WO2012079755A1 - Extrakorporale blutbehandlungsvorrichtung - Google Patents

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WO2012079755A1
WO2012079755A1 PCT/EP2011/006312 EP2011006312W WO2012079755A1 WO 2012079755 A1 WO2012079755 A1 WO 2012079755A1 EP 2011006312 W EP2011006312 W EP 2011006312W WO 2012079755 A1 WO2012079755 A1 WO 2012079755A1
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venous
line
arterial
blood
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PCT/EP2011/006312
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Jörn Meibaum
Gerhard Bock
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B. Braun Avitum Ag
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    • A61M1/301—Details
    • A61M1/305—Control of inversion point between collection and re-infusion phase
    • A61M1/306—Pressure control, e.g. using substantially rigid closed or gas buffered or elastic reservoirs

Definitions

  • the invention relates to an extracorporeal blood treatment device according to the preamble of patent claim 1.
  • Such a device is known for example from DE 34 22 375 A1.
  • the local device has a single-lumen catheter through which the extracorporeal blood treatment device can be connected to the bloodstream of a patient to be treated. Due to the single-lumen connection of the patient to the device, it is necessary that both blood collection and reinfusion of the blood take place via this single-lumen connection.
  • DE 3422375 A1 several possibilities of extracorporeal arrangement of hoses, pressure sensors, terminals and pumps can be seen. Crucial for all these arrangements is that they have an arterial tube after an arterial tube clamp and a vein line container in front of a venous tube clamp. Both containers form a blood reservoir so that even when one of the two tube clamps is closed, blood can be continuously conveyed via the dialyzer.
  • the control between the arterial phase, in which the blood is taken from the patient and supplied to the blood treatment device, and the venous phase, in which the withdrawn blood is reinfused to the patient, takes place in response to an arterial and a venous pressure sensor, which are connected to the arterial line container are attached.
  • the arterial tube clamp is opened and the venous one is closed.
  • a blood pump thereby promotes the blood to be purified through the tube system in the dialyzer and further into the venous line container against the closed venous hose clamp.
  • the arterial phase is terminated and the venous phase is initiated by opening the venous tube clamp and closing the arterial.
  • the blood pump now pumps blood from the arterial line container into the dialyzer and further into the venous line container, while purified blood from the venous line container enters the patient is reinfused. This happens until the build-up in the arterial line container vacuum has reached a lower limit.
  • the arterial tube clamp is opened and the venous closed, so that now the venous phase is completed and a new phase, consisting of renewed arterial and renewed venous phase begins.
  • the control between the arterial phase, in which the blood is taken from the patient and supplied to the blood treatment device, and the venous phase, in which the blood is reinfused, takes place here as a function of an arterial pressure sensor on the arterial line container, from the venous phase to the arterial pressure vessel Switch arterial phase, and unlike in DE 3422375 A1, depending on the measured stroke volume to switch from the arterial phase to the venous phase.
  • this device comprises a protective mechanism in which the pump is switched off in the arterial phase upon reaching a certain overpressure in the venous line container in order to avoid damage to the dialyzer.
  • 5,318,511 describes a system of extracorporeal assembly of tubes, pressure sensors, blood reservoirs and pumps in which the control between arterial phase and venous phase via a pressure measurement at the venous line container (transition from arterial phase to venous phase) and a fixed pump speed (transition from venous to arterial phase) is regulated.
  • the method described here is significantly more complex and requires up to four pumps, with two pumps being allocated for the arterial and venous phases, respectively.
  • regulation or control for automatic flow control in the event of disturbances is not disclosed in this US patent.
  • such a disturbance can represent, for example, a kink in the arterial or venous tubing.
  • such a fault can also be caused by wrong setting of the blood pump speed by the operating personnel, whereby the start of the therapy should also be considered under such a disturbance.
  • such disturbances can lead to the fact that no effective blood flow takes place - out of the patient's body and back into it or more takes place.
  • such a disturbance is described by way of example briefly with reference to a kink in the venous tubing:
  • a kink in the venous tubing during the venous phase increases the flow resistance there, as a result of which the outflow of the purified blood into the patient decreases and the venous line container empties correspondingly more slowly.
  • This has the consequence that the arterial phase volume is reduced over several phases, because with the same blood flow through the dialyzer until reaching the lower pressure limit in the arterial line container, the venous line container has not emptied accordingly.
  • the upper pressure limit in the venous line container is reached earlier and earlier during the following phases.
  • the overall system therefore begins to oscillate between the arterial and venous phases without effective blood flow through the extracorporeal blood purification machine. Therefore, in such situations, especially taking into account the dead volume described below, no reinfusion already purified blood in the patient.
  • the extracorporeal described in DE 3422375 A Blood purification machine effectively stopped therapy. This can only be prevented if the operating personnel regulate.
  • the pump Upon reaching the limit, the pump is turned off and the arterial line container fills without a pumping power due to the negative pressure present there. If a defined amount of blood has flowed into the arterial line container and this amount corresponds to a set limit value for the stroke volume, the pump is automatically activated and there is a change into the venous phase with closure of the arterial line and opening of the venous line. It has thus set a critical state in which the venous line container and the arterial line container are completely filled, and there is also a disability of the venous line.
  • a regulation of the pumping power in the venous phase does not exist and with running pump and increasing pressure in the venous line container, the system escalates finally, since a renewed change in the arterial phase is only connected to a certain negative pressure in the arterial line container. This can only be prevented if the operating personnel regulate.
  • the device described in US 4596550 could not automatically counteract a disturbance, such as a kink in the venous line.
  • the obstruction of the blood flow in the venous tubing would immediately lead to an escalation of the system because an additional pump is connected between the venous line container and the patient access, which is responsible for pumping the dialyzed blood from the venous line container to the patient. Since there is no sensor for the flow resistance after this pump, the Pump power can not be adapted to the given conditions. An escalation of the system can only be prevented here if the operating personnel regulate. In the last two examples, it should be emphasized that the devices lack a control system that counteracts disturbance, especially during a venous phase.
  • the present invention is characterized by an automated control system in which, depending on the currently promoted blood volume of a phase (arterial or venous) and its deviation from a defined setpoint (V SO II), a disorder detected independently and by continuous adjustment of the pump power (high and down control), the operation of the device for extracorporeal blood treatment can be maintained by the setpoint of the phase volume (V so n) the actual value of the phase volume (V is t) by Adjustment of the delivery rate QBP of the at least one pump (40) by means of a control device (50) is adjusted.
  • tphase Is the duration of one phase from the opening of the arterial line closing device 22 until the next opening of the arterial line closing device 22. If the duration of the arterial phase is from the opening of the arterial line closing device 22 to the closing of the arterial line closing device 22.
  • the duration of the venous phase is from the opening of the venous line closing device 32 to the closing of the venous line closing device 32.
  • Phase Volume Is the volume pumped by the pump during the duration of a phase.
  • the actual value of the phase volume is the phase volume actually delivered during a phase, which corresponds to the nominal value of the phase volume during a perfect dialysis process and deviates from the nominal value of the phase volume in the event of malfunctions.
  • the setpoint value of the phase volume is specified for the first phase at the beginning of the dialysis, e.g. determined by the operator or automatically based on reference values of previous dialysis sessions and may well vary. For each additional phase, the setpoint value of the phase volume corresponds to the actual value of the phase volume of the preceding phase.
  • the present invention thus relates to an extracorporeal blood treatment device with
  • venous line closing means (32) for closing the venous line (3) while simultaneously or substantially simultaneously opening the arterial line (2) in response to a signal B transmitted from the sensor means (21) to a venous line closing means (32) and
  • control device then (50) when the phase volume V is actually conveyed as n deviates from the phase volume V, the feed rate QBP the at least one pump (40) so that regulates this deviation goes AV zero.
  • That the arterial line container (20) is arranged in the arterial line (2) in front of the blood treatment device (5) means that the arterial line container (20) is in the blood flow direction before the blood treatment device (5) and thus between the arterial line closing device (22) and blood treatment device (5) is arranged.
  • the arterial line container (20) is disposed between arterial line closing means (22) and pump (40).
  • That the venous line container (30) is located in the venous line (3) behind the blood treatment device (5) means that the venous line container (30) is located in the blood flow direction behind the blood treatment device (5) and thus between venous line closing device (32) and blood treatment device (5) is arranged.
  • the term “simultaneously” or “substantially simultaneously” means that the closing of the arterial line closing device (22) takes place simultaneously with the opening of the venous line closing device (32) and, accordingly, the closing of the venous line closing device (32) at the same time as the opening the arterial line closing device (22) takes place.
  • a continuous blood flow is maintained receive.
  • the term “at the same time” means that both operations, ie closing 32 and opening 22 and closing 22 and opening 32, expire within one second.
  • a sensor means (31) for detecting an above-limit amount of treated blood in the venous line container (30), means that an upper limit for contained treated blood or a level or a maximum pressure correlating with the level is to be detected, indicating that the venous line container (30) contains a predetermined maximum amount of liquid and is therefore full and now the emptying should be initiated.
  • the sensor device (31) as described above measures a level or maximum level or a predetermined pressure or a predetermined overpressure or checks the achievement of such a predetermined limit and upon reaching the predetermined level or pressure, a signal to the control device (50) which then controls the closing of the arterial line closure device (22) and simultaneous opening of the venous line closure device (32).
  • an arterial line closing device (22) for closing the arterial line (2) at the same time opening the venous line (3) responsive to a signal A, which is transmitted from the sensor device (31) via the control device (50) to the arterial line closing device (22),
  • the sensor device (21) as described above measures a level or minimum level or a predetermined pressure or a predetermined negative pressure or checks the achievement of such a predetermined limit and upon reaching the predetermined level or pressure, a signal to the control device (50) which then controls the closing of the venous line closure device (32) and simultaneous opening of the arterial line closure device (22).
  • a venous line closing device (32) for closing the venous line (3) at the same time opening the arterial line (2) in response to a signal B from the sensor device (21) via the control device
  • a venous line closing device (32) for closing the venous line (3) with simultaneous opening of the arterial line (2) in response to a signal B from the control device (50) to a venous line
  • Locking device (32) is transmitted.
  • the present invention thus relates to an extracorporeal blood treatment device with - A control device (50) for controlling the opening and closing of an arterial line (2) at the same time closing and opening a venous line (3), with which untreated blood through the arterial line (2) is removable, by a blood treatment device (5) and conductive as treated blood is traceable through the venous line (3),
  • a venous line closing device (32) for closing the venous line (3) at the same time opening the arterial line (2) in response to a signal B from the sensor device (21) via the control device
  • Phase volume V is t deviated from the phase volume V so n, the flow rate QBP of at least one pump (40) so regulated that this deviation AV goes to zero.
  • the present invention relates to an extracorporeal blood treatment device with
  • a control device (50) for controlling the opening and closing of an arterial line (2) with simultaneous closing and opening of a venous line (3) with which untreated blood can be withdrawn through the arterial line (2), is conductible by a blood treatment device (5) and is traceable as treated blood through the venous line (3),
  • Blood treatment device (5) is arranged,
  • control means (50) when the actually delivered phase volume V ist deviates from the phase volume V so n within one phase, controls the delivery rate QBP of the at least one pump (40) during the subsequent phase such that this deviation ⁇ V approaches zero.
  • the aforementioned characterizing part may also alternatively be formulated as follows: characterized in that
  • Phase volume V is deviated from the phase volume V so n within a phase, the flow rate QBP of the at least one pump (40) during the subsequent phase so that V is t is adjusted to V so n n.
  • control device (50) is designed to automatically set a phase volume as a function of the actual delivery rate QBP of the at least one pump (40) to a predefined value V so n during a phase, wherein
  • This control device (50) is designed as a control circuit in which the phase volume is adjustable to a definable setpoint V so n, wherein the deviation AV of an actual value V is t the phase volume of its setpoint V so n used for control, and wherein
  • the control with a change in the power of the pump (40) includes an automatic adjustment of the actual value V is t the phase volume at its setpoint V so n and the concomitant change in the period of a phase tphase, said control in the venous phase and in the arterial phase can take place.
  • the target value of the phase volume V as the current phase of n is the actual value of the phase volume V t is the previous phase.
  • the blood flows freely and is no constriction in the arterial line (2) and / or the venous line (3) as the target value of the phase volume V corresponds to n the actual value of the phase volume V is t and AV is approximately zero, or in consideration of a certain tolerance range zero ,
  • phase volume V is actually promoted during the current phase V is for the following phase to setpoint of the phase volume V SO II.
  • the delivery rate of the pump (40) is reduced so that the volume AV is promoted less in the subsequent phase. If, in the subsequent phase, the actual value of the phase volume V is t reaches the setpoint value of the phase volume V so n, this means that no further constriction has occurred, but the existing constriction has not been widened or has widened.
  • the restriction continues to progress or is added a further narrowing, so also in the subsequent phase of the actual value of the phase volume V is smaller than the target value of the phase volume V n and AV so in turn is less than zero.
  • the device according to the invention in the embodiments described herein can thus automatically and automatically control the blood flow at constrictions in the region of the lines between venous line container (30), patient and arterial line container (20) in order to maintain the progress of dialysis and without having to interrupt the dialysis session or to require the intervention of the nursing staff by means of a warning.
  • the prerequisite for this automatic regulation of the delivery rate of the pump (40) is that the narrowing in the arterial line (2) between the patient and the arterial line container (20) is not so strong that the blood flows more slowly into the arterial line container (20) than the pump (40) it takes the arterial line container (20) again. This would be such a serious disturbance that a warning would be issued and the dialysis would have to be interrupted.
  • the pump (40) is then automatically switched off. The same applies if the constriction in the venous line (3) between the venous line container (30) and the patient were so strong that the blood would flow out of the venous line container (30) more slowly than the pump (40) supplies blood to the venous line container (30). This would also be a Treasurestörlich, which would lead to the issue of a warning and shutdown of the pump (40).
  • the device according to the invention comprises more than one pump (40), then the further pump (40) or the further pumps (40) is located between dialyzer (5) and venous line container (30) or between arterial line container (20) and dialyzer (5). All pumps (40) then preferably run at the same delivery rate QBP and are controlled simultaneously by the control device (50).
  • the delivery rate of the pump (40) can be automatically reduced and at a again improved flow of blood from the venous line container (30), the delivery rate of the pump (40) automatically can be increased again without operator intervention in the control or readjustment.
