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Vorrichtung zur extrakorporalen Behandlung von Blut und
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Verfahren zu ihrer Steuerung Anwendungsgebiet der Erfindung Die Erfindung
betrifft eine Vorrichtung und ein dazugehöriges Steuerungsverfahren für die Hämodialyse
und Hämof trationstherapie, vorrangig zur Behandlung der chronischen Niereninsuffizienz.
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Charakteristik der bekannten technischen Lösungen Zur extrakorporalen
Behandlung des Blutes nierenkranker Patienten sind Verfahren bekannt, die als Hämodialyse
und Hämofiltration bzw. als sequentielle Ultrafiltration, einer Zwischenform von
Hämodialyse und Hämofiltration, bezeichnet werden. Jedes dieser Verfahren verfügt
über bestimmte Vor-und Nachteile. Ihr jeweiliger Einsatz richtet sich nach den klinisch-therapeutischen
Erfordernissen und nach den zur Verfügung stehenden technischen Gerätesystemen.
Die den einzelnen Verfahren zugrundeliegenden Wirkprinzipien erforderten bisher
die Anwendung unterschiedlicher Gerätesysteme Eine Hämodialysevorrichtung enthält
eine Mischeinrichtung, die ein Konzentrat mit [Zeinwasser in einem festen Verhältnis
proportioniert. Das entstehende Dialysat wird mittels eines.
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Thermostates auf eine konstante Temperatur aufgeheizt.
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Eine Unterdruckpumpe saugt das Dialysat durch einen Dialysator, an
dessen embranoberflache ein Stoffaustausch stattfindet. Weiterhin gehören eine Durchflußanzeige
und eine Vorrichtung zur Gasabscheidung aus dem Dialysat zum üblichen Standard.
Zur Einstellung des Dialysatdruckes ist vor dem Dialysator ein Drosselventil angeordnet.
Der Dialysator kann bei fehlerhaftem Dialysat mittels eines 13ypasses umgangen werden.
Zur Sicherheit des Patienten werden üblicherweise die Dialysattemperatur, Dialysatdruck,
Leitfähigkeit und "Blutleck" angezeigt und überwacht. Seit einiger Zeit gestört
auch die Messung der Ultrafiltration zur Ausstattung einer Hämodialyseeinrichtung.
Eine derartige Hämodialyseeinrichtung ist in der DE-OS 25 06 039 beschrieben. Als
Besonderheit weist diese Vorrichtung zwei steuerungsmäßig gekoppelte Pumpen auf,
die vor bzw. nach dem Dialysator angeordnet sind und über äquivalente Förderströme
verfügen.
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Die dem Ultrafiltrat entsprechende Volumendifferenz wird über eine
hydraulische Brücke erfaßt und durch einen Durchflußmesser angezeigt bzw. direkt
in einem MeßgefäB aufgefangen. Der Nachteil dieses Prinzips zur Messung der Ultrafiltration
besteht in der Schwierigkeit, die Förderströme der Pumpen unabhängig von inneren
und äußeren Einflüssen konstant zu halten, die unweigerlich zu Fehlern bei der Ermittlung
der Ultrafiltrationsrate führen.
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Eine Hämofiltrationseinrichtung, etwa gemäß der DE-OS 27 54 810, verfügt
über eine Einrichtung zur Erzeugung eines Unterdruckes, der an eine Seite einer
Filtermembran angelegt wird. An der anderen Seite der Membran wird im extrakorporalen
Kreislauf das Patientenblut vorbeigeleitet.
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Durch den Transmembrandruck wird ein Filtrat abgepreßt, das neben
Wasser u. a. die harnpflichtigen Substanzen enthält, Gleichzeitig muß dem Blut entsprechend
der anfallenden Filtratmenge eine sterile und pyrogenfreie Ersatzflüssigkeit beigemischt
werden, um die Volumenbilanz abzüglich einer gewünschten Gewichtsabnahme aufrechtzuerhalten.
Die Bilanzierung stellt neben der Unterdruckpumpe mit Druckmeßeinrichtung einen
erheblichen technischen Aufwand dar und wird
üblicherweise durch
Wägungsprinzipien realisiert (z. B.
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DE-OS 28 32 870).
