußmenge bestimmt; sie hängt nicht von einem übergang von laminaren zu turbulenten Strömungsbedingungen oder von Erwägungen hinsichtlich Fluidschäden ab, wie dies beim Blutstromkreis der Fall ist. Dessenungeachtet führen Drehzahlen von 200 bis 600 U/min zu einem intensiven pulsierenden Strom im Dialysatstromkreis, der den Dialysatfilm-Stoffaustauschwiderstand in der Dialyseeinheit vermindert, wodurch der Dialysewirkungsgrad des Hämodialysesystems zusätzlich verbessert wird. Entsprechend der vorstehend genannten Formel wird die Dialysatlösung im Dialysatstromkreis peristaltisch derart gepumpt, daß ein pulsierender Strom der Dialysatlösung mit einer Frequenz zwischen 600 und 1800 Perioden pro Minute erzeugt wird. Besonders günstig ist ein Antrieb des Pumpenkopfes der peristaltisehen Pumpe für die Dialysatlösung mit einer Drehzahl zwischen 450 und 500 U/min. Es versteht sich, daß es zweckmäßig oder notwendig sein kann, im Dialysatstromkreis eine andere als der peristaltische Pumpe zu verwenden, beispielsweise eine Exzenterringpumpe oder Zahnradpumpe. Wird jedoch im Dialysatstromkreis eine peristaltische Pumpe der oben in Verbindung mit dem Blutstromkreis im einzelnen erörterten Art vorgesehen, läßt sich eine wesentliche Verminderung des StofTaustauschwiderstandes des Dialysatfilms in dar Dialyseeinheit erzielen, was mit einer entsprechenden Steigerung des Dialysierwirkungsgrades des Gesamtsystems verbunden ist.

Fig. 5 zeigt von unten gesehen die im Dialysatstromkreis liegende auswechselbare Baueinheit des Hämodialysesystems nach Fig. 2, wobei gewisse Konstruktionsdetails veranschaulicht sind. Von dem in Fig. 1 gezeigten Vorratsbehälter strömt die Dialysatlösung über ein Anschlußschlauchsegment; sie gelangt über die Einlaßöffnung 76 der Trägerplatte 59 zu einer Heizeinrichtung 90. Die Heizeinrichtung 90 weist einen wärmeleitenden, rohrförmigen Kanal 108 auf, durch den die Dialysatlösung hindurchströmt, um dort mittels eines isolierten Widerstandsheizbandes 110 erwärmt zu werden, das um den Kanal 108 spiralartig herumgewickelt ist. Die Zu- und Ableitung von Strom zum bzw. vom Heizband 110 erfolgen über Leitungen 104 und 105, die zu einer elektronischen Baugruppe 99 gehen. In der Heizeinrichtung 90 wird die Dialysatlösung, falls erforderlich, auf eiiSe Temperatur im Bereich von 37° C erwärmt. Sie geht dann in eine blockförmige Überwachungsanordnung 91, die einen ausgedehnten Strömungskanal 93 für die Dialysatlösung hat. Benachbart dem Einlaß 92 des Strömungs-

030 207/431

kanals 93 sind ein Temperaturmeßglied 94 und ein mit einer Fotozelle ausgerüsteter Blutleckdetektor 95 angeordnet.

Entlang des Hauptabschnitts des Strömungskanals 93 befinden sich zwei in Abstand voneinander sitzende Elektroden 96 zum Erfassen der Leitfähigkeit der Dialysatlösung. Am auslaßseitigen Ende der Überwachungsanordnung 91 sind benachbart der Auslaßöffnung 77 der Trägerplatte 59 ein Temperaturmesser 97 in Form eines Thermistors und eine Lichtquelle 98 für den Blutleckdetektor angeordnet. Die Dialysatlösung, die die Überwachungsanordnung 91 über die Auslaßöffnung 77 verläßt, strömt über ein an der Oberseite der Trägerplatte 59 angebrachtes Verbindungsschlauchsegment zu der Unterdrucküberwachungs- und -einstelleinrichtung, bevor sie in die Dialyseeinheit gelangt.

Das Temperaturmeßglied 94 ist mit einem herkömmlichen, als integrierte Schaltung ausgebildeten Temperaturwandler 103 verbunden, der in einem Sockel 102 auf der Baugruppe 99 sitzt. Der Wandler 103 ist mit einem steuerbaren Siliciumgleichrichter der Baugruppe 99 optisch gekoppelt, der den Strom steuert, der zu dem Heizband 110 der Heizeinrichtung 90 geht. Der Temperaturregelkreis ist so ausgelegt, daß er die Temperatur der Dialysatlösung innerhalb eines Bereichs von ±0,3° C um einen einstellbaren Regelsollwert aufrechterhält. Alle Sensoren der Überwachungsanordnung 91, d. h. der Blutleckdetektor 95, die Elektroden 96 für die Leitfähigkeitsmessung und der Temperaturmesser 97, werden auf dem elektronischen Wiedergabeteil der oberen Frontplatte 54 überwacht und abgelesen, wie dies in Verbindung mit der Ausführungsform nach Fig. 2 erläutert und dargestellt ist.