  • Another alternative formulation of the invention is as follows, wherein the invention relates to an extracorporeal blood treatment device
  • a venous line container (30) disposed in the venous line (3) between the blood treatment device (5) and the venous line closing device (32),
  • a sensor device (31) for detecting the fill level in the venous line container (30) and a signal forwarding to the control device 50 a sensor device (21) for detecting the fill level in the arterial line container (20) and a signal forwarding to the control device 50,
  • an arterial line closing device (22) for closing the arterial line (2) while simultaneously opening the venous line (3) in response to a signal A transmitted from the control device (50) to the arterial line closing device (22) when the filling level of the venous line container (30) has reached a defined limit
  • a venous line closing device (32) for closing the venous line (3) while opening the arterial line (2) in response to a signal B, which is transmitted from the control device (50) to a venous line closing device (32) when the level the arterial line container (20) has reached a defined limit, and
  • control device (50) when the actually delivered phase volume V ist deviates from the phase volume V so n with a deviation AV, controls the delivery rate Q B p of the at least one pump (40) so that this deviation ⁇ V approaches zero.
  • the delivery rate QBP of the pump (40) or of the pumps (40) is not changed during a running phase, but at the beginning of a subsequent phase, if at the preceding phase an AV not equal to zero or greater than a predefined tolerance interval of e.g. 1 ml_ has resulted.
  • the delivery rate of the pump (40) or pumps (40) at the beginning of the subsequent phase is reduced by the volume AV, i.
  • the delivery rate of the pump (40) or pumps (40) at the beginning of the subsequent phase is reduced so that during the phase duration of the subsequent phase the total volume AV is less promoted.
  • the single-lumen arrangement (10) is defined in this document, as can be seen in particular in Figure 1, as an arrangement of a patient access (12) on the blood vessel system (70) of the patient (see Figure 2) with a Y - 2) and the arterial line 2 connected thereto and the venous line 3, the arterial line 2 being conveyed through the arterial line container 20 and the pump 40 to the blood treatment device (FIG. 5), and the venous line (3) from the blood treatment device (5) through the venous line container (30) over the Y-piece (1 1) leads to the patient.
  • the single-lumen arrangement (10) can realize the access to the patient, for example by means of a needle or a flexible indwelling cannula.
  • One phase in this case comprises the period of time which lies between the opening of the arterial line closing device (22) until the next opening of the arterial line closing device (22), and is defined as the sum of the arterial phase and the venous phase.
  • the arterial phase describes the period of time which lies between the opening of the arterial line closing device (22) until the closing of the arterial line closing device (22)
  • the venous phase describes the time span which exists between the opening of the venous line closing device (32). until closing of the venous line closing device (32).
  • control device (50) is designed as a control circuit in which the automatic adjustment of the actual value V ist of the phase volume at its setpoint V so n and the concomitant change in the period of a phase tp haS e in the venous phase can also be done in the arterial phase.
  • the regulator of the control loop is designed as a P controller, I controller, D controller, PI controller, PD controller, PID controller, two-position controller, three-position controller, multi-point controller or fuzzy controller.
  • the setpoint value V so n of the phase volume is at least five times, preferably at least ten times as great as a dead volume V-rot (71) of the single-lumen arrangement (10).
  • the control device (50) is designed such that they have the control on the phase volume immediately following detection of a deviation AV 0 of the actual value V is the phase volume of the target value V as n to a predetermined dead time Tr 0 t delayed, wherein the predetermined dead time ⁇ - red is at least two phases, preferably at least four phases and a maximum of ten phases.
  • the at least one pump (40) is disposed between the arterial line container (20) and the venous line container (30).
  • the sensor devices (21, 31) are preferably designed as pressure sensors and the overpressure in the venous line container (30) measured by the sensor device (30) triggers closing of the arterial line closing device (22) and opening of the venous line closing device (32)
  • the negative pressure measured by the sensor device (21) triggers closing of the venous line closing device (32) in the arterial line container (20) and opening of the arterial line closing device (22).
  • the delivery rate Q B p of the pump (40) and the time period of a phase t Pha se is used, wherein the time period of a phase t Ph ase defined as the sum of the time t Ve n_Phase. which is between the signal A and the signal B, which are transmitted from the control means (50) to the arterial line closing means (22) and the venous line closing means (32), and the time t Ar t_phase, the between the signal B and the signal A, which are transmitted from the control device (50) to the arterial line closing device (22) and the venous line closing device (32).
  • the treated accumulated blood volume is as large as possible.
  • the peculiarity of single-lumen operation reduces a volume defined by the single-lumen connection of the blood treatment devices to the patient's vasculature, referred to as the dead volume, the volume of blood being treated. Since the already purified blood in the single-lumen access to the patient, ie the dead volume, is again supplied extracorporeal to the dialyzer in the arterial phase, the effectiveness of the treatment decreases.
  • the blood contained in this dead volume V To t is called recirculation volume, because during each arterial phase a certain amount of blood due to the existing dead space in the extracorporeal circulation is not in the patient's body is reinfused.
  • phase volume Vphase The phase volume V Pha se results from the volume of blood in the arterial phase V Ar t_phase> which is taken from the patient or the volume of blood in the venous phase V Ve n_Phase. which is returned to the patient.
  • the blood volume of the arterial and venous phase is differentiated by the volume of fluid that is removed from the blood in the dialyzer by ultrafiltration.
  • Veff V A rt Phase "V-red-
  • phase volume Vp ha se is carried out by multiplying the delivery rate QBP of the blood pump and the time span tp haS e to one phase:
  • Vphase Q ⁇ P * tphase wherein the time tphase of a phase resulting from the addition of the time span of the arterial phase t Ar t_phase and the time span of the venous phase En phase results in: tphase - tArt_Phase + tven_Phase
  • the arterial flow QArt_Biut and the venous flow Qven_Biut which also interact with the phase volume Vp ha se according to the following equations, are to be distinguished from the delivery rate QBP of the blood pump.
  • Vphase Art Phase + Vven_Phase.
  • Vven_Phase Qven_Blut * tven_Phase hase for Vp following applies:
  • Vphase QßP * (tArt_Phase + tven_Phase) The accumulated blood volume that is taken from the patient during therapy and reinfused again results in:
  • Viotherapie Q-Art_Blut * tArt_Phase * tiherapie / (tArt_Phase + tven_Phase) while the total dead volume V To t total over the entire therapy too
  • the phase volume as a function of the current delivery rate Q B p of the at least one pump to a predefined value V set so that is increased by a decrease in the delivery rate QB P, the period in which in the arterial or Venen effets employer the predetermined limit is reached.
  • the system now has more time to reach the corresponding predefined value V so n for the phase volume.
  • the delivery rate of the pump is located in the subsequent phases, the phase volume still below this predefined value V n so again reduced accordingly.
  • the control device in which the phase volume is automatically controlled to a desired value, wherein the deviation AV of an actual value V, s t of the phase volume of its setpoint V so n is used for control.
  • the controller of the control loop as P- Controller, I controller, D controller, PI controller, PD controller, PID controller, two-position controller, three-position controller, multi-point controller or fuzzy controller designed. Due to the large selection of these different types of controllers, it is easily possible to fine tune the control so that even the smallest AV values lead to intervention of the control and thus the phase volume over the entire therapy can be kept approximately constant, creating a optimal therapy is ensured.
  • the individual mathematical formulations of the various controllers is dispensed with at this point, since the configuration of a corresponding controller and the constant factors to be used there can vary depending on the device according to the invention used and their determination is at the discretion of the skilled person.
  • n of the phase volume of at least five times to keep the target value V as preferably at least ten times as large as the dead volume of the single-lumen device 10. This ensures that the largest possible effective blood volume is cleaned over the entire therapy.
  • the control device is designed such that it delays the control of the phase volume immediately after detection of a deviation AV 0 of the actual value Vj S t of the phase volume of its setpoint V so n by a predetermined dead time T To t.
  • T To t a predetermined dead time
  • the control is unnecessarily responsive when the deviation AV ⁇ 0 is within a tolerance range. This can be caused for example by systemic influences, such as when using a structurally not uniformly promoting roller pump, or by only short-term disturbances, such as a short-term kink in the arterial and / or venous line.
  • the dead time Tiot should therefore not be absolutely fixed, but define itself at a certain number of predetermined phases, consisting of an arterial and a venous phase, as already described above.
  • this dead time T To as at least two such phases, preferably as four such phases and a maximum of ten such phases.
  • the sensor devices associated with the arterial line and venous line containers prefferably be designed as pressure sensors. This can be achieved in a simple manner by occurring underpressures or overpressures in Arterien effet Gustavs- or venous line container whose level and with the help of the control device or the delivery rate of the pump and the time passed between opening and closing time or of the promoted in this time blood of the actual value V is to be determined for the phase volume.
  • Figure 1 a schematic representation of an embodiment of a
  • Figure 2 is a schematic representation of an embodiment of an on
  • FIGS. 1 shows an embodiment of an extracorporeal blood treatment device according to the invention is shown schematically.
  • a patient 1 to be treated is connected to the device by a single-lumen arrangement 10.
  • the single-lumen arrangement 10 as can be seen in particular from FIGS.
  • the single-lumen assembly 10 can access the patient, for example by means of a needle or a realize flexible indwelling cannula.
  • blood is taken from the vascular system 70 of the patient 1 by means of the patient access 12 of the single-lumen arrangement 10.
  • the blood to be purified passes from the patient access 12 via the arterial line 2 into an arterial line container 20, where it passes through an arterial line closing device 22 arranged in the arterial line 2.
  • the blood is now conveyed further along the arterial line 2 extending to a blood treatment device 5.
  • a pump 40 which may be formed, for example, as a roller pump.
  • the actual purification of the blood takes place in that by means of diffusion and / or convection the blood is removed from toxic substances and / or liquid.
  • the blood is purified by means of a semipermeable membrane 8 arranged in the blood treatment device 5.
  • the blood to be purified flows in this embodiment in countercurrent to a dialysis fluid supplied via a dialysis fluid inlet 6 to the blood treatment device 5 via the semipermeable membrane.
  • Dialysier thoroughlykeitsablauf 7 is consumed enriched with the toxins to be purified from the blood to be purified Dialysis fluid supplied to a collecting device not shown.
  • the purified blood is taken from the blood treatment device 5 by means of a venous line 3 arranged and conveyed into a venous line container 30.
  • the purified blood is fed back to the single lumen arrangement 10 via a continuation of the venous line 3, whereby a venous line closing device 32 arranged in the venous line 3 passes through.
  • the purified blood via the patient access 12 of the Y-piece 1 1 is now almost completely reinfused into the vascular system 70 of the patient 1 to be treated.
  • an extracorporeal blood treatment device with a single-lumen arrangement 10 as access to the vascular system 70 of the patient 1 it is not possible due to this special embodiment to remove the patient to be treated 1 simultaneously both to be purified blood and purified blood back into the patient 1 to reinfuse.
  • extracorporeal blood treatment devices with single-lumen arrangement 10 are equipped with special control and sensor elements as described in this exemplary embodiment, which allow the patient to remove blood to be cleaned in phases alternately and to reinfuse purified blood.
  • these control elements and sensor elements also include sensor devices 21, 31 associated with the arterial line container 20 or the venous line container 30, by which a statement about the level in the respective container 20, 30 can be won.
  • this also includes a control device 50, a monitoring device 51, a memory device 52, a display device 60, an input device 61 and a communication device 62nd
  • control device 50 receives data from the sensor elements 31 and 21. From this data, the elements of this group, and in particular the controller 50, can communicate to both the closure devices 22 and 32 and the pump 40 instructions to change their current operating state. Furthermore, the control device 50, the monitoring device 51 and the memory device 52 with the display device 60, the input device 61 and the communication device 62 bidirectionally exchange data and information.
  • the mode of operation of the exemplary embodiment according to FIG. 1 will now be described below, reference being not made to the start of therapy, but to the mode of operation during therapy already in progress.
  • the situation during normal trouble-free operation is as follows: During the arterial phase, the arterial line closing device 22 is opened, so that the blood taken from the patient 1 by means of the single-lumen arrangement 10 passes through the arterial line 2 into the arterial line Arterial line container 20 can flow.
  • the arterial line closing device 22 is opened, so that the blood taken from the patient 1 by means of the single-lumen arrangement 10 passes through the arterial line 2 into the arterial line Arterial line container 20 can flow.
  • At the beginning of an arterial phase there is a negative pressure in the arterial line container 20, which ensures that the blood is sucked by the patient and the arterial line container 20 fills to a certain level, where a pressure equalization between the negative pressure in the arterial line container 20 and the blood pressure of the Patient has taken place.
  • the arterial line container 20 stops filling and blood flows as it is pumped out of the arterial line container 20 by the pump (40).
  • the pump 40 continues to deliver the blood already contained in the arterial line container 20 by continuing the arterial line 2 into the blood treatment device 5 designed as a dialyzer, where the blood removes toxic substances by diffusion and / or convection and the weight of the patient is removed by the ultrafiltration Liquid is reduced.
  • the now already treated blood passes through the venous line 3 into the venous line container 30. Since in the arterial phase the venous line closing device 32 is closed, the blood in the venous line container 30 can not flow away and via the single-lumen arrangement into the vascular system 70 of the patient 1 reinfundiert.
  • the venous line container 30 fills with blood already treated until a certain upper level defined in the venous line container 30 has been reached.
  • This limit value is detected in the present exemplary embodiment according to FIG. 1 by the sensor device 31 designed as a pressure sensor on the basis of a predefined overpressure within the venous line container 30. If this overpressure value is transmitted by the pressure sensor 32 to the control device 50, at the same time (Signal A) causes the arterial line 2 to be closed by the arterial line closing device 22 and the venous line 3 to be opened by the venous line closing device 32. The arterial phase is thus terminated and the venous phase in which the patient 1 is already starting treated blood is reinfused.
  • the venous line container 30 empties due to the overpressure of the present in the venous line container 30 and the continuous promotion of blood through the pump 40 into the venous line container 30. Under normal conditions (no disturbance in the venous line), the outflow from the venous line container 30 is greater than the inflow in the venous line container 30.
  • the promotion of the pump 40 not only the venous line container 30 is continuously supplied with blood, but also the arterial line container 20 emptied. This happens until a certain defined by a threshold lower level in the arterial line container 20 is reached.
  • This limit value is detected in the present exemplary embodiment according to FIG. 1 by the sensor device 21 designed as a pressure sensor on the basis of a predefined negative pressure within the arterial line container 20. When this negative pressure value is transmitted to the control device 50 by the pressure sensor 21, it simultaneously causes (signal B) a closing of the venous line 3 by the venous line closing device 32 and an opening of the arterial line by the arterial line closing device 22.
  • This mode of operation described so far represents the desired mode of operation without interference.
  • the volume of the patient access 12 is therefore also referred to as dead volume 71, since in an extracorporeal blood purification device with a single-lumen arrangement 4 it is unavoidable that the blood located in this dead volume 71 at the end of the venous phase without previously entering the vascular system 70 of the patient 1 to be reinfused, is again subjected to a cleaning cycle.