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Das Prinzip der sequentiellen Ultrafiltration ist dadurch charakterisiert,
daß neben einer normalen Hämodialyse der Dialysator (mit normaler Dialysemembran)
ohne Dialysat mit Unterdruck beauflagt wird. Damit wird dem Blut eine Ultrafiltratmenge
entzogen, die normalerweise nicht substituiert werden muß. Das Verfahren wird im
Normalfall immer in Kombination mit einer Dialyse am Patienten durchgeführt.
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Es sind keine Einrichtungen bekannt, die nach einem einheitlichen
Wirkprinzip sowohl die Hämodialyse einschließlich sequentielle Ultrafiltration als
auch die Hämofiltrat ion realisieren können.
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Ziel der Erfindung Ziel der Erfindung ist ein System zur extrakorporalen
Behandlung von Blut, das einen freien Wechsel zwischen den Behandlungsverfahren
Hämodialyse, Hämofiltration und sequentielle Ultrafiltration und damit insbesondere
ein optimales, individuelles Therapieregime ermöglicht, wobei die beim Stand der
Technik beschriebenen Nachteile vermieden werden sollen, ohne den geräte technischen
Aufwand gegenüber einem reinen Hämodialysegerät mit kontinuierlicher Ultrafiltrationsmessung
wesentlich zu erhöhen.
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Wesen der Erfindung Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, die
bisher unterschiedliche Gerätesysteme erfordernden Verfahren Hämodialyse und Hämofiltration
einschließlich der Übergangsform sequentielle Ultrafiltration in einem einheitlichen
technischen System zu realisieren, das die Möglichkeit bietet, diese unterschiedlichen
Verfahren in beliebiger
Reihenfolge anzuwenden, wobei die Ermittlung
der Behandlungseffektivität und die Steuerung des Behandlungsvorganges für jedes
der drei Verfahren auf der Grundlage einer einheitlichen kontinuierlichen Ultrafiltrationsmessung
erfolgen soll.
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Gegenstand der Erfindung ist eine Vorrichtung zur extrakorporalen
Behandlung von Blut und ein Steuerungsverfahren hierzu.
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Die Vorrichtung besteht u. a. aus einer ersten Pumpe, die Dialysat
aus einer Dialysatquelle über ein Entgasungs- und Heizungssystem in einen Dialysator
fördert, einer mit der ersten Pumpe steuerungsmäßig gekoppelten zweiten Pumpe, die
einen Unterdruck im Dialysåtor erzeugt, einem den Dialysator umgehenden Bypass,
der mittels schaltbarer Ventile eine zeitweilige Umleitung des Dialysatflusses ermöglicht,
und einem steuerbaren druckbeeinflussenden Element vor dem Dialysator. Erfindungsgemäß
weisen die beiden Pumpen Förderströme auf, die in einem exakten Dosierverhältnis
zueinander stehen, wobei die erst Pumpe einen größeren Förderstrom besitzt. Zwischen
der ersten Pumpe und dem Dialysator ist weiterhin ein Behälter angeordnet, der über
eine Leitung mit der Atmosphäre in Verbindung steht, an die ein Durchflußmesser
angeschlossen ist. Ein Ausgangssignal des Durchflußmessers wird über die zentrale
Steuereinheit zur Ansteuerung des druckbeeinflussenden Elements verwendet, das zwischen
dem Behälter und dem Dialysator angeordnet ist. Die schaltbaren Ventile sind von
der zentralen Steuereinheit getrennt ansteuerbar. Durch Anordnung einer zusätzlichen
druckerhöhenden und das Fördervolumen nicht beeinflussenden Pumpe vor dem Dialysator
und eines verstellbaren Strömungswiderstandes nach dem Dialysator ist eine weitere
vorteilhafte Ausgestaltung der erfindungsgemäßen Vorrichtung möglich.