Die Überwachungsanordnung 91 ist zweckentsprechend aus Nylon als einheitlicher Block ausgebildet, der sich für Reinigungs- und Reparaiurzwecke leicht abnehmen läßt. Zu der auswechselbaren Baueinheit gehören ferner die Anzeigelampe 61, die mit dem steuerbaren Siliciumgleichrichter der Baugruppe 99 gekoppelt ist, um anzuzeigen, wenn die Heizeinrichtung aktiviert wurde, sowie der einem Potentiometer zugeordnete Stellknopf 60 zum Einstellen des Sollwertes der Dialysatlösungstemperatur. Die Bau-

gruppe 99 ist mit Stromversorgungs- und Signalausleseanschlüssen versehen, zu denen eine mit dem Anzeigemodul der oberen Frontplatte verbundene Steckvorrichtung 100 für die Niederspannungsmeßsignale und eine Netzspannung führende Steckvorrichtung 101 gehören, über die die Heizeinrichtung 90 mit Energie versorgt wird.

Fig. 6 zeigt eine aufgebrochene Ansicht eines Teils der Heizeinrichtung 90, deren Kanal 108 wendeiförmige Rippen 109 trägt. Der Kanal 108 kann aus rostfreiem Stahl 316 gefertigt sein sowie einen Nennaußendurchmesser von 13 mm und eine Länge von 610 mm haben. Die wendeiförmigen Rippen der Kanalwand sorgen für einen Wirbelstrom der den Kanal durchfließenden Dialysatlösung, wodurch ein wirkungsvoller Wärmeübergang auf die Dialysatlösung von dem Heizband 110 ermöglicht wird, das um den Kanal 108 spiralförmig herumgewickelt ist. Bei dem Band 110 kann es sich beispielsweise um ein isoliertes 288-W-Heizband handeln. Um das Heizband 110 ist Aluminiumfolie 111 spiralförmig herumgewickelt, um den Wirkungsgrad des Wärmeübergangs vom Band durch Verminderung der Strahlungswärmeverluste zu verbessern und das Heizband mechanisch zu schützen.

Fig. 7 zeigt eine Seitenansicht des Hämodialysegeräts nach Fig. 2. Wie angedeutet, ist die Trägerplatte 59 der auswechselbaren Baueinheit in dem Hämodia-Iysegerät lösbar befestigt. Dabei sind der Einlaß und der Auslaß des Strömungskanals 93 der Baueinheit mit dem Dialysatstromkreis über die Kupplungsglieder 76' und 77' lösbar gekoppelt, so daß Kreuzkontaminationsprobleme, die auftauchen, wenn das Gerät für mehrere Patienten benutzt wird, leicht ausgeräumt werden können, indem für jeden Patienten eine eigene Baueinheit vorgesehen wird.

Fig. 8 zeigt ein schematisches Schaltbild der auswechselbaren Baueinheit nach den Fig. 5 und 7. Es sind die Verbindungen der Elektroden 96 für die Messung der Leitfähigkeit, des Blutleckdetektors 95, der Lichtquelle 98, der Heizeinrichtung 90, der Anzeigelampe 61, des Temperaturmeßgliedes 94, des mit dem Stellknopf 60 versehenen Temperaturstellpotentiometers und des Dialysatlösungs-Temperaturmessers 97 mit der Baugruppe 99, der Steckvorrichtung 100 und der Steckvorrichtung 101 dargestellt.

Hierzu 4 Blatt Zeichnungen

Claims

Patentansprüche:

1. Hämodialysegerät mit einer Dialyseeinheit, in der Abfallstoffe enthaltendes Blut und eine Dialysatlösung in Stoffaustausch miteinander bringbar sind, einer Einrichtung zur Zufuhr von Abfallstoffe enthaltendem Blut vom Patienten zur Dialyseeinheit, einer Einrichtung zur Rückführung von an Abfallstoffen verarmtem Blut zum Patienten, einer Einrichtung zur Beschickung der Dialyseeinheit mit Dialysatlösung sowie einer Einrichtung zum Abführen von mit Abfallstoffen angereicherter Dialysatlösung von der Dialyseeinheit, die zusammen mit der Einrichtung zur Zufuhr von Dialysatlösung einen Dialysatstromkreis bildet, dem eine Heizeinrichtung mit rohrförmigen! Kanal zum Erwärmen der Dialysatlösung, eine stromab von der Heizeinrichtung angeordnete Temperaturregeleinrichtung zur Einstellung und zur Konstanthaltung der Temperatur der Dialyselösung mittels der Heizeinrichtung sowie eine Überwachungsanordnung mit einem Blutleckdetektor, einem Leitfähigkeitsmesser und einem Temperaturmesser für die Dialysatlösung zugeordnet sind, dadurch gekennzeichnet, daß die Heizeinrichtung (90), die Temperaturregeleinrichtung (94, 99,103) und die Überwachungsanordnung (91) zu einer auswechselbaren Baueinheit (59, 60, 90, 91, 99, 103) zusammengefaßt sind, die eine flache Trägerplatte (59) mit in Abstand voneinander liegenden Ein- und Auslaßöffnungen (76, 77) für die Dialysatlösung und diesen Öffnungen zugeordneten, auf der Oberseite der Trägerplatte sitzenden Kupplungsgliedern (76', 77') zur lösbaren Verbindung der Baueinheit (59,60,90,91,99,103) mit Schlauchsegmenten (17, 21a) des Dialysatstromkreises (17,19,21,23,25) aufweist, daß an der Unterseite der Trägerplatte (59) die Heizeinrichtung (90), die Temperaturregeleinrichtung (94,99,103) und die Überwachungsanordnung (91) montiert sind, daß der rohrförmige Kanal (108) der Heizeinrichtung (90) mit seinem Einlaßende an die Einlaßöffnung (76) der Trägerplatte so wie mit einem Auslaßende an den Einlaß eines Strömungskanals (93) der Überwachungsanordnung (91) angeschlossen ist, sowie daß der Auslaß des Strömungskanals (93) mit der Auslaßöffnung (77) der Trägerplatte (59) verbunden ist.

2. Hämodialysegerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Temperaturregeleinrichtung (94,99,103) ein in dem Strömungskanal (93) der Überwachungsanordnung (91) sitzendes Temperaturmeßglied (94) aufweist.

3. Hämodialysegerät nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Heizeinrichtung (90) ein um den rohrförmigen Kanal (108) herumgewickeltes isoliertes Widerstandsheizband (110) aufweist.

4. Hämodialysegerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß dem Temperaturmesser (97) der Überwachungsanordnung (91) und dem Leitfähigkeitsmesser (96) über Signalübertragungseinrichtungen (29, 38, 41; 33, 42, 43) angekoppelte optische Anzeigeeinrichtungen (30, 34) zugeordnet sind.

5. Hämodialysegerät nach Anspruch 4, dadurch

gekennzeichnet, daß an die Signalübertragungseinrichtungen (29, 38, 41; 33, 42, 43) für den Temperatur- und den Leitfähigkeitsmeßwert eine akustische Alarmeinrichtung (31) angekoppelt ist.

6. Hämodialysegerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung (11, 12, 13) zur Zufuhr von Abfallstoffen enthaltendem Blut zur Dialyseeinheit (14) mit einer perisialtischen Pumpe (12) mit einem drehbaren Pumpenkopf (79) versehen ist, der ein um eine feste Achse drehbares Basisteil (80) aufweist, auf dem mehrere in Umfangsrichtung verteilt angeordnete Rollen (83) um zu der festen Achse des Basisteils parallele Achsen voneinander unabhängig drehbar gelagert sind, und daß um den Pumpenkopf (79) ein flexibles Schlauchstück (86) herumgelegt ist, dessen Enden in einer Spannvorrichtung (87) festgelegt sind und das gleichzeitig mit mindestens jeweils zwei der Rollen (83) unter Zusammendrücken und mindestens seinem teilweisen Verschluß an den betreffenden Berührungsstellen in Eingriff gehalten ist.

7. Hämodialysegerät nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß die peristaltische Pumpe (12) drei auf dem Basisteil (80) montierte Rollen (83) aufweist, die jeweils einen Durchmesser zwischen 6,35 und 19,05 mm haben und in Umfangsrichtung Li einem gegenseitigen Abstand von 120° angeordnet sind, daß der Radialabstand zwischen der Rollenachse und der festen Achse des Basisteils 12,5 mm bis 32 mm beträgt, daß das flexible Schlauchstück (86) eine Länge zwischen 152 mm und 171 mm, eine Wandstärke zwischen 0,76 mm und 2,54 mm sowie einen Innendurchmesser zwischen 4,75 und 6,35 mm hat und daß der Pumpenkopf (79) mit einem eine Drehzahl im Bereich von 50 bis 400 U/min aufweisenden Antrieb gekoppelt ist.

8. Hämodialysegerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung zur Beschickung der Dialyseeinheit (14) mit Dialysatlösung einen Dialysatlösungsvorratsbehälter (16) aus einem flexiblen kollabierfähigen Material mit einem Volumen zwischen 10 und 301 aufweist.

9. Hämodialysegerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die auswechselbare Baueinheit (59, 60,90,91,99, 103) in einem Gehäuse (50) montiert ist.

10. Hämodialysegerät nach einem der Ansprüche 6 bis 9, dadurch gekennzeichnet, daß im Dialysatstromkreis (17,19,21,23, 25) gleichfalls eine mit einem flexiblen Schlauchstück in Eingriff stehende peristaltische Pumpe (24) angeordnet ist, die mit der im Blutstromkreis (11,13,15) liegenden peristaltischen Pumpe (12) zu einer Doppelpumpe mit zwei drehbaren Pumpenköpfen (79) zusammengefaßt ist.