  • the flow resistance for the blood which is emptied from the venous line container 30, increases there and thus flows more slowly during the venous phase than without kinking.
  • the effluent from the venous line container 30 is slower in the event of a fault to which the system can automatically respond than, without the disturbance, still faster than the inflow determined by the pump.
  • the ratio of inflow and outflow shifts from the venous line container 30 in favor of the inflow, whereby the volume of liquid in the venous line container 30 does not decrease, but increases.
  • the arterial line container 20 is further deflated by the continuous delivery of the pump 40 until the predefined limit value for the negative pressure in the arterial line container 20 is reached.
  • the control device 50, the arterial line closing device 22 is opened and the venous line closing device 32 is closed, so that the venous phase is completed and the arterial phase begins.
  • the level is higher there at the beginning of the arterial phase compared to the undisturbed extracorporeal circuit, so that with unchanged delivery rate of the pump 40 reaches the predefined limit for the overpressure in the venous line container 30 faster becomes.
  • the arterial phase volume is low in comparison to the undisturbed system because the control device 50 terminates the arterial phase when the sensor device 31 detects the predefined limit value for the overpressure in the venous line container 30 and forwards it to the control device 50. In the following venous phase, this scenario is repeated, with persistent disorder.
  • the level in the venous line container 30 is even higher at the end of this venous phase than in the previous phase, so that even less blood is conveyed by the pump 40 into the venous line container 30 in the following arterial phase would.
  • the system would now escalate and, in the extreme case, both the venous line container 30 and the arterial line container 20 would reach the predefined limits immediately after switching by the control means 50 from the arterial to the venous phase or vice versa and there would be no more phase volume promoted.
  • the deviation AV of the actual value V is t of the phase volume delivered by the pump 40 during a phase formed from the arterial and venous phases from that in the storage device 52 Setpoint V so determined n.
  • the deviation AV is positive and if it is outside a predefined tolerance range, the control loop now intervenes in the system and causes the control device 50 to reduce the delivery rate of the pump 40 by a certain amount.
  • phase volume Vi St is within the tolerance range of V so n, the controller no longer acts.
  • the phase volume V is t was thus set automatically by the control loop without intervention of the user in the tolerance range of the setpoint V S0 n.
  • a change in the viscosity of the blood of the patient 1 can be considered during therapy.
  • the phase volume to blood flow behaves differently for different viscosities. Viscosity changes during therapy naturally also occur due to the unavoidable fluid loss of the patient 1. Also, such viscosity changes cause a change in the flow resistance in the hose system of the apparatus be regarded as a disturbance, since this is the amount of the ratio of V / V To t becomes smaller and thus the effectiveness of the therapy is deteriorated.
  • Such a disturbance occurring due to a change in the viscosity of the blood during the therapy of the patient 1 can also be correspondingly influenced by the control circuit, so that the optimal effectiveness of the therapy is achieved.
  • phase volume V shows the behavior of the phase volume V is t in the undisturbed state over time when using a conventional in the field of extracorporeal blood treatment roller pump 40 by way of example.
  • the background to this is that deviations of the phase volume Vist are unavoidable by the use of a roller pump. However, such deviations should not already lead to the phase volume V is regulated to the setpoint V S0 n. Only when the actual value of the phase volume V is t the predetermined tolerance range or tunnel leaves, the control loop should intervene to ensure the best possible effectiveness of the therapy with the best possible cost-effectiveness.

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Abstract

Die Erfindung betrifft eine extrakorporale Blutbehandlungsvorrichtung mit • einer Steuereinrichtung (50) zur Steuerung des Öffnens und Schließens einer Arterienleitung (2) bei gleichzeitigem Schließen und Öffnen einer Venenleitung (3) in einer Single-Lumen-Anordnung (10), mit welcher unbehandeltes Blut durch die Single-Lumen-Anordnung (10) und die Arterienleitung (2) abgezogen, durch eine Blutbehandlungseinrichtung (5) geleitet und behandeltes Blut durch die Venenleitung (3) und die Single-Lumen-Anordnung (10) zurückgeführt wird, • einem Arterienleitungsbehälter (20), der in der Arterienleitung (2) vor der Blutbehandlungseinrichtung (5) angeordnet ist, • einem Venenleitungsbehälter (3), der in der Venenleitung hinter der Blutbehandlungseinrichtung (5) angeordnet ist, • einer Sensoreinrichtung (31) zum Erfassen einer über einem Grenzwert liegenden Menge behandelten Bluts in dem Venenleitungsbehälter (30), • einer Sensoreinrichtung (21) zum Erfassen einer unter einem Grenzwert liegenden Menge unbehandelten Bluts in dem Arterienleitungsbehälter (20), • einer Arterienleitungs-Schließeinrichtung (22) zum Verschließen der Arterienleitung (2) bei gleichzeitigem Öffnen der Venenleitung (3) ansprechend auf ein Signal A, das von der Sensoreinrichtung (31) an eine Arterienleitungs-Schließeinrichtung (22) übermittelt wird, • einer Venenleitungs-Schließeinrichtung (32) zum Verschließen der Venenleitung (3) bei gleichzeitigem Öffnen der Arterienleitung (2) ansprechend auf ein Signal B, das von der Sensoreinrichtung (21) an eine Venenleitungs-Schließeinrichtung (32) übermittelt wird und • wenigstens einer Pumpe (40), und ist dadurch gekennzeichnet, dass eine Steuerung (50) vorgesehen ist, mit welcher ein Phasenvolumen Vist in Abhängigkeit der aktuellen Förderrate QBP der wenigstens einen Pumpe (40) während einer Phase selbsttätig auf einen vordefinierten Wert Vsoll einstellbar ist.

Description

Extrakorporale Blutbehandlungsvorrichtung Stand der Technik Die Erfindung betrifft eine extrakorporale Blutbehandlungsvorrichtung gemäß dem Oberbegriff des Patentanspruchs 1.
Eine solche Vorrichtung ist beispielsweise aus der DE 34 22 375 A1 bekannt. Die dortige Vorrichtung weist einen Single-Lumen Katheter auf, durch welchen die extrakorporale Blutbehandlungsvorrichtung an den Blutkreislauf eines zu therapierenden Patienten anschließbar ist. Durch den einlumigen Anschluss des Patienten an die Vorrichtung ist es notwendig, dass darüber sowohl die Blutentnahme als auch das Reinfundieren des Blutes über diesen einlumigen Anschluss erfolgt. Bei der DE 3422375 A1 sind mehrere Möglichkeiten der extrakorporalen Anordnung von Schläuchen, Drucksensoren, Klemmen und Pumpen zu sehen. Entscheidend für all diese Anordnungen ist, dass sie zum einen einen Arterienleitungsbehälter nach einer arteriellen Schlauchklemme und zum anderen einen Venenleitungsbehälter vor einer venösen Schlauchklemme aufweisen. Beide Behälter bilden einen Blutspeicher, so dass auch bei Verschluss einer der beiden Schlauchklemmen kontinuierlich Blut über den Dialysator gefördert werden kann. Die Steuerung zwischen arterieller Phase, in welcher dem Patienten das Blut entnommen und der Blutbehandlungsvorrichtung zugeführt wird, und venöser Phase, in welcher dem Patienten das entnommene Blut reinfundiert wird, geschieht in Abhängigkeit eines arteriellen und eines venösen Drucksensors, welche an dem Arterienleitungsbehälter bzw. Venenleitungsbehälter angebracht sind.
Dabei ist während der arteriellen Phase die arterielle Schlauchklemme geöffnet und die venöse geschlossen. Eine Blutpumpe fördert dabei das zu reinigende Blut durch das Schlauchsystem in den Dialysator und weiter in den Venenleitungsbehälter gegen die geschlossene venöse Schlauchklemme. Sobald in dem Venenleitungsbehälter der Druck eine vorgegebenen oberen Grenzwert erreicht hat, wird die arterielle Phase beendet und die venöse Phase begonnen, indem die venöse Schlauchklemme geöffnet und die arterielle geschlossen wird. Durch die Blutpumpe wird nun Blut aus dem Arterienleitungsbehälter in den Dialysator und weiter in den Venenleitungsbehälter gepumpt, während aus dem Venenleitungsbehälter gereinigtes Blut in den Patienten reinfundiert wird. Dies geschieht solange bis der sich in dem Arterienleitungsbehälter aufbauende Unterdruck einen unteren Grenzwert erreicht hat. Nun wird wiederum die arterielle Schlauchklemme geöffnet und die venöse geschlossen, so dass nunmehr die venöse Phase beendet ist und eine neue Phase, bestehend aus erneuter arterieller und erneuter venöser Phase, beginnt.
Eine weitere Vorrichtung wird in dem US-Patent US 4,643,714 beschrieben. Diese ist mit der zuvor in DE 3422375 A1 beschriebenen Vorrichtung in ihrem Aufbau prinzipiell identisch. So wird auch hier eine extrakorporale Anordnung von Schläuchen, Drucksensoren, Klemmen und einer Pumpe offenbart, bei der analog ein Arterienleitungsbehälter nach einer arteriellen Schlauchklemme und zum anderen ein Venenleitungsbehälter vor einer venösen Schlauchklemme vorliegt. Beide Behälter bilden auch hier einen Blutspeicher.
Die Steuerung zwischen arterieller Phase, in welcher dem Patienten das Blut entnommen und der Blutbehandlungsvorrichtung zugeführt wird, und venöser Phase, in welcher dem Patienten das entnommene Blut reinfundiert wird, geschieht hier in Abhängigkeit eines arteriellen Drucksensors am Arterienleitungsbehälter, um von der venösen Phase auf die arterielle Phase umzuschalten, und anders als in der DE 3422375 A1 , in Abhängigkeit des gemessenen Hubvolumens, um von der arteriellen Phase auf die venöse Phase umzuschalten. Des Weiteren umfasst diese Vorrichtung einen Schutzmechanismus, bei welchem die Pumpe in der arteriellen Phase beim Erreichen eines bestimmten Überdruckes im Venenleitungsbehälter abgeschaltet wird, um eine Beschädigung am Dialysator zu vermeiden. Das US-Patent US 5,318,51 1 beschreibt hingegen ein System einer extrakorporalen Anordnung von Schläuchen, Drucksensoren, Blutspeicherbehältern und Pumpen, bei dem die Steuerung zwischen arterieller Phase und venöser Phase über eine Druckmessung am Venenleitungsbehälter (Übergang von arterieller Phase zu venöser Phase) und eine fest definierte Pumpendrehzahl (Übergang von venöser zu arterieller Phase) geregelt ist. Jedoch ist das hierbei beschriebene Verfahren deutlich komplexer und es werden bis zu vier Pumpen benötigt, wobei zwei Pumpen jeweils für die arterielle bzw. venöse Phase zugeteilt werden. Eine Regelung oder Steuerung zur automatischen Flussregelung bei auftretenden Störungen ist in diesem US-Patent jedoch nicht offenbart. Grundsätzlich arbeiten die in den Druckschriften DE 3422375 A1 , US 4643714 und US 51851 1 beschriebenen Vorrichtungen bzw. die dort beschriebenen Verfahren zufriedenstellend, solange keine Störungen im extrakorporalen Kreislauf, insbesondere im Schlauchsystem, auftreten. Auf eine Störung im System und eine automatische Störungsbehebung unter der Fortführung einer kontinuierlichen Blutbehandlung wird in den zuvor beschriebenen Vorrichtungen nicht eingegangen und dies wird auch nicht weiter berücksichtigt. Lediglich offenbart US 4,643,714 ein automatisches Abstellen der Pumpe bei Totalausfall des Systems, um den Dialysator zu schützen. Die im Stand der Technik beschriebenen Vorrichtungen sind jedoch nicht in der Lage, das Phasenvolumen über die Förderate der Pumpe automatisch bei Störungen anzupassen, um den Betrieb der Vorrichtung aufrecht zu erhalten. Eine solche Störung kann einerseits beispielweise ein Knick in der arteriellen bzw. venösen Schlauchleitung darstellen. Andererseits kann eine solche Störung auch in einem falschen Einstellen der Blutpumpengeschwindigkeit durch das Bedienpersonal seine Ursache haben, wobei unter einer solchen Störung auch der Start der Therapie angesehen werden soll. Solche Störungen können im Extremfall dazu führen, dass kein effektiver Blutfluss - aus dem Patientenkörper heraus und wieder hinein stattfindet bzw. mehr stattfindet. Im Folgenden sei eine solche Störung beispielhaft kurz anhand eines Knickes in der venösen Schlauchleitung beschrieben:
Durch einen Knick in der venösen Schlauchleitung während der venösen Phase erhöht sich dort der Flusswiderstand, wodurch der Abfluss des gereinigten Blutes in den Patienten abnimmt und sich der Venenleitungsbehälter entsprechend langsamer entleert. Dies hat zur Folge, dass sich das arterielle Phasenvolumen über mehrere Phasen verkleinert, weil bei gleichem Blutfluss über den Dialysator bis zum Erreichen des unteren Druckgrenzwertes in dem Arterienleitungsbehälter sich der Venenleitungsbehälter nicht entsprechend entleert hat. Demzufolge wird der obere Druckgrenzwert in dem Venenleitungsbehälter während der folgenden Phasen immer früher erreicht. Das Gesamtsystem beginnt demzufolge zwischen arterieller und venöser Phase zu oszillieren, ohne dass ein effektiver Blutfluss durch die extrakorporale Blutreinigungsmaschine stattfindet. Daher erfolgt in solchen Situationen, insbesondere auch unter Berücksichtigung des weiter unten beschriebenen Totvolumens, kein Reinfundieren bereits gereinigten Blutes in den Patienten. Somit findet in diesen Situationen mit der in DE 3422375 A beschriebenen extrakorporalen Blutreinigungsmachine effektiv keine Therapie mehr statt. Dies kann nur unterbunden werden, wenn das Bedienpersonal regulierend eingreift.