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Die sachgemäße Funktion der offenbarten Vorrichtung ist untrennbar
mit der Anwendung des nachfolgend beschriebenen Steuerverfahrens verbunden. Erfindungsgemäß
wird der über die mit der Atmosphäre in Verbindung stehende Leitung abfließende
Überschuß mittels des Durchflußmessers in einen
proportionalen elektrischen
Meßwert umgesetzt. In der zentralen Steuerung wird nachfolgend eine Differenzbildung
zwischen diesem elektrischen Meßwert und einem der kogstanten Mehrförderung der
ersten Pumpe entsprechenden elektrischen Signal vorgenommen. Diese Differenz wird
als aktuelle Ultrafiltrationsrate angezeigt und zur Regelung des erforderlichen
Transmembrandruckes und/oder zur Steuerung eines Infusionssystems benutzt. Bei Änderung
der Einstellverhältnisse und/oder in festen Zeitabständen wird der Dialysator kurzzeitig
abgetrennt, der Dialysatfluß über den Bypass geleitet und der dabei vom Durchflußmesser
erfaßte Meßwert von der zentralen Steuerung als das der konstanten Mehrförderung
der ersten Pumpe entsprechende Signal zur Differenzbildung in der folgenden Arbeitsphase
verwendet.
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Durch eingengaseitiges Abschließen des Dialysators und Öffnen des
Bypasses mittels der schaltbaren Ventile erfolt die Umschaltung des Behandlungsvorgsnges
auf eine Ultrafiltration. Somit arbeitet auch im reinen Ultrafiltrationsbetrieb
das Dialysesystem und dient zur Erzeugung des erforderlichen Transmembrandruckes,
wobei jedoch über die zentrale Steuerung der Fluß minimiert werden kann und sich
das Dialysat durch Absperren der Konzentratzufuhr auf Wasser reduzieren kann. Durch
diese Lösung bleibt die Bestimmung der Ultrafiltrationsrate sowohl bei der Hämodialyse
als auch der Eämofiltration auf die Bestimmung des Differenzflusses zwischen Dialysatoreinr,¢ng
und -ausgang beschränkt, wobei der Bypass als Parallelschaltung zum Dialysator diesem
hierbei als zugehörig zugeordnet wird. Diese Lösung erübrigt somit die bekannten
auf der Wägung beruhenden komplizierten Bilanzierungasysteme zur moliltraeion und
ersetzt deren Aufgabe durch die bei modernen Dialyse,eräten sowieso notwendige Einrichtung
zur Messung der Ultrafiltrationsrate. Die für die Hämofiltration erforderliche Substitutionsrate
wird durch einfache Differenzbildung aus der gemessenen Ultrafiltrationsrate und
der medizinisch vor#gobenen Entwässerungsrate des Patienten gebildet. Dieser Substitutionsfluß
kann durch
eine übliche Infusionspumpe, die über die zentrale Steuereinheit,
gesteuert durch das Differenzsignal, die jeweils erforderliche Fördermenge liefert,
erzeugt werden. Es sind aber auch beliebige steuerbare Dosiereinrichtungen einsetzbar.
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Grundlage der Ultrafiltrationsmessung bilden die steuerungsmäßig gekoppelten
Pumpen, deren Förderströme in einem exakten Dosierverhältnis zueinander stehen.
Dabei liefert die den vor dem Dialysator angeordneten Behälter speisende erste Pumpe
einen ueberschuß, der über die mit der Atmosphäre in Verbindung stehende Leitung
abfließt. Dieser Grundüberlauf kann beispielsweise im Bereich von 5 % der Fördermenge
liegen. Die über den Überlauf des Behälters abflie-9ende'Menge wird mittels eines
Durchflußmessers ausreichender Genauigkeit, der ein dem Durchfluß proportionales
elektrisches Signal abgibt, erfaßt. Für diese Aufgabe eignen sich beispielsweise
Turbinendurchflußmeßgeräte mit erreichbaren Meßfehlern unter 0,5 % vom Durchflußendwert.
Verschiedene Störgrößen wie Gleichlaufechwankungen der Pumpensysteme, Gaseinschlüsse
im Dialysat, Druckabhängigkeiten im System usw. können zu einer Veränderung des
Grundüberlaufes und damit zu einer Verfälschung der Ultrafiltrationsratenmessung
führen. Als entscheidender Bestandteil vorliegender Erfindung werden diese Störgrößen
eleminiert, indem der Grundüberlauf in konstanten Zeitabständen und bei jeder Änderung
der Einstellparameter bestimmt wird.