Die Folgen eines Knicks in der venösen Schlauchleitung sei auch im Folgenden an der Vorrichtung aus US 4643714 geschildert. Durch die Behinderung des Blutflusses in der venösen Schlauchleitung während der venösen Phase kann der Venenleitungsbehälter nur unzureichend entleert werden und mit laufender Pumpe und stetiger Blutzuführung aus dem Dialysator, steigt der Druck im Venenleitungsbehälter rasch an. Dieser wird jedoch für einen Wechsel zur arteriellen Phase nicht berücksichtigt und der Wechsel erfolgt erst ab einem gewissen Unterdruck im Arterienleitungsbehälter. Die Venenleitung wird daraufhin geschlossen und die Arterienleitung geöffnet. Da das angestaute Flüssigkeitsvolumen im Venenleitungsbehälter während der venösen Phase nicht abfließen konnte, wird der gesetzte Grenzwert für den Druck des Venenleitungsbehälters mit der laufenden Pumpe umgehend erreicht. Mit Erreichen des Grenzwertes wird die Pumpe abgeschaltet und der Arterienleitungsbehälter füllt sich ohne eine Pumpleistung aufgrund des dort vorliegenden Unterdrucks. Ist eine definierte Menge an Blut in den Arterienleitungsbehälter nachgeflossen und entspricht diese Menge einem gesetzten Grenzwert für das Hubvolumen, so wird die Pumpe automatisch aktiviert und es findet unter Schließung der Arterienleitung und Öffnen der Venenleitung ein Wechsel in die venöse Phase statt. Es hat sich somit ein kritischer Zustand eingestellt, in welchem der Venenleitungsbehälter als auch der Arterienleitungsbehälter vollständig gefüllt sind, und zudem eine Behinderung der Venenleitung vorliegt. Eine Regelung der Pumpleistung in der venösen Phase existiert nicht und mit laufender Pumpe und wachsendem Druck im Venenleitungsbehälter eskaliert das System schließlich, da ein erneuter Wechsel in die arterielle Phase erst mit einem gewissen Unterdruck im Arterienleitungsbehälter verbunden ist. Dies kann nur unterbunden werden, wenn das Bedienpersonal regulierend eingreift.
Auch die in US 4596550 beschriebene Vorrichtung könnte einer Störung, z.B. einem Knick in der Venenleitung, nicht automatisch entgegenwirken. Durch die Behinderung des Blutflusses in der venösen Schlauchleitung würde es umgehend zu einer Eskalation des Systems kommen, da zwischen dem Venenleitungsbehälter und dem Patientenzugang eine zusätzliche Pumpe geschaltet ist, welche für den Pumpvorgang des dialysierten Blutes vom Venenleitungsbehälter zum Patienten verantwortlich ist. Da es nach dieser Pumpe keine Sensorik für den Flusswiderstand gibt, kann die Pumpleistung auch nicht den gegebenen Verhältnissen angepasst werden. Eine Eskalation des Systems kann auch hier nur unterbunden werden, wenn das Bedienpersonal regulierend eingreift. Bei den letzten beiden Beispielen ist somit hervorzuheben, dass es den Vorrichtungen an einem Regelsystem mangelt, dass besonders während einer venösen Phase einer Störung entgegenwirkt.
Es ist daher Aufgabe der Erfindung, eine Vorrichtung nach dem Oberbegriff des Patentanspruchs 1 zur Verfügung zu stellen, mit welcher trotz auftretender Störungen im Blutflusssystem die Therapie fortgesetzt werden kann und auch bei Behebung oder Wegfall der Störung die Vorrichtung automatisch wieder zu einer effektiveren Leistung übergehen kann.
Beschreibung
Gelöst wird diese Aufgabe durch eine Vorrichtung mit den Merkmalen des Patentanspruchs 1 . Vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung finden sich in den Unteransprüchen, den Beispielen und den Figuren.
Im Gegensatz zu dem zuvor zitierten Stand der Technik zeichnet sich die vorliegende Erfindung durch ein automatisiertes Regelsystem aus, in welchem, abhängig vom momentan geförderten Blutvolumen einer Phase (arteriell oder venös) und dessen Abweichung von einem definierten Sollwert (VSOII), eine Störung selbständig erkannt und durch kontinuierliche Anpassung der Pumpenleistung (Hoch- als auch Runter- Regelung), der Betrieb der Vorrichtung zur extrakorporalen Blutbehandlung aufrecht erhalten werden kann, indem der Sollwert des Phasenvolumens (Vson) dem Istwert des Phasenvolumens (Vist) durch Anpassung der Förderrate QBP der mindestens einen Pumpe (40) mittels einer Steuereinrichtung (50) angeglichen wird.
Wie hierin verwendet, haben folgende Begriffe die folgenden Bedeutungen:
tphase: Ist die Dauer einer Phase vom Öffnen der Arterienleitungs- Schließeinrichtung 22 bis zum nächsten Öffnen der Arterienleitungs- Schließeinrichtung 22. Ist die Dauer der arteriellen Phase vom Öffnen der Arterienleitungs- Schließeinrichtung 22 bis zum Schließen der Arterienleitungs- Schließeinrichtung 22.
Ist die Dauer der venösen Phase vom Öffnen der Venenleitungs- Schließeinrichtung 32 bis zum Schließen Venenleitungs-Schließeinrichtung 32.
Phasenvolumen: Ist das während der Dauer einer Phase durch die Pumpe geförderte Volumen.
Istwert des Phasenvolumens: Der Istwert des Phasenvolumens ist das während einer Phase tatsächlich geförderte Phasenvolumen, welches bei einem einwandfreien Dialyseverlauf dem Sollwert des Phasenvolumens entspricht und bei auftretenden Störungen vom Sollwert des Phasenvolumens abweicht.
Sollwert des Phasenvolumens: Der Sollwert des Phasenvolumens wird für die erste Phase bei Beginn der Dialyse vorgegeben, z.B. durch das Bedienpersonal oder automatisch festgelegt aufgrund von Referenzwerten früherer Dialysesitzungen und kann durchaus auch variieren. Für jede weitere Phase entspricht der Sollwert des Phasenvolumens dem Istwert des Phasenvolumens der vorhergehenden Phase.
Differenz zwischen dem Istwert des Phasenvolumens und dem Sollwert des Phasenvolumens. Ist AV > 0 so wurde in der aktuellen Phase ein größeres Phasenvolumen gefördert als in der vorherigen Phase. Ist AV < 0 so wurde in der aktuellen Phase ein kleineres Phasenvolumen gefördert als in der vorherigen Phase.
Ist die Förderrate der Pumpe (40) angegeben in mL/s.
Die vorliegende Erfindung betrifft somit eine extrakorporale Blutbehandlungsvorrichtung mit
- einer Steuereinrichtung (50) zur Steuerung des Öffnens und Schließens einer Arterienleitung (2) bei gleichzeitigem oder im wesentlichen gleichzeitigem Schließen und Öffnen einer Venenleitung (3) in einer Single-Lumen-Anordnung (10), mit welcher unbehandeltes Blut durch die Single-Lumen-Anordnung (10) und die Arterienleitung (2) abgezogen, durch eine Blutbehandlungseinrichtung (5) geleitet und behandeltes Blut durch die Venenleitung (3) und die Single- Lumen-Anordnung (10) zurückgeführt wird,
einem Arterienleitungsbehälter (20), der in der Arterienleitung (2) vor der Blutbehandlungseinrichtung (5) angeordnet ist,
einem Venenleitungsbehälter (30), der in der Venenleitung (3) hinter der Blutbehandlungseinrichtung (5) angeordnet ist,
einer Sensoreinrichtung (31 ) zum Erfassen einer über einem Grenzwert liegenden Menge behandelten Bluts in dem Venenleitungsbehälter (30), einer Sensoreinrichtung (21 ) zum Erfassen einer unter einem Grenzwert liegenden Menge unbehandelten Bluts in dem Arterienleitungsbehälter (20), einer Arterienleitungs-Schließeinrichtung (22) zum Verschließen der Arterienleitung (2) bei gleichzeitigem oder im wesentlichen gleichzeitigem Öffnen der Venenleitung (3) ansprechend auf ein Signal A, das von der Sensoreinrichtung (31 ) an die Arterienleitungs-Schließeinrichtung (22) übermittelt wird,
einer Venenleitungs-Schließeinrichtung (32) zum Verschließen der Venenleitung (3) bei gleichzeitigem oder im wesentlichen gleichzeitigem Öffnen der Arterienleitung (2) ansprechend auf ein Signal B, das von der Sensoreinrichtung (21 ) an eine Venenleitungs-Schließeinrichtung (32) übermittelt wird und
wenigstens einer Pumpe (40) zur Förderung eines Phasenvolumens VPhase mit einer Förderrate QBP,
dadurch gekennzeichnet, dass
die Steuereinrichtung (50) dann, wenn das tatsächlich geförderte Phasenvolumen Vist von dem Phasenvolumens Vson abweicht, die Förderrate QBP der wenigstens einen Pumpe (40) so regelt, dass diese Abweichung AV gegen Null geht.
Dass der Arterienleitungsbehälter (20) in der Arterienleitung (2) vor der Blutbehandlungseinrichtung (5) angeordnet ist, bedeutet, dass sich der Arterienleitungsbehälter (20) in Blutflussrichtung vor der Blutbehandlungseinrichtung (5) befindet und somit zwischen Arterienleitungs-Schließeinrichtung (22) und Blutbehandlungseinrichtung (5) angeordnet ist.
In sämtlichen Ausführungen der hierin offenbarten extrakorporalen Blutbehandlungsvorrichtung kann das Merkmal » - einem Arterienleitungsbehälter (20), der in der Arterienleitung (2) vor der Blutbehandlungseinrichtung (5) angeordnet ist, «
wie folgt ersetzt werden durch:
» - einem Arterienleitungsbehälter (20), der in der Arterienleitung (2) in Blutflussrichtung vor der Blutbehandlungseinrichtung (5) angeordnet ist, « oder durch
» - einem Arterienleitungsbehälter (20), der in der Arterienleitung (2) zwischen Arterienleitungs-Schließeinrichtung (22) und Blutbehandlungseinrichtung (5) angeordnet ist, «
Vorzugsweise ist der Arterienleitungsbehälter (20) zwischen Arterienleitungs- Schließeinrichtung (22) und Pumpe (40) angeordnet.
Dass der Venenleitungsbehälter (30) in der Venenleitung (3) hinter der Blutbehandlungseinrichtung (5) angeordnet ist, bedeutet, dass sich der Venenleitungsbehälter (30) in Blutflussrichtung hinter der Blutbehandlungseinrichtung (5) befindet und somit zwischen Venenleitungs-Schließeinrichtung (32) und Blutbehandlungseinrichtung (5) angeordnet ist.
In sämtlichen Ausführungen der hierin offenbarten extrakorporalen Blutbehandlungsvorrichtung kann das Merkmal
» - einem Venenleitungsbehälter (30), der in der Venenleitung (3) hinter der Blutbehandlungseinrichtung (5) angeordnet ist, «
wie folgt ersetzt werden durch:
» - einem Venenleitungsbehälter (30), der in der Venenleitung (3) in Blutflussrichtung hinter der Blutbehandlungseinrichtung (5) angeordnet ist, « oder durch
» - einem Venenleitungsbehälter (30), der in der Venenleitung (3) zwischen Venenleitungs-Schließeinrichtung (32) und Blutbehandlungseinrichtung (5) angeordnet ist, «
Der Begriff "gleichzeitig" oder "im wesentlichen gleichzeitig" bedeutet, dass das Schließen der Arterienleitungs-Schließeinrichtung (22) zeitgleich mit dem Öffnen der Venenleitungs-Schließeinrichtung (32) erfolgt und entsprechend das Schließen der Venenleitungs-Schließeinrichtung (32) zeitgleich mit dem Öffnen der Arterienleitungs- Schließeinrichtung (22) stattfindet. Somit wird ein kontinuierlicher Blutfluß aufrecht erhalten. Vorzugsweise bezeichnet der Begriff "zeitgleich", dass beide Vorgänge, d.h. Schließen von 32 und Öffnen von 22 als auch Schließen von 22 und Öffnen von 32 innerhalb einer Sekunde ablaufen. Das Merkmal
- einer Sensoreinrichtung (31 ) zum Erfassen einer über einem Grenzwert liegenden Menge behandelten Bluts in dem Venenleitungsbehälter (30), bedeutet, dass eine Obergrenze für enthaltenes behandeltes Blut oder ein Füllstand oder ein mit dem Füllstand korrelierender Maximaldruck detektiert werden sollen, wodurch angegeben wird, dass der Venenleitungsbehälter (30) eine vorgegebene maximale Flüssigkeitsmenge enthält und damit voll ist und nun die Entleerung eingeleitet werden soll.
Somit läßt sich das vorgenannte Merkmal bei allen hierin offenbarten Ausführungsformen ersetzen durch:
» - einer Sensoreinrichtung (31 ) zum Erfassen des Füllstandes in dem
Venenleitungsbehälter (30), «
oder
» - einer Sensoreinrichtung (31 ) zum Erfassen eines maximalen Füllstandes in dem Venenleitungsbehälter (30), «
oder
» - einer Sensoreinrichtung (31 ) zum Erfassen, ob ein vorgegebener Füllstand in dem Venenleitungsbehälter (30) erreicht worden ist, «
oder
» - einer Sensoreinrichtung (31 ) zum Erfassen eines maximalen Drucks in dem Venenleitungsbehälter (30), «
oder
» - einer Sensoreinrichtung (31 ) zum Erfassen, ob ein vorgegebener Druck in dem Venenleitungsbehälter (30) erreicht worden ist, «. Das Merkmal
- einer Sensoreinrichtung (21 ) zum Erfassen einer unter einem Grenzwert liegenden Menge unbehandelten Bluts in dem Arterienleitungsbehälter (20), bedeutet, dass eine Untergrenze für enthaltenes unbehandeltes Blut oder ein Füllstand oder ein mit dem Füllstand korrelierender Minimaldruck oder Unterdruck detektiert werden sollen, wodurch angegeben wird, dass der Arterienleitungsbehälter (20) eine vorgegebene minimale Flüssigkeitsmenge enthält und damit leer ist und nun die Befüllung eingeleitet werden soll.
Somit läßt sich das vorgenannte Merkmal bei allen hierin offenbarten Ausführungsformen ersetzen durch:
» - einer Sensoreinrichtung (21 ) zum Erfassen des Füllstandes in dem
Arterienleitungsbehälter (20), «
oder
» - einer Sensoreinrichtung (21 ) zum Erfassen eines minimalen Füllstandes in dem Arterienleitungsbehälter (20), «
oder
» - einer Sensoreinrichtung (21 ) zum Erfassen, ob ein vorgegebener Füllstand in dem Arterienleitungsbehälter (20) erreicht worden ist, «
oder
» - einer Sensoreinrichtung (21 ) zum Erfassen eines Minimaldrucks oder Unterdrucks in dem Arterienleitungsbehälter (20), «
oder
» - einer Sensoreinrichtung (21 ) zum Erfassen, ob ein vorgegebener Druck oder Unterdruck in dem Arterienleitungsbehälter (20) erreicht worden ist, «. Das Merkmal
- einer Arterienleitungs-Schließeinrichtung (22) zum Verschließen der Arterienleitung (2) bei gleichzeitigem oder im wesentlichen gleichzeitigem Öffnen der Venenleitung (3) ansprechend auf ein Signal A, das von der Sensoreinrichtung (31 ) an die Arterienleitungs-Schließeinrichtung (22) übermittelt wird,
bedeutet, dass die Sensoreinrichtung (31 ) wie oben beschrieben einen Füllstand oder maximalen Füllstand oder einen vorgegebenen Druck bzw. einen vorgegebenen Überdruck misst oder das Erreichen eines solchen vorgegebenen Grenzwertes überprüft und bei Erreichung des vorgegebenen Füllstandes oder Druckes ein Signal an die Steuereinrichtung (50) sendet, welche dann das Schließen der Arterienleitungs- Schließeinrichtung (22) und zeitgleiches Öffnen der Venenleitungs-Schließeinrichtung (32) regelt.