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Der dabei gemessene Uberlauf wird über die zentrale Steuerung jeweils
zum neuen Nullpunkt für die Ermittlung der Ultrafiltrationsrate. Die Bestimmung
des Grundtiberlaufes geschieht einfach durch beiderseitiges Abschließen des Dialysators
und Öffnen des Bypasses. Hierbei ist die Ultraf iltration Null, so daß lediglich
der systembedingte Uberlauf angezeigt wird. Vorzugsweise ist der Bypass direkt dem
Dialysator parallel zu schalten, so daß keine druckbeeinflussenden Elemente, die
zwischen Bypass und Dialysator liegen. zu Verfälschungen führen können. Aus
diesem
Grund ist es auch vorteilhaft, für den Bypass einen Druckabfall zu wählen, der dem
des Dialysators etwa entspricht.
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Die Zeitabstände zur Bestimmung des Grundüberlaufes sind so zu wählen,
daß keine störenden Abweichungen in der Genauigkeit auftreten und daß die Behandlungseffektivität
durch die Meßzeit nicht beeinträchtigt wird. Meßabstände im Halbstundenintervall
sind beispielsweise gut geeignet, beide Forderungen zu erfüllen. Mit dieser Lösung
liegt eine mechanisch einfach zu realisierende Möglichkeit zur Ultrafiltrationsmessung
vor, die keine extremen Anforderungen an die Genauigkeit der Durchflußmessung und
der gesamten Dosierung gegenüber den bekannten Lösungen stellt und die kontinuierlich
ein ultrafiltrationsproportionales Signal liefert. Dieses Signal wird erfindungsgemäß
zur Steuerung des Unterdruckes im System verwendet, indem ein druckbeeinflussendes
Element vor Bypass und Dialysator durch einen üblichen Regelkreis so verstellt wird,
daß sich am Dialysator ein Transmembrandruck ergibt, der eine vorwählbare Ultrafiltrationsrate
bzw. bei festgelegter Behandlungszeit eine vorwählbare Gesamtultrafiltration gewährleistet.
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Als Ergänzung kann erfindungsgemäß eine Druckerhöhungseinrichtung
vor dem Dialysator - vorzugsweise eine Pumpe, die nicht das Fördervolumen beeinflußt
- und ein verstellbarer Strömungswiderstand nach dem Dialysator vorgesehen werden.
Dadurch kann dialysatseitig ein Druck erzeugt werden, der den blutseitigen Druck
ausgleicht, so daß ein rpransmembrandruck Null erreicht wird bzw. sogar ein negativer
Transmembrandruck entsteht. Dadurch können Ultrafiltrationsraten von Null erzielt
werden, die besonders vorteilhaft für die Dialysephase bei der sequentiellen Ultrafiltration
sind bzw. auch für Sonderfälle eine Ultrafiltration in Richtung Blut. Durch die
erfindungsgemäße Ultrafiltrationsmessung ist gewährleistet, daß auch diese negativet
Ultrafiltration exakt gemessen werden kann, sofern sie nicht die konstante Mehrförderung
der ersten Pumpe überschreitet.
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Durch die erfinduagsgemä(3e Lösung läßt sich über beispielsweise ein
übliches Mikrorechnersystem als zentrale Steuerung eine universelle und für jeden
Patienten individuell gestaltbare Programmierbarkeit der Ultrafiltrationsrate bzw.
Entwässerungsrate über der Zeit bzw. in Abhängigkeit von bestimmten gemessenen Parametern
und des Wechsels zwischen Dialyse und Ultrafiltration (bzw. Hämofiltration bei erforderlicher
Substitution) realisieren, Beim Wechsel zwischen Filtrations- und Dialysephase ist
über die zentrale Steuerung ebenfalls eine rechtzeitige automatische Vorbereitung
des Dialysats möglich, so daß einerseits ein lückenloser Übergang zwischen den Behandlungsphasen
erfolgen kann und andererseits kein unnötiger Verbrauch an Energie und Dialysekonzentrat
entsteht.
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A usführungebeispiel Die Zeichnung zeigt den Prinzipaufbau eines Ausführungsbeispiels
der erfindungsgemäßen Vorrichtung. dargestellt sind nur die für die Erfindung relevanten
Elemente des Systems, so sind z. B. die für ein derartiges Gerät zum unumgänglichen
Stand der Technik gehörigen Überwachungselemente (z. B. Temperaturmessung, Leitfähigkeitsmessung,
Druckmessung) und der gesamte Blutkreislauf nicht dargestellt.
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Eine erste Pumpe 1 saugt aus einem Wasserbehälter 2 Ru in wasser an.
Zwischen dieser Pumpe 1 und dem Wasserbehälter 2 sind noch eine Heizung 3 zur Aufheizung
des Wassers auf Körpertemperatur und eine Entgasungseinrichtung 4 angeordnet. Gleichzeitig
saugt diese Pumpe 1 Dialysekonzentrat aus einem Reservoir 5 an. Die zugehörige Ansaugleitung
ist durch ein Magnetventil 6 verschließbar. In der Pumpe 1 erfolgt die Mischung
des Dialysats aus Wasser und Konzentrat etwa im Verhältnis 34 : 1 bzw, in den für
die Bicarbonatdialyse erforderlichen Verhältnissen. Die Pumpe 1 befördert das erwärmte
und entgaste Gemisch in einen Behälter 7, wobei die Förderung mit Dosierpumpenqualität
erfolgt. Für
die Pumpe 1 kann dabei eines der bekannten Dosierpumpenprinzipe
Verwendung finden. Aus dem Behälter 7 fördert eine zweite Pumpe 8 das Dialysat durch
den Dialysator 26 ab. Nach der Pumpe 8 wird das Dialysat üblicherweise verworfen.
Die Pumpe 8 besitzt analog der Pumpe 1 Dosierpumpenqualität und steht zur Pumpe
1 in einem exakt konstanten Förderverhältnis. Dies wird im Ausf#ttirungsbeispiel
durch einen gemeinsamen Antrieb 9 beider Pumpen 1 und 8, die einen einheitlichen
konstruktiven Aufbau bilden, erreicht. Die Pumpe 1 hat gegenüber der Pumpe 8 ein
um einen exakt konstanten Faktor (vorteilhafterweise 5 %) höheres Fördervolumen.
Dieser Überschuß fließt aus dem Behälter 7 über die Leitung 10 in den Abfluß. Die
Leitung 10 ist so ausgeführt, daß eine Belüftung des Behälters 7 durch sie erreicht
wird und die Flüssigkeit im Behälter 7 sich somit immer druckmäßig im Gleichgewicht
mit der Atmosphäre befindet. Dies kann entweder durch eine Öffnung im Behälter 7
mit überlauf, eine Entlüftungsöffnung in der Leitung 10 oder vorzugsweise eine Gestaltung
der Querschnitte und des Ablaufniveaus der Leitung 10, die.diese Forderung erfüllt,
erreicht werden. In die Leitung 10 ist ein Durchflußmesser 11 geschaltet, der ein
dem Durchfluß proportionales elektrisches Signal abgibt, beispielsweise ein Turbinendurchflußmesser
mit einer Genauigkeit von 1 , bei einem maximalen Durchflußbereich von 5 l/h.
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Mittels eines Stellventils 12, das durch einen magnetischen oder elektromotorischen
Antrieb betätigt wird, läßt sich dem folgenden hydraulischen System ein Unterdruck
auf prägen, der bei geschlossenem Blutkreislauf zur Ultrafiltration von Xlüssigkeit
aus dem Blut in das Dialysat führt. Diese Flüssigkeitsmenge kommt zu dem von den
Pumpen 1 und 8 definiert erzeugten Fluß hinzu, so daß die gleiche Menge Flüssigkeit
über die einzige Öffnung des Systems, die Leitung 10, entweichen muß. Die Differenz
zwischen den Flüssen über die Leitung 10 bei angeschlossenem Dialysator 26 und bei
Umleitung des Dialysatflusses über eine Bypassleitung 18 ist somit ein direktes
Maß für die Ultrafiltration.
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Der Wert des Grundflusses durch die Leitung 10 ohne Dialysator wird
über die zentrale Steuerung 13 vom Istwertsignal des Durchflußmessers 11 automatisch
subtrahiert (Nullpunktverschiebung), so daß direkt die aktuelle Ultrafiltrationsrate
angezeigt wird. Um Fehler in der konstanten Dosierung der Pumpe 8 durch im Dialysator
frei gewordene Gase zu vermeiden, ist ein Gasabscheider 14 vor der Pumpe 8 angeordnet.