Obiges Merkmal kann daher durch eine der folgenden Formulierungen ersetzt werden:
- einer Arterienleitungs-Schließeinrichtung (22) zum Verschließen der Arterienleitung (2) bei zeitgleichem Öffnen der Venenleitung (3) ansprechend auf ein Signal A, das von der Sensoreinrichtung (31 ) über die Steuereinrichtung (50) an die Arterienleitungs-Schließeinrichtung (22) übermittelt wird,
oder
- einer Arterienleitungs-Schließeinrichtung (22) zum Verschließen der Arterienleitung (2) bei zeitgleichem Öffnen der Venenleitung (3) ansprechend auf ein Signal A, das von der Steuereinrichtung (50) an die Arterienleitungs- Schließeinrichtung (22) übermittelt wird.
Das Merkmal
- einer Venenleitungs-Schließeinrichtung (32) zum Verschließen der
Venenleitung (3) bei gleichzeitigem oder im wesentlichen gleichzeitigem Öffnen der Arterienleitung (2) ansprechend auf ein Signal B, das von der Sensoreinrichtung (21 ) an eine Venenleitungs-Schließeinrichtung (32) übermittelt wird
bedeutet, dass die Sensoreinrichtung (21 ) wie oben beschrieben einen Füllstand oder minimalen Füllstand oder einen vorgegebenen Druck bzw. einen vorgegebenen Unterdruck misst oder das Erreichen eines solchen vorgegebenen Grenzwertes überprüft und bei Erreichung des vorgegebenen Füllstandes oder Druckes ein Signal an die Steuereinrichtung (50) sendet, welche dann das Schließen der Venenleitungs- Schließeinrichtung (32) und zeitgleiches Öffnen der Arterienleitungs-Schließeinrichtung (22) regelt.
Obiges Merkmal kann daher durch eine der folgenden Formulierungen ersetzt werden:
- einer Venenleitungs-Schließeinrichtung (32) zum Verschließen der Venenleitung (3) bei zeitgleichem Öffnen der Arterienleitung (2) ansprechend auf ein Signal B, das von der Sensoreinrichtung (21 ) über die Steuereinrichtung
(50) an eine Venenleitungs-Schließeinrichtung (32) übermittelt wird,
oder
- einer Venenleitungs-Schließeinrichtung (32) zum Verschließen der Venenleitung (3) bei zeitgleichem Öffnen der Arterienleitung (2) ansprechend auf ein Signal B, das von der Steuereinrichtung (50) an eine Venenleitungs-
Schließeinrichtung (32) übermittelt wird.
Die vorliegende Erfindung betrifft somit eine extrakorporale Blutbehandlungsvorrichtung mit - einer Steuereinrichtung (50) zur Steuerung des Öffnens und Schließens einer Arterienleitung (2) bei zeitgleichem Schließen und Öffnen einer Venenleitung (3), mit welcher unbehandeltes Blut durch die Arterienleitung (2) abziehbar ist, durch eine Blutbehandlungseinrichtung (5) leitbar und als behandeltes Blut durch die Venenleitung (3) zurückführbar ist,
- einem Arterienleitungsbehälter (20), der in der Arterienleitung (2) vor der Blutbehandlungseinrichtung (5) angeordnet ist,
- einem Venenleitungsbehälter (30), der in der Venenleitung (3) hinter der Blutbehandlungseinrichtung (5) angeordnet ist,
- einer Sensoreinrichtung (31 ) zum Erfassen des Füllstandes an behandeltem
Blut in dem Venenleitungsbehälter (30),
- einer Sensoreinrichtung (21 ) zum Erfassen des Füllstandes an unbehandelten Bluts in dem Arterienleitungsbehälter (20),
- einer Arterienleitungs-Schließeinrichtung (22) zum Verschließen der Arterienleitung (2) bei zeitgleichem Öffnen der Venenleitung (3) ansprechend auf ein Signal A, das von der Sensoreinrichtung (31 ) über die Steuereinrichtung (50) an die Arterienleitungs-Schließeinrichtung (22) übermittelt wird,
- einer Venenleitungs-Schließeinrichtung (32) zum Verschließen der Venenleitung (3) bei zeitgleichem Öffnen der Arterienleitung (2) ansprechend auf ein Signal B, das von der Sensoreinrichtung (21 ) über die Steuereinrichtung
(50) an eine Venenleitungs-Schließeinrichtung (32) übermittelt wird und
- wenigstens einer Pumpe (40) zur Förderung eines Phasenvolumens VPhase mit einer Förderrate QBP,
dadurch gekennzeichnet, dass
die Steuereinrichtung (50) dann, wenn das tatsächlich geförderte
Phasenvolumen Vist von dem Phasenvolumens Vson abweicht, die Förderrate QBP der wenigstens einen Pumpe (40) so regelt, dass diese Abweichung AV gegen Null geht. Anders formuliert betrifft die vorliegende Erfindung eine extrakorporale Blutbehandlungsvorrichtung mit
- einer Steuereinrichtung (50) zur Steuerung des Öffnens und Schließens einer Arterienleitung (2) bei zeitgleichem Schließen und Öffnen einer Venenleitung (3), mit welcher unbehandeltes Blut durch die Arterienleitung (2) abziehbar ist, durch eine Blutbehandlungseinrichtung (5) leitbar und als behandeltes Blut durch die Venenleitung (3) zurückführbar ist,
- einem Arterienleitungsbehälter (20), der in der Arterienleitung (2) vor der Blutbehandlungseinrichtung (5) angeordnet ist,
- einem Venenleitungsbehälter (30), der in der Venenleitung (3) hinter der
Blutbehandlungseinrichtung (5) angeordnet ist,
- einer Sensoreinrichtung (31 ) zum Erfassen des Füllstandes an behandeltem Blut in dem Venenleitungsbehälter (30),
- einer Sensoreinrichtung (21 ) zum Erfassen des Füllstandes an unbehandelten Bluts in dem Arterienleitungsbehälter (20),
- einer Arterienleitungs-Schließeinrichtung (22) zum Verschließen der Arterienleitung (2) bei zeitgleichem Öffnen der Venenleitung (3) ansprechend auf ein Signal A, das von der Sensoreinrichtung (31 ) über die Steuereinrichtung (50) an die Arterienleitungs-Schließeinrichtung (22) übermittelt wird,
- einer Venenleitungs-Schließeinrichtung (32) zum Verschließen der
Venenleitung (3) bei zeitgleichem Öffnen der Arterienleitung (2) ansprechend auf ein Signal B, das von der Sensoreinrichtung (21 ) über die Steuereinrichtung (50) an eine Venenleitungs-Schließeinrichtung (32) übermittelt wird und
- wenigstens einer Pumpe (40) zur Förderung eines vordefinierten Phasenvolumens Vson mit einer Förderrate QBP während einer Phase mit einer
Phasendauer tphase
dadurch gekennzeichnet, dass
die Steuereinrichtung (50) dann, wenn das tatsächlich geförderte Phasenvolumen Vist von dem Phasenvolumens Vson innerhalb einer Phase abweicht, die Förderrate QBP der wenigstens einen Pumpe (40) während der nachfolgenden Phase so regelt, dass diese Abweichung AV gegen Null geht.
Der vorgenannte kennzeichnende Teil kann auch alternativ wie folgt formuliert werden: dadurch gekennzeichnet, dass
die Steuereinrichtung (50) dann, wenn das tatsächlich geförderte
Phasenvolumen Vist von dem Phasenvolumens Vson innerhalb einer Phase abweicht, die Förderrate QBP der wenigstens einen Pumpe (40) während der nachfolgenden Phase so regelt, dass Vist an Vson angeglichen wird.
oder
dadurch gekennzeichnet, dass die Steuereinrichtung (50) dann, wenn das tatsächlich geförderte Phasenvolumen Vist von dem Phasenvolumens Vson innerhalb einer Phase abweicht, die Förderrate QBP der wenigstens einen Pumpe (40) so regelt, dass Vist an Vsoii angeglichen wird,
oder
dadurch gekennzeichnet, dass
die Steuereinrichtung (50) ausgebildet ist, um ein Phasenvolumen in Abhängigkeit der aktuellen Förderrate QBP der wenigstens einen Pumpe (40) während einer Phase selbsttätig auf einen vordefinierten Wert Vson einzustellen, wobei
- selbige Steuereinrichtung (50) als Regelkreis ausgebildet ist, bei dem das Phasenvolumen auf einen definierbaren Sollwert Vson regelbar ist, wobei die Abweichung AV eines Istwertes Vist des Phasenvolumens von dessen Sollwert Vson zur Regelung verwendet wird, und wobei
- die Regelung mit einer Änderung der Leistung der Pumpe (40) eine selbsttätige Angleichung des Istwertes Vist des Phasenvolumens an dessen Sollwert Vson und der einhergehenden Änderung der Zeitspanne einer Phase tphase beinhaltet, wobei besagte Regelung in der venösen Phase als auch in der arteriellen Phase erfolgen kann.
Der Sollwert des Phasenvolumens Vson der aktuellen Phase ist der Istwert des Phasenvolumens Vist der vorhergehenden Phase. Fließt das Blut ungehindert und ist keine Verengung in der Arterienleitung (2) und/oder der Venenleitung (3) so entspricht der Sollwert des Phasenvolumens Vson dem Istwert des Phasenvolumens Vist und AV ist Null oder bei Berücksichtigung eines gewissen Toleranzbereichs annähernd Null.
Tritt hingegen eine Verengung im Bereich der Arterienleitung (2) in dem Abschnitt zwischen Patient und dem Arterienleitungsbehälter (20) und/oder im Bereich der Venenleitung (3) in dem Abschnitt zwischen Venenleitungsbehälter (30) und Patient während einer Phase auf, so ist das tatsächlich geförderte Phasenvolumen Vist in der Phase, wo die Verengung aufgetreten ist, geringer als in der vorhergehenden Phase, d.h. Vson ist größer als Vist und damit AV = Vist - Vson < 0.
Somit wurde während der vorherigen Phase ein größeres Phasenvolumen gefördert als in der aktuellen Phase und das während der aktuellen Phase tatsächlich geförderte Phasenvolumen Vist wird für die nachfolgende Phase zum Sollwert des Phasenvolumens VSOII. Damit in der nachfolgenden Phase der Istwert des Phasenvolumens Vist den Sollwert des Phasenvolumens Vson erreicht, wird die Förderrate der Pumpe (40) so reduziert, dass in der nachfolgenden Phase das Volumen AV weniger gefördert wird. Erreicht in der nachfolgenden Phase der Istwert des Phasenvolumens Vist den Sollwert des Phasenvolumens Vson so bedeutet dies, dass keine weitere Verengung aufgetreten ist, die bestehende Verengung aber auch nicht aufgeweitet wurde oder sich aufgeweitet hat. Schreitet hingegen die Verengung weiter fort oder kommt eine weitere Verengung hinzu, so ist auch in der nachfolgenden Phase der Istwert des Phasenvolumens Vist kleiner als der Sollwert des Phasenvolumens Vson und AV ist wiederum kleiner Null. Die erfindungsgemäße Vorrichtung in den hierin beschriebenen Ausführungsformen kann somit bei Verengungen im Bereich der Leitungen zwischen Venenleitungsbehälter (30), Patient und Arterienleitungsbehälter (20) den Blutfluß selbständig und automatisch regeln, um den Fortgang der Dialyse aufrecht zu erhalten und ohne die Dialysesitzung unterbrechen zu müssen oder durch einen Warnhinweis den Eingriff des Pflegepersonals erforderlich zu machen. Voraussetzung für diese automatische Regelung der Förderrate der Pumpe (40) ist, dass die Verengung in der Arterienleitung (2) zwischen Patient und Arterienleitungsbehälter (20) nicht derart stark ist, dass das Blut langsamer in den Arterienleitungsbehälter (20) fließt, als die Pumpe (40) es dem Arterienleitungsbehälter (20) wieder entnimmt. Dies wäre eine derart starke Störung, dass ein Warnhinweis ausgegeben würde und die Dialyse unterbrochen werden müsste. Vorzugsweise wird die Pumpe (40) dann automatisch ausgeschaltet. Gleiches gilt, wenn die Verengung in der Venenleitung (3) zwischen Venenleitungsbehälter (30) und Patient derart stark wäre, dass das Blut langsamer aus dem Venenleitungsbehälter (30) abfließen würde als die Pumpe (40) Blut in den Venenleitungsbehälter (30) nachliefert. Dies wäre ebenfalls ein Dauerstörzustand, der zur Ausgabe eines Warnhinweises und zur Abschaltung der Pumpe (40) führen würde.
Umfasst die erfindungsgemäße Vorrichtung mehr als eine Pumpe (40) so befindet sich die weitere Pumpe (40) oder die weiteren Pumpen (40) zwischen Dialysator (5) und Venenleitungsbehälter (30) oder zwischen Arterienleitungsbehälter (20) und Dialysator (5). Alle Pumpen (40) laufen dann vorzugsweise mit derselben Förderrate QBP und werden simultan durch die Steuereinrichtung (50) geregelt.
Wird nun eine bestehende Verengung wieder erweitert, z.B. durch das Pflegepersonal oder auch von alleine durch Bewegung des Patienten, so führt dies dazu, dass während der aktuellen Phase ein größeres Phasenvolumen transportiert wird als bei der vorhergehenden Phase. Somit ist am Ende der aktuellen Phase der Sollwert des Phasenvolumens Vs0n geringer als der Istwert des Phasenvolumens Vist und damit ist AV > 0. Dies führt nun dazu, dass automatisch die Förderrate QBP während der nachfolgenden Phase um das Volumen AV gesteigert wird, damit der Sollwert des Phasenvolumens Vson in der nachfolgenden Phase wieder dem Istwert des Phasenvolumens Vist in der nachfolgenden Phase entspricht.
Erfindungsgemäß ist somit, dass bei verlangsamten Abfluß des Blutes aus dem Venenleitungsbehälter (30) die Förderrate der Pumpe (40) automatisch reduziert werden kann und bei einem wieder verbesserten Abluß des Blutes aus dem Venenleitungsbehälter (30) die Förderrate der Pumpe (40) automatisch auch wieder gesteigert werden kann, ohne dass Bedienpersonal in die Steuerung eingreifen oder diese Nachregeln muss. Gleiches gilt natürlich auch für einen gestörten Zufluß des Blutes in den Arterienleitungsbehälter (20).
Eine weitere alternative Formulierung der Erfindung lautet wie folgt, wobei die Erfindung eine extrakorporale Blutbehandlungsvorrichtung betrifft mit
- einer Steuereinrichtung (50) zur Steuerung des Öffnens und Schließens einer Arterienleitung (2) bei gleichzeitigem Schließen und Öffnen einer Venenleitung
(3) in einer Single-Lumen-Anordnung ( 1 0), mit welcher unbehandeltes Blut durch die Arterienleitung (2) abziehbar ist, durch eine Blutbehandlungseinrichtung (5) leitbar und behandeltes Blut durch die Venenleitung (3) zurückführbar ist,
einem Arterienleitungsbehälter (20), der in der Arterienleitung (2) zwischen der
Arterienleitungs-Schließeinrichtung (22) und der Blutbehandlungseinrichtung (5) angeordnet ist,
- einem Venenleitungsbehälter (30), der in der Venenleitung (3) zwischen der Blutbehandlungseinrichtung (5) und der Venenleitungs-Schließeinrichtung (32) angeordnet ist,
- einer Sensoreinrichtung (31 ) zum Erfassen des Füllstandes im Venenleitungsbehälter (30) und einer Signalweiterleitung an die Steuereinrichtung 50, - einer Sensoreinrichtung (21 ) zum Erfassen des Füllstandes im Arterienleitungsbehälter (20) und einer Signalweiterleitung an die Steuereinrichtung 50,
- einer Arterienleitungs-Schließeinrichtung (22) zum Verschließen der Arterienleitung (2) bei gleichzeitigem Öffnen der Venenleitung (3) ansprechend auf ein Signal A, das von der Steuereinrichtung (50) an die Arterienleitungs- Schließeinrichtung (22) übermittelt wird, wenn der Füllstand des Venenleitungsbehälters (30) einen definierten Grenzwert erreicht hat,
- einer Venenleitungs-Schließeinrichtung (32) zum Verschließen der Venenleitung (3) bei gleichzeitigem Öffnen der Arterienleitung (2) ansprechend auf ein Signal B, das von der Steuereinrichtung (50) an eine Venenleitungs- Schließeinrichtung (32) übermittelt wird, wenn der Füllstand des Arterienleitungsbehälters (20) einen definierten Grenzwert erreicht hat, und
- wenigstens einer Pumpe (40) zur Förderung eines vordefinierten Phasenvolumens Vphase mit einer Förderrate QBP,
dadurch gekennzeichnet, dass
die Steuereinrichtung (50) dann, wenn das tatsächlich geförderte Phasenvolumen Vist von dem Phasenvolumen Vson mit einer Abweichung AV abweicht, die Förderrate QBp der wenigstens einen Pumpe (40) so regelt, dass diese Abweichung AV gegen Null geht.
Erfindungsgemäß wird die Förderrate QBP der Pumpe (40) oder der Pumpen (40) während einer laufenden Phase nicht verändert, sondern jeweils am Anfang einer nachfolgenden Phase, sofern sich bei der vorhergehenden Phase ein AV ungleich Null oder größer als ein vordefiniertes Toleranzintervall von z.B. 1 ml_ ergeben hat. Somit wird bei einem AV < 0 die Förderrate der Pumpe (40) oder der Pumpen (40) am Anfang der nachfolgenden Phase um das Volumen AV reduziert, d.h. wenn davon ausgegangen wird, dass die Phasendauer der nachfolgende Phase der Phasendauer der aktuellen Phase entspricht, wird die Förderrate der Pumpe (40) oder der Pumpen (40) am Anfang der nachfolgenden Phase so reduziert, dass während der Phasendauer der nachfolgenden Phase insgesamt das Volumen AV weniger gefördert wird.
Erfindungsgemäß ist die Single-Lumen-Anordnung (10) in diesem Dokument definiert, wie insbesondere aus Figur 1 ersichtlich, als eine Anordnung von einem Patientenzugang (12) am Blutgefäßsystem (70) des Patienten (s. Fig. 2), mit einem Y- Stück (1 1 ) (s. Fig. 2), sowie der daran angeschlossenen Arterienleitung (2) und der Venenleitung (3), wobei die Arterienleitung (2) durch den Arterienleitungsbehälter (20) und die Pumpe (40) bis zur Blutbehandlungseinrichtung (5) führt, und die Venenleitung (3) von der Blutbehandlungseinrichtung (5) durch den Venenleitungsbehälter (30) über das Y-Stück (1 1 ) bis zum Patienten führt. Die Single-Lumen-Anordnung (10) kann dabei den Zugang zum Patienten beispielsweise mittels einer Nadel oder einer flexiblen Verweilkanüle realisieren.
Eine Phase umfasst dabei die Zeitspanne, welche zwischen dem Öffnen der Arterienleitungs-Schließeinrichtung (22) bis zum nächsten Öffnen der Arterienleitungs- Schließeinrichtung (22) liegt, und als Summe der arteriellen Phase und der venösen Phase definiert ist. Dabei beschreibt die arterielle Phase die Zeitspanne, welche zwischen dem Öffnen der Arterienleitungs-Schließeinrichtung (22) bis zum Schließen der Arterienleitungs-Schließeinrichtung (22) liegt, und die venöse Phase beschreibt die Zeitspanne, welche zwischen dem Öffnen der Venenleitungs-Schließeinrichtung (32) bis zum Schließen der Venenleitungs-Schließeinrichtung (32) liegt.
Die Vorrichtung ist dadurch gekennzeichnet, dass die Steuereinrichtung (50) als Regelkreis ausgebildet ist, bei dem die selbsttätige Angleichung des Istwertes Vist des Phasenvolumens an dessen Sollwert Vson und der einhergehenden Änderung der Zeitspanne einer Phase tphaSe in der venösen Phase als auch in der arteriellen Phase erfolgen kann.
Sie ist darüber hinaus dadurch gekennzeichnet, dass der Regler des Regelkreises als P-Regler, I-Regler, D-Regler, Pl-Regler, PD-Regler, PID-Regler, Zweipunktregler, Dreipunktregler, Mehrpunktregler bzw. Fuzzy-Regler ausgebildet ist.
Der Sollwert Vson des Phasenvolumens ist dabei mindestens fünfmal, vorzugsweise mindestens zehnmal so groß ist wie ein Totvolumen V-rot (71 ) der Single-Lumen- Anordnung (10).
Die Steuereinrichtung (50) ist derart ausgebildet, dass sie die Regelung auf das Phasenvolumen unmittelbar nach Detektion einer Abweichung AV 0 des Istwertes Vist des Phasenvolumens von dessen Sollwert Vson um eine vorgegebenen Totzeit Tr0t verzögert, wobei die vorgegebenen Totzeit Τ-rot dabei wenigstens zwei Phasen, bevorzugt wenigstens vier Phasen und maximal zehn Phasen beträgt. Die wenigstens eine Pumpe (40) ist zwischen dem Arterienleitungsbehälter (20) und dem Venenleitungsbehälter (30) angeordnet. Die Sensoreinrichtungen (21 , 31 ) sind vorzugsweise als Drucksensoren ausgebildet und der durch die Sensoreinrichtung (31 ) gemessene Überdruck im Venenleitungsbehälter (30) löst ein Verschließen der Arterienleitungs-Schließeinrichtung (22) und ein Öffnen der Venenleitungs- Schließeinrichtung (32) aus und der durch die Sensoreinrichtung (21 ) gemessene Unterdruck löst im Arterienleitungsbehälter (20) ein Verschließen der Venenleitungs- Schließeinrichtung (32) und ein Öffnen der Arterienleitungs-Schließeinrichtung (22) aus.
Zur Bestimmung des Istwertes Vst des Phasenvolumens wird dabei die Förderrate QBp der Pumpe (40) sowie die Zeitspanne einer Phase tPhase verwendet, wobei die Zeitspanne einer Phase tPhase definiert ist als Summe der Zeitspanne tVen_Phase. die zwischen dem Signal A und dem Signal B liegt, die von der Steuereinrichtung (50) an die Arterienleitungs-Schließeinrichtung (22) und die Venenleitungs-Schließeinrichtung (32) übermittelt werden, und der Zeitspanne tArt_phase, die zwischen dem Signal B und dem Signal A liegt, die von der Steuereinrichtung (50) an die Arterienleitungs- Schließeinrichtung (22) und die Venenleitungs-Schließeinrichtung (32) übermittelt werden.
Bei den verwendeten Begriffen der arteriellen und venösen Phase wird die gleiche Definition zugrundegelegt, wie sie eingangs für die DE 3422375 A1 beschrieben sind, wobei hier anstatt arterieller und venöser Schlauchklemmen allgemeiner von Arterienleitungs- bzw. Venenleitungs-Schließeinrichtungen ausgegangen wird.
Für den effektiven Betrieb von Blutbehandlungsvorrichtungen ist von Bedeutung, dass das behandelte akkumulierte Blutvolumen so groß wie möglich ist. Die Besonderheit beim Einlumen- oder auch Single-Lumen-Betrieb reduziert ein Volumen, welches durch den einlumigen Anschluss der Blutbehandlungsvorrichtungen an das Gefäßsystem des Patienten definiert ist und als Totvolumen bezeichnet wird, das behandelte Blutvolumen. Da das bereits gereinigte Blut in dem einlumigen Zugang zum Patienten, also dem Totvolumen, in der arteriellen Phase wieder extrakorporal dem Dialysator zugeführt wird, sinkt die Effektivität der Behandlung. Das in diesem Totvolumen VTot enthaltene Blut wird Rezirkulationsvolumen genannt, weil während jeder arteriellen Phase eine gewisse Blutmenge aufgrund des bestehenden Totraums im extrakorporalen Kreislauf nicht in den Patientenkörper reinfundiert wird. Dieses Totvolumen ist durch den einlumigen Patientenzugang an den sich ein Y-Stück zum Zusammenführen des arteriellen und venösen Schlauchsystems anschließt, bedingt. Grundsätzlich gilt, je hoher die Rezirkulation, desto geringer ist die Clearance-Leistung. Als Normbereich gilt ein Rezirkulationsanteil kleiner 10% des Phasenvolumens. Eine weitere Größe beim Einnadel-/Einlumen-Betrieb ist das Phasenvolumen Vphase Das Phasenvolumen VPhase ergibt sich aus dem Blutvolumen in der arteriellen Phase VArt_phase> das dem Patienten entnommen wird, oder dem Blutvolumen in der venösen Phase VVen_Phase. das dem Patienten wieder zurückgegeben wird. Das Blutvolumen der arteriellen und venösen Phase unterscheidet sich durch das Flüssigkeitsvolumen, das im Dialysator durch die Ultrafiltration dem Blut entzogen wird.
Das effektive dem Dialysator neu aus dem Patientenkörper während einer Phase zugeführte Blutvolumen Veff berechnet sich daher zu:
Veff = VArt Phase " V-rot-
Die Ermittlung des Phasenvolumens Vphase erfolgt durch Multiplikation der Förderrate QBP der Blutpumpe und der Zeitspanne tphaSe einer Phase zu:
Vphase = QßP * tphase wobei sich die Zeitspanne tphase einer Phase aus der Addition der Zeitspanne der arteriellen Phase tArt_phase und der Zeitspanne der venösen Phase en-Phase ergibt zu: tphase— tArt_Phase + tven_Phase
Zu unterscheiden von der Förderrate QBP der Blutpumpe sind der arterielle Fluss QArt_Biut, sowie der venöse Fluss Qven_Biut, die ebenfalls entsprechend nachfolgender Gleichungen mit dem Phasenvolumen Vphase zusammenwirken. Es gilt:
Vphase = Art Phase + Vven_Phase. Wobei mit
VArt Phase _ QArt Blut * Art Phase Und
Vven_Phase = Qven_Blut * tven_Phase für Vphase folgender Zusammenhang gilt:
Vphase = QßP *( tArt_Phase + tven_Phase) Das akkumulierte Blutvolumen das dem Patienten während der Therapie entnommen und wieder reinfundiert wird ergibt sich zu:
Viherapie= Q-Art_Blut * tArt_Phase * tiherapie / ( tArt_Phase + tven_Phase) während das gesamte Totvolumen VTot-Gesamt sich über die gesamte Therapie zu
Viot-Gesamt = Vjot * ^Therapie ( tArt_Phase + tven_Phase) aufsummiert.
Für die effektive behandelte Blutmenge beim Einnadel-/Einlumen-Betieb hat es sich daher erfindungsgemäß als vorteilhaft erwiesen, das Phasenvolumen auf Grundlage von dem verwendeten Gefäßzugang vorzugeben und den Blutfluss kontinuierlich auf einen vordefinierten bzw. vorgegebenen Wert einzustellen. Damit ist sichergestellt, dass bei vorgegebenem Gefäßzugang der optimale Blutfluss erreicht wird, bei dem der Rezirkulationsanteil beispielsweise kleiner 10% ist. Damit verbessert diese Erfindung die Qualität der Therapie und trägt zur höchst möglichen behandelten Blutmenge bei. Realisiert wird dies dadurch, dass in der erfindungsgemäßen Vorrichtung eine Steuereinrichtung vorgesehen ist, mit welcher ein Phasenvolumen in Abhängigkeit der aktuellen Förderrate QBP der wenigstens einen Blutpumpe während einer Phase selbsttätig auf einen vordefinierten bzw. vorgegebenen Wert Vson einstellbar ist.