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Dieser kann als übliche Schwimmerkammer ausgebildet sein.
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In der bisherigen Beschreibung erfordert die Lösung höchste Präzision
der identisch-proportionalen Dosierung der Pumpen 1 und 8, da eine Genauigkeit der
Messung der Ultrafiltrationsrate von etwa 50 ml/h bei einem Fluß des Dialysats von
bis zu 50 l/h erreicht werden muß und jede Schwankung des Grundflusses zu einem
direkten Fehler der Anzeige führen würde. Diese extremen Forderungen an die Dosiergenauigkeit
werden beseitigt, indem bei jeder Änderung von Einstellparametern und in festgelegten
Zeitabständen, vorteilhafterweise 30 Minuten, durch die zentrale Steuerung 13 automatisch
die Ventile 15 und 16 geschlossen werden und das Ven-.
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til 17 in der Bypassleitung 18 kurzzeitig (bis zur Stabili--sierung
des Flusses durch die Leitung 10) geöffnet wird.
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In diesem Fall fließt durch die Leitung 10 lediglich der Grundfluß.
Durch die zentrale Steuerung 13 wird der Nullpunkt entsprechend diesen Messungen
jeweils automatisch verschoben, so daß die Genauigkeit der Ultrafiltrationsmessung
unabhängig von Drifterscheinungen, Toleranzen und Abhängigkeiten der Dosierung von
variablen Systemparametern wird und somit eine entscheidende Vereinfachung bzw.
überhaupt praktikable Realisierung der Forderungen an die Pumpen 1 und 8 möglich
ist. Die Bypassleitung 18 wird so angeordnet, daß sie direkt parallel zum Dialysator
26 liegt und etwa den gleichen Strömungswiderstand besitzt, um Fehler durch unterschiedliche
Druckabfälle zu vermeiden. Die zentrale Steuerung 13 enthält übliche Regelsysteme,
die bei Eingabe eines Sollwertes der Ultrafiltrationsratebzw. bei Eingabe einer
Gesamtultrafiltrationsmenge und einer vorgegebenen
Dialysezeit
bzw. bei Eingabe eines gewünschten zeitlichen Verlaufs der Ultrafiltrationsrate
durch das Bedienungspersonal entsprechend der optimalen Therapie das Stellventil
12 und damit den Transmembrandruck am Dialysator 26 so-beeinflussen, daß die gewünschte
tjltrafiltrationsrate erreicht wird. Der Regelkreis wird durch das Istwertsignal
des Durchflußmessers 11 geschlossen. Zur schnellen Erreichung des Sollwertes der
Ultrafiltrationsrate erfolgt zusätzlich die Eingabe der durchschnittlichen Ultrafiltrationsrate
des Dialysatortyps gemäß Herstellerangabe in die zentrale Steuerung 13, die daraus
den dementsprechenden Transmembrandruck ermittelt und über das Stellventil 12 als
Anfangswert einstellt. Erhebliche Abweichungen zwischen dem für eine bestimmte Ultrafiltrationsrate
praktisch notwendigen Transmembrandruck und dem für einen bestimmten Dialysator
theoretisch gemäß Herstellerangabe zu erwartenden Transmembrandruck weisen auf Störungen
des Systems bzw. defekten Dialysator 26 hin und werden von der zentralen Steuerung
13 als Alarm ausgegeben. Die zentrale Steuerung 13 ist vorteilhafterweise in software-orientierter
Logik mikroprozessorgesteuert aufgebaut, wobei alle Meßfunktionen vor Verarbeitung
digitalisiert werden.
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Das Ausführungsbeispiel weist weiterhin eine zusätzliche Pumpe 19
und ein zweites Stellventil 20 auf, die zur Erzeugung eines positiven Druckes an
der Membran des Dialysators 26 dienen, wodurch ein Transmembrandruck von Null bzw.
sogar ein negativer Transmembrandruck erreichbar ist.
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Diese Pumpe 19 dient lediglich der Druckerhöhung und darf keine dosierenden
Eigenschaften besitzen. Vorsugsweise ist für diesen Zweck eine Kreiselpumpe geeignet.