Dazu wird das während einer Phase geförderte Blutvolumen Vist bestimmt und mit dem vordefinierten bzw. vorgegebenen Wert Vson verglichen. Sofern keine Differenz zwischen Vist und Vson festgestellt werden kann, läuft die Therapie wie in der Phase, für die zuletzt Vist bestimmt wurde, weiter. Wird allerdings eine Differenz AV = Vson - Vist 0 festgestellt, dann wird durch die Steuereinrichtung der erfindungsgemäßen Vorrichtung veranlasst, dass die Förderrate der Blutpumpe entsprechend geändert wird, so dass in der nachfolgenden Phase das Phasenvolumen in Richtung des vordefinierten bzw. vorgegebenen Wertes Vson beeinflusst wird. Dabei ist zu berücksichtigen, dass sowohl die Arterienleitungs-Schließeinrichtung als auch die Venenleitungs-Schließeinrichtung immer noch bei Erreichen der durch die den Arterien- bzw. Venenleitungsbehälter zugeordneten Sensoreinrichtungen erfassten Grenzwerte geöffnet bzw. geschlossen werden. Liegt allerdings das während einer Phase geförderte Blutvolumen Vist unter dem Sollwert Vson, wird entgegen der zu erwartenden Steigerung eine Senkung der Förderrate der Pumpe durchgeführt. Dies hat seine Ursache darin, dass das Nichterreichen des Sollwertes Vson nicht in einer zu geringen Förderrate der Pumpe liegt, sondern daran, dass der vorgegebene Grenzwert im Arterien- bzw. Venenleitungsbehälter zu früh erreicht wurde und deshalb die arterielle bzw. venöse Phase beendet, obwohl das zu fördernde Blutvolumen Vson in dieser Phase noch nicht erreicht wurde. Deshalb wird erfindungsgemäß durch die Steuereinrichtung das Phasenvolumen in Abhängigkeit der aktuellen Förderrate QBp der wenigstens einen Pumpe dahingehend auf einen vordefinierten Wert Vson eingestellt, dass durch eine Erniedrigung der Förderrate QBP die Zeitspanne vergrößert wird, in der im Arterien- bzw. Venenleitungsbehälter der vorgegebene Grenzwert erreicht wird. In dieser nun vergrößerten Zeitspanne der arteriellen bzw. venösen Phase hat das System nun mehr Zeit den entsprechenden vordefinierten Wert Vson für das Phasenvolumen zu erreichen. Liegt in den darauffolgenden Phasen das Phasenvolumen immer noch unterhalb dieses vordefinierten Wertes Vson wird die Förderrate der Pumpe nochmals entsprechend gesenkt. Um eine entsprechend gleichmäßige Therapie zu erzielen, ist es natürlich auch möglich, die Förderrate QBp der wenigstens einen Pumpe entsprechend zu erhöhen, wenn das während einer Phase geförderte Blutvolumen Vist über dem Sollwert Vson liegt. Neben den bereits eingangs genannten Einflussgrößen wie Störungen im Schlauchsystem und in der Förderrate der Pumpe hat auch eine Viskositätsänderung des Blutes Auswirkungen auf das Phasenvolumen. Auch solche Störungen sind mit der erfindungsgemäßen Vorrichtung in ebenso einfacher Weise zu handhaben wie die Einstellung des Phasenvolumens mit Hilfe der erfindungsgemäßen Vorrichtung beim Starten einer Blutbehandlung bei einem Patienten.
In der Praxis hat es sich bewährt, die Steuereinrichtung als Regelkreis auszubilden, bei dem das Phasenvolumen selbsttätig auf einen Sollwert regelbar ist, wobei die Abweichung AV eines Istwertes V,st des Phasenvolumens von dessen Sollwert Vson zur Regelung verwendet wird. Vorteilhafterweise ist der Regler des Regelkreises als P- Regler, I-Regler, D-Regler, Pl-Regler, PD-Regler, PID-Regler, Zweipunktregler, Dreipunktregler, Mehrpunktregler bzw. Fuzzy-Regler ausgebildet. Durch die große Auswahl dieser verschiedenen Reglertypen ist es in einfacher Weise möglich, die Regelung auch sehr fein abzustimmen, so dass bereits kleinste AV-Werte zu einem Eingreifen der Steuerung führen und somit das Phasenvolumen über die gesamte Therapie annähernd konstant gehalten werden kann, wodurch eine optimale Therapie gewährleistet wird. Auf die einzelnen mathematischen Formulierungen der verschiedenen Regler wird an dieser Stelle verzichtet, da die Ausgestaltung eines entsprechenden Reglers und der dort zu verwendeten konstanten Faktoren je nach verwendeter erfindungsgemäßer Vorrichtung variieren kann und deren Bestimmung im Ermessen des Fachmanns liegt.
Weiterhin vorteilhaft ist es, den Sollwert Vson des Phasenvolumens mindestens fünfmal, vorzugsweise mindestens zehnmal so groß zu halten wie das Totvolumen der Single- Lumen-Anordnung 10. Dadurch ist sichergestellt, dass ein möglichst großes effektives Blutvolumen über die gesamte Therapie gereinigt wird.
In einer weiteren Ausführungsform der Erfindung hat es sich als sinnvoll erwiesen die Regelung des Phasenvolumens zeitverzögert durchzuführen. Dazu ist die Steuereinrichtung derart ausgebildet, dass sie die Regelung auf das Phasenvolumen unmittelbar nach Detektion einer Abweichung AV 0 des Istwertes VjSt des Phasenvolumens von dessen Sollwert Vson um eine vorgegebene Totzeit TTot verzögert. Durch diese Maßnahme ist vermieden, dass die Regelung unnötigerweise anspricht, wenn die Abweichung AV Φ 0 innerhalb eines Toleranzbereichs liegt. Dies kann beispielsweise durch systembedingte Einflüsse, wie beispielsweise bei Verwendung einer konstruktionsbedingt nicht gleichmäßig fördernden Rollenpumpe, oder aber durch nur kurzzeitige Störungen, wie beispielsweise eines nur kurzzeitigen Knickes in der Arterien- und/oder Venenleitung, bedingt sein. Die Totzeit Tiot sollte deshalb nicht absolut festgelegt sein, sondern sich an einer bestimmten Anzahl vorgegebener Phasen, bestehend wie bereits zuvor beschrieben jeweils aus einer arteriellen und einer venösen Phase definieren.
In der Praxis hat es sich deshalb als vorteilhaft erwiesen, diese Totzeit TTot wenigstens als zwei solcher Phasen, bevorzugt als vier solcher Phasen und maximal als zehn solcher Phasen zu definieren. Um den apparativen Aufwand zu minimieren ist es vorteilhaft, nur eine Pumpe zu verwenden, die zwischen dem Arterienleitungsbehälter und dem Venenleitungsbehälter anzuordnen ist. Dadurch ist eine definierte Blutförderung sowohl in der arteriellen als auch in der venösen Phase mit nur einer Pumpe im System gewährleistet, was nicht nur im Hinblick auf Herstellungs- und Anschaffungskosten, sondern auch im Hinblick auf Wartungsarbeiten sehr ökonomisch ist.
In einer besonderen Ausgestaltung der Erfindung hat es sich als vorteilhaft erwiesen, dass die den Arterienleitungs- und Venenleitungsbehälter zugeordneten Sensoreinrichtungen als Drucksensoren ausgebildet sind. Damit kann in einfacher Weise über auftretende Unter- bzw. Überdrücke im Arterienleitungs- bzw. Venenleitungsbehälter deren Füllstand und mit Hilfe der Steuereinrichtung bzw. der Förderrate der Pumpe und der zwischen Öffnen und Schließen vergangen Zeit bzw. des in dieser Zeit geförderten Blutes der Istwert Vist für das Phasenvolumen bestimmt werden.
Weitere Ziele, Vorteile, Merkmale und Anwendungsmöglichkeiten der vorliegenden Erfindung ergeben sich aus der nachfolgenden Beschreibung der Ausführungsbeispiele anhand der Zeichnungen. Dabei bilden alle beschriebenen und/oder bildlich dargestellten Merkmale für sich oder in beliebiger sinnvoller Kombination den Gegenstand der vorliegenden Erfindung, auch unabhängig von ihrer Zusammenfassung in den Ansprüchen und deren Rückbeziehung.
Figurenbeschreibung
Figur 1 : eine schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels einer
erfindungsgemäßen Vorrichtung mit bereits angeschlossenem Patienten, Figur 2: eine schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels einer an ein
Gefäßsystem eines Patienten angeschlossenen Single-Lumen-Anordnung 10,
Figur 3: Darstellung der Abhängigkeit des Phasenvolumens vom Fördervolumen der
Blutpumpe für verschiedene Blutviskositäten, Figur 4: Beispiel einer Signalschwankung des Phasenvolumens in Abhängigkeit von der Zeit bei Verwendung einer Rollenpumpe. In Figur 1 ist ein Ausführungsbeispiel einer erfindungsgemäßen extrakorporalen Blutbehandlungsvorrichtung schematisch dargestellt. In dieser Darstellung ist ein zu therapierender Patient 1 durch eine Single-Lumen-Anordnung 10 an die Vorrichtung angeschlossen. Die Single-Lumen Anordnung 10, wie insbesondere aus Figur 1 und 2 ersichtlich, beinhaltet die Anordnung von einem Patientenzugang 12 am Blutgefäßsystem 70 des Patienten, mit einem Y-Stück 1 1 , sowie der daran angeschlossenen Arterienleitung 2 und der Venenleitung 3, wobei die Arterienleitung 2 durch den Arterienleitungsbehälter 20 und die Pumpe 40 bis zur Blutbehandlungseinrichtung 5 führt, und die Venenleitung 3 durch den Venenleitungsbehälter 30 bis zur Blutbehandlungseinrichtung 5 führt.. Die Single- Lumen-Anordnung 10 kann dabei den Zugang zum Patienten beispielsweise mittels einer Nadel oder einer flexiblen Verweilkanüle realisieren.
Während der Therapie wird dem Gefäßsystem 70 des Patienten 1 mittels des Patientenzugangs 12 der Single-Lumen-Anordnung 10 Blut entnommen. Aus dem Patientenzugang 12 gelangt das zu reinigende Blut wie aus Figur 1 ersichtlich über die Arterienleitung 2 in einen Arterienleitungsbehälter 20, wobei es eine in der Arterienleitung 2 angeordnete Arterienleitungs-Schließeinrichtung 22 passiert. Von dem Arterienleitungsbehälter 20 wird das Blut nun weiter entlang der sich bis zu einer Blutbehandlungseinrichtung 5 erstreckenden Arterienleitung 2 gefördert. In diesem Ausführungsbeispiel erfolgt die Förderung des Blutes aus dem Arterienleitungsbehälter 20 mittels einer Pumpe 40, die beispielsweise als Rollenpumpe ausgebildet sein kann. In der Blutbehandlungseinrichtung 5 findet die eigentliche Reinigung des Blutes statt, indem über Diffusion und/oder Konvektion dem Blut toxische Substanzen und/oder Flüssigkeit entzogen wird. Die Reinigung des Blutes erfolgt hierbei über eine in der Blutbehandlungseinrichtung 5 angeordneten semipermeablen Membran 8. Das zu reinigende Blut fließt in diesem Ausführungsbeispiel im Gegenstrom zu einer über einen Dialysierflüssigkeitszulauf 6 der Blutbehandlungseinrichtung 5 zugeführten Dialysierflüssigkeit über die semipermeable Membran. Über einen an der Blutbehandlungseinrichtung 5 angeordneten Dialysierflüssigkeitsablauf 7 wird die mit den aus dem zu reinigenden Blut entfernten Toxinen angereicherte verbrauchte Dialysierflüssigkeit einer nichtdargestellten Sammeleinrichtung zugeführt. Das gereinigte Blut wird der Blutbehandlungseinrichtung 5 mittels einer angeordneten Venenleitung 3 entnommen und in einen Venenleitungsbehälter 30 gefördert. Von dort wird das gereinigte Blut über eine Fortsetzung der Venenleitung 3, wobei es eine in der Venenleitung 3 angeordnete Venenleitungs-Schließeinrichtung 32 passiert, wieder der Single-Lumen-Anordnung 10 zugeführt. Hier wird nun das gereinigte Blut über den Patientenzugang 12 des Y-Stücks 1 1 fast vollständig wieder in das Gefäßsystem 70 des zu therapierenden Patienten 1 reinfundiert. Bei einer extrakorporalen Blutbehandlungsvorrichtung mit einer Single-Lumen- Anordnung 10 als Zugang zum Gefäßsystem 70 des Patienten 1 ist es allerdings aufgrund dieser speziellen Ausgestaltung nicht möglich, dem zu therapierenden Patienten 1 gleichzeitig sowohl zu reinigendes Blut zu entnehmen als auch gereinigtes Blut wieder in den Patienten 1 zu reinfundieren. Dazu sind extrakorporale Blutbehandlungsvorrichtungen mit Single-Lumen- Anordnung 10 wie in diesem Ausführungsbeispiel beschrieben mit speziellen Steuer- und Sensorelementen ausgestattet, die es ermöglichen phasenweise abwechselnd dem Patienten 1 zu reinigendes Blut zu entnehmen und gereinigtes Blut zu reinfundieren. Zu diesen Steuer und Sensorelementen gehören neben den bereits erwähnten Arterienleitungs- und Venenleitungs-Schließeinrichtungen 22, 32 und der Pumpe 40 dem Arterienleitungsbehälter 20 bzw. dem Venenleitungsbehälter 30 zugeordnete Sensoreinrichtungen 21 , 31 , durch die eine Aussage über den Füllstand in dem jeweiligen Behälter 20, 30 gewonnen werden kann. Weiterhin gehören dazu noch eine Steuereinrichtung 50, eine Überwachungseinrichtung 51 , eine Speichereinrichtung 52, eine Anzeigeeinrichtung 60, eine Eingabeeinrichtung 61 sowie eine Kommunikationseinrichtung 62.
Die Kommunikationsrichtung dieser einzelnen Steuer- und Sensorelemente ist in Figur 1 durch Pfeile dargestellt. So empfängt die aus Steuereinrichtung 50, Überwachungseinrichtung 51 und Speichereinrichtung 52 bestehende Gruppe Daten von den Sensorelementen 31 und 21 . Aufgrund dieser Daten können die Elemente dieser Gruppe und insbesondere die Steuereinrichtung 50 sowohl die Schließeinrichtungen 22 und 32 als auch die Pumpe 40 Anweisungen übermitteln, ihren aktuellen Betriebszustand zu ändern. Ferner können die Steuereinrichtung 50, die Überwachungseinrichtung 51 und die Speichereinrichtung 52 mit der Anzeigeeinrichtung 60, der Eingabeeinrichtung 61 sowie der Kommunikationseinrichtung 62 bidirektional Daten und Informationen austauschen.