Wenn eine Ultrafiltrationsrate erforderlich wird, die geringer ist, als mit voll
geöffnetem Stellventil 12 erreichbar, erfolgt durch die zentrale Steuerung 13 eine
automatische Umschaltung auf das beschriebene Druckerhöhungssystem.
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Der bisher beschriebene Teil des Ausführungsbeispiels stellt ein Hämodialysegerät
mit vorteilhafter Ultrafiltrationsmessung und Bilanzierung dar. Durch Schließen
des Ventile 16
und Öffnen des Ventile 17 arbeitet dieses Gerät
als reines Filtrationssystem, da an der Membran des Dialysators 26 über die geöffnete
Leitung 21 der im System erzeugte Unterdruck anliegt und dadurch eine Ultrafiltrationsmenge
entsprechend dem resultierenden Transmembrandruck über die Leitung 21 abf ließt.
Die übrigen Funktionen des Gerätes bleiben unbeeinflußt, so daß über den Durchflußmesser
11 wiederum die Ultrafiltrationsmessung erfolgt, wobei für die Ermittlung des Grundflusses
lediglich das Ventil 15 geschlossen wird.
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Zur Einsparung an Dialysekonzentrat und Energie wird im Filtrationsbetrieb
automatisch die Heizung 3 und mittels des Ventils 6 die Konzentratzufuhr abgestellt.
Weiterhin wird über den Antrieb 9 der Pumpen 1 und 8 der Fluß durch die Bypaseleitung
18 minimiert.
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Für den Übergang von der Ultrafiltration zur Dialyse erfolgt automatisch
ca. 10 Minuten vor programmiertem Beginn der Dialyse die Binschaltung der Heizung
3 und der Konzentratzufuhr durch die zentrale Steuerung 13, so daß zu Dialysebeginn
ein stabiles Gemisch vorliegt.
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Das Ausführungsbeispiel wird ergänzt durch ein Substitutionssystem
für die Hämofiltration, bei der eine Ultrafiltrat ion in der Größenordnung von 20
1 pro Behandlung erfolgt, die durch simultane Substitution von Flüssigkeit in den
Blutkreislauf ausgeglichen wird. Die Substitutionsrate wird aus der Differenz zwischen
gemessener Ultrafiltrationerate und medizinisch erforderlicher Entwässerungsrate
durch die zentrale Steuerung 13 errechnet. Mit diesem Wert wird über die zentrale
Steuerung 13 eine übliche Infusionspumpe 22 gesteuert, die die erforderliche Flüssigkeitemenge
aus einem Vorratsbehälter 23 in den Blutkreislauf befördert. Je nach Indikation
kann die Zugabe vor dem Dialysator 26 (Prädilutation) oder nach dem Dialysator 26
(Postdilutation) erfolgen. Hierfür sind Ventile 24 und 25 vorgesehen, die eine Verf
ahrenswahl oder auch einen programmierten zeitgesteuerten Wechsel gestatten. Da
bei der Hämofiltration Ultrafiltrationsraten bis zu 10 l/h auftreten können, ist
eine Erweiterung des Meßbereiches
des Durchflußmessers 11 erforderlich,
die automatisch über die zentrale Steuerung 13 erfolgt. Die beschriebene Vorrichtung
ermöglicht einen frei programmierbaren Wechsel zwischen Dialyse, UltraSiltration.unR
Ultrafiltration mit Substitution (Hämofiltration) bzw. Dialyse mit Ultrafiltration
und Substitution (Hämodiafiltration) zur Erzielung eines optimalen, individuellen
Therapieregimes.
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Verwendete Bezugszeichen 1 erste Pumpe 2 Wasserbehälter Heizung 4
Entgasungseinrichtung 5 Reservoir 6 Magneventil 7 Behälter 8 zweite Pumpe 9 Antrieb
10 Leitung 11 Durchflußmesser 12 Stellventil 13 Zentrale Steuerung 14 Gasabscheider
15, 16, 17 Ventile 18 Bypassleitung 19 zusätzliche Pumpe 20 zweites Stellventil
21 Bettung.
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22 Infusionspumpe 23 Vorratsbeh#lter 24, 25 Ventile 26 Dialysator
Leerseite