Nachfolgend wird nun die Funktionsweise des Ausführungsbeispiels gemäß Figur 1 beschrieben, wobei nicht auf den Therapiebeginn Bezug genommen wird, sondern auf die Arbeitsweise während einer schon laufenden Therapie. Beginnend mit einer arteriellen Phase stellt sich die Situation im normalen störungsfreien Betrieb wie folgt dar: Während der arteriellen Phase ist die Arterienleitungs-Schließeinrichtung 22 geöffnet, sodass das dem Patienten 1 mittels der Single-Lumen-Anordnung 10 entnommene Blut durch die Arterienleitung 2 in den Arterienleitungsbehälter 20 fließen kann. Am Anfang einer arteriellen Phase herrscht ein Unterdruck in dem Arterienleitungsbehälter 20, welcher dafür sorgt, dass das Blut vom Patienten angesogen wird und sich der Arterienleitungsbehälter 20 bis zu einem bestimmten Füllstand füllt, wo ein Druckausgleich zwischen dem Unterdruck in dem Arterienleitungsbehälter 20 und dem Blutdruck des Patienten stattgefunden hat. Ab diesem Zeitpunkt füllt sich der Arterienleitungsbehälter 20 nicht weiter und es fließt Blut in dem Maße nach, wie es durch die Pumpe (40) aus dem Arterienleitungsbehälter 20 gefördert wird. Gleichzeitig fördert die Pumpe 40 das bereits in dem Arterienleitungsbehälter 20 befindliche Blut weiter durch die Fortsetzung der Arterienleitung 2 in die als Dialysator ausgebildete Blutbehandlungseinrichtung 5, wo dem Blut toxische Substanzen mittels Diffusion und/oder Konvektion entzogen sowie das Gewicht des Patienten durch die mittels Ultrafiltration entzogene Flüssigkeit verringert wird. Von dort gelangt das nunmehr bereits behandelte Blut über die Venenleitung 3 in den Venenleitungsbehälter 30. Da in der arteriellen Phase die Venenleitungs-Schließeinrichtung 32 geschlossen ist, kann das im Venenleitungsbehälter 30 befindlich Blut nicht abfließen und über die Single-Lumen- Anordnung in das Gefäßsystem 70 des Patienten 1 reinfundiert werden. Aufgrund der geschlossenen Venenleitungs-Schließeinrichtung 32 füllt sich daher der Venenleitungsbehälter 30 mit bereits behandeltem Blut, bis ein bestimmter durch einen Grenzwert definierter oberer Füllstand im Venenleitungsbehälter 30 erreicht ist. Dieser Grenzwert wird im vorliegenden Ausführungsbeispiel gemäß Figur 1 durch die als Drucksensor ausgebildete Sensoreinrichtung 31 anhand eines vordefinierten Überdruckes innerhalb des Venenleitungsbehälters 30 erfasst. Wird dieser Überdruckwert durch den Drucksensor 32 an die Steuereinrichtung 50 übermittelt , veranlasst diese gleichzeitig (Signal A) ein Schließen der Arterienleitung 2 durch die Arterienleitungs-Schließeinrichtung 22 und ein Öffnen der Venenleitung 3 durch die Venenleitungs-Schließeinrichtung 32. Damit ist die arterielle Phase beendet und es beginnt die venöse Phase, in welcher dem Patienten 1 bereits behandeltes Blut reinfundiert wird. Dies geschieht am Anfang einer jeden venösen Phase durch den im Venenleitungsbehälters 30 aufgebauten Überdruck bis zu einem Zeitpunkt, wo ein Druckausgleich zwischen dem Blutdruck des Patienten und dem Überdruck im Venenleitungsbehälters 30 stattgefunden hat. Ab diesem Zeitpunkt entleert sich der Venenleitungsbehälters 30 nur noch in dem Maße, wie die Pumpe (40) neues gereinigtes Blut in den Venenleitungsbehälters 30 pumpt. In der venösen Phase ist die Venenleitung 3 nicht mehr durch die Venenleitungs- Schließeinrichtung 32 geschlossen, so dass das in dem Venenleitungsbehälter 30 befindlich bereits behandelte Blut in das Gefäßsystem 70 des Patienten reinfundiert wird. Der Venenleitungsbehälter 30 entleert sich dabei aufgrund des Überdruckes der im Venenleitungsbehälter 30 vorliegt und der andauernden Förderung des Blutes durch die Pumpe 40 in den Venenleitungsbehälter 30. Unter Normalbedingungen (keine Störung in der Venenleitung) ist der Abfluß aus dem Venenleitungsbehälter 30 größer als der Zufluss in den Venenleitungsbehälter 30. Durch die Förderung der Pumpe 40 wird nicht nur der Venenleitungsbehälter 30 kontinuierlich weiter mit Blut beliefert, sondern auch der Arterienleitungsbehälter 20 entleert. Dies geschieht solange bis ein bestimmter durch einen Grenzwert definierter unterer Füllstand im Arterienleitungsbehälter 20 erreicht ist. Dieser Grenzwert wird im vorliegenden Ausführungsbeispiel gemäß Figur 1 durch die als Drucksensor ausgebildete Sensoreinrichtung 21 anhand eines vordefinierten Unterdruckes innerhalb des Arterienleitungsbehälters 20 erfasst. Wird dieser Unterdruckwert durch den Drucksensor 21 an die Steuereinrichtung 50 übermittelt veranlasst diese gleichzeitig (Signal B) ein Schließen der Venenleitung 3 durch die Venenleitungs-Schließeinrichtung 32 und ein Öffnen der Arterienleitung durch die Arterienleitungs-Schließeinrichtung 22.
Damit ist nun auch die venöse Phase beendet und während dieser aus arterieller und venöser Phase bestehenden Phase hat die Pumpe 40 im wesentlichen innerhalb bestimmter Toleranzgrenzen das Phasenvolumen Vist = Vson gefördert. Diese bis jetzt beschriebene Funktionsweise stellt die gewünschte Funktionsweise ohne Störung dar. Bei Beginn der nächsten Phase bestehend aus arterieller und venöser Phase befindet sich im Patientenzugang 12 des Y-Stücks 11 (Figur 2) der Single-Lumen-Anordnung 10 bereits behandeltes Blut, welches nun in der arteriellen Phase wieder dem Reinigungskreislauf in der extrakorporalen Blutreinigungsvorrichtung zugeführt wird, ohne dass es zuvor dem Patienten 1 wieder reinfundiert wurde. Man bezeichnet das Volumen des Patientenzugangs 12 daher auch als Totvolumen 71 , da bei einer extrakorporalen Blutreinigungsvorrichtung mit einer Single-Lumen-Anordnung 4 es unvermeidbar ist, dass das bei Beendigung der venösen Phase sich in diesem Totvolumen 71 befindliche Blut, ohne zuvor in das Gefäßsystem 70 des Patienten 1 reinfundiert worden zu sein, nochmals einem Reinigungszyklus unterworfen wird.
Es ist daher von besonderem Interesse, das Verhältnis von Phasenvolumen Vist, zu dem Totvolumen (71 ) VTot möglichst groß bzw. möglichst nah an dem Wert Vson / VTot zu halten. Deshalb ist es wünschenswert, dass bei auftretenden Störungen, besonders im Schlauchsystem der extrakorporalen Blutreinigungsvorrichtung die Vorrichtung möglichst schnell selbsttätig entsprechende Aktionen ausführt. Nachfolgend soll die selbsttätige Regulierung dieses Ausführungsbeispiels anhand einer auf einem Knick in der Venenleitung 3 zwischen dem Y-Stück 11 und dem Venenleitungsbehälter 30 basierenden Störung im Schlauchsystem der extrakorporalen Blutreinigungsvorrichtung beginnend während einer venösen Phase beschrieben werden.
Durch den Knick an dieser Stelle in der Venenleitung 3 erhöht sich dort der Flusswiderstand für das Blut, dass aus dem Venenleitungsbehälter 30 entleert wird und strömt somit während der venösen Phase langsamer als ohne Knick. Der Abfluß aus dem Venenleitungsbehälter 30 ist bei einer Störung, auf welche das System automatisch reagieren kann, langsamer als ohne die Störung jedoch noch immer schneller als der durch die Pumpe bestimmte Zufluß. Somit verschiebt sich das Verhältnis aus Ab- und Zufluss aus dem Venenleitungsbehälter 30 zugunsten des Zuflusses, wodurch das Flüssigkeitsvolumen im Venenleitungsbehälter 30 nicht ab-, sondern zunimmt. Gleichzeitig wird aber der Arterienleitungsbehälter 20 bei geschlossener Arterienleitungs-Schließeinrichtung 22 durch die andauernde Förderung der Pumpe 40 weiter entleert bis der vordefinierte Grenzwert für den Unterdruck in dem Arterienleitungsbehälter 20 erreicht ist. Nun wird durch die Steuereinrichtung 50 die Arterienleitungs-Schließeinrichtung 22 geöffnet und die Venenleitungs- Schließeinrichtung 32 geschlossen, so dass die venöse Phase beendet ist und die arterielle Phase beginnt. Dadurch, dass während der venösen Phase durch den Knick eine langsamere Entleerung des Venenleitungsbehälters 30 als im ungestörten System stattgefunden hat, ist der Füllstand dort zu Beginn der arteriellen Phase im Vergleich zum ungestörten extrakorporalen Kreislauf höher, so dass bei unveränderter Förderrate der Pumpe 40 der vordefinierte Grenzwert für den Überdruck in dem Venenleitungsbehälter 30 schneller erreicht wird. Dies bedeutet, dass das arterielle Phasenvolumen im Vergleich zum ungestörten System gering ist, da die Steuereinrichtung 50 die arterielle Phase beendet, wenn die Sensoreinrichtung 31 den vordefinierten Grenzwert für den Überdruck in dem Venenleitungsbehälter 30 erfasst und an die Steuereinrichtung 50 weiterleitet. In der darauf folgenden venösen Phase wiederholt sich dieses Szenario, bei anhaltender Störung. Dadurch dass die Entleerung des Venenleitungsbehälters 30 weiterhin verlangsamt erfolgt, ist der Füllstand im Venenleitungsbehälters 30 am Ende dieser venösen Phase noch hoher als in der Phase zuvor, so dass in der nun folgenden arteriellen Phase noch weniger Blut durch die Pumpe 40 in den Venenleitungsbehälter 30 gefördert würde. Ohne ein Eingreifen der erfindungsgemäßen Regelung würde das System nun eskalieren und im Extremfall wären sowohl im Venenleitungsbehälter 30 als auch im Arterienleitungsbehälter 20 die vordefinierten Grenzwerte sofort nach Umschalten durch die Steuereinrichtung 50 von der arteriellen in die venöse Phase oder umgekehrt erreicht und es würde kein Phasenvolumen mehr gefördert. Um dem entgegenzuwirken wird mit Hilfe der Steuer-, Überwachungs- und Speichereinrichtungen 50, 51 und 52 die Abweichung AV des Istwertes Vist des durch die Pumpe 40 während einer aus arterieller und venöser Phase gebildeten Phase geförderten Phasenvolumens von dem in der Speichereinrichtung 52 abgelegten Sollwert Vson bestimmt. Im vorliegenden Fall ist die Abweichung AV positiv und sofern sie außerhalb eines vordefinierten Toleranzbereiches liegt, greift nun der Regelkreis in das System ein und veranlasst die Steuereinrichtung 50 dazu, die Förderrate der Pumpe 40 um einen bestimmten Betrag zu senken. Durch die nunmehr geringere Förderrate der Pumpe 40 wird während einer venösen Phase nunmehr weniger Blutvolumen in den Venenleitungsbehälter 30 gefördert, so dass - ggf. erst nach mehrerer aus arterieller und venöser Phase bestehenden Zyklen bzw. Phasen - das durch die Entleerung des Venenleitungsbehälters 30 während einer venösen Phase definierte Blutvolumen größer ist als das in dieser venösen Phase durch die Pumpe 40 in den Venenleitungsbehälter 30 geförderte Blutvolumen. Durch diese Maßnahme erhöhen sich die absoluten Zeiten für die venöse und arterielle Phase, so dass obwohl die Förderrate der Pumpe 40 gesenkt wird, das in einer Phase bestehend aus arterieller und venöser Phase durch die Pumpe 40 geförderte Blutvolumen und damit das Phasenvolumen Vist erhöht wird.
Befindet sich das Phasenvolumen ViSt, wieder im Toleranzbereich von Vson wirkt der Regler nicht mehr. Das Phasenvolumen Vist wurde somit durch den Regelkreis selbsttätig ohne Einschreiten des Anwenders in den Toleranzbereich des Sollwerts VS0n eingestellt.
Wird die Störung - vorliegender Knick in der Venenleitung 2 - entfernt greift auch dann der Regelkreis wieder ein. Der nunmehr geringerer Flusswiderstand hätte eine Erhöhung des Phasenvolumens zur Folge, so dass die Steuereinrichtung 50 durch den Regelkreis die Förderrate der Pumpe 40 erhöhen würde, bis das Phasenvolumen Vist wieder im Toleranzbereich des Sollwertes Vson liegt.
Somit ist es möglich, die Therapie mit der erfindungsgemäßen Vorrichtung aufrecht zu erhalten, solange im extrakorporalen Blutkreislauf noch eine Zirkulation stattfindet und die Störung das Schlauchsystem nicht komplett blockiert.
Als eine Störung im weiteren Sinn kann auch eine Änderung der Viskosität des Blutes des Patienten 1 während einer Therapie angesehen werden. Wie in Figur 3 dargestellt verhält sich nämlich für verschiedene Viskositäten das Phasenvolumen zum Blutfluss unterschiedlich. Viskositätsänderungen während einer Therapie treten natürlich auch durch den nicht zu vermeidenden Flüssigkeitsverlust des Patienten 1 auf. Auch solche Viskositätsänderungen verursachen eine Änderung des Flusswiderstandes im Schlauchsystem der Vorrichtung, die als Störung aufgefasst werden, da dadurch der Betrag des Verhältnisses von Vist / VTot verkleinert wird und somit die Effektivität der Therapie verschlechtert wird. Auch eine solche durch Viskositätsänderung des Blutes während der Therapie des Patienten 1 auftretende Störung kann durch den Regelkreis entsprechend beeinflusst werden, so dass die optimale Effektivität der Therapie erreicht wird. In Figur 4 ist beispielhaft das Verhalten des Phasenvolumens Vist im ungestörten Zustand über die Zeit bei Verwendung einer im Bereich der extrakorporalen Blutbehandlung üblichen Rollenpumpe 40 dargestellt. Die dort gezeigten Schwankungen des Phasenvolumens VjSt, die durch die Konstruktion und die physikalischen Gegebenheiten einer Rollenpumpe 40 bedingt sind, sind der Grund dafür, dass nicht auf einen exakten Sollwert Vson geregelt wird, sondern auf einen Toleranzbereich oder Tunnel um einen solchen Sollwert. Der Hintergrund hierfür ist, dass durch die Verwendung einer Rollenpumpe Abweichungen des Phasenvolumens Vist unvermeidlich sind. Solche Abweichungen sollen aber nicht bereits dazu führen, dass das Phasenvolumen Vist auf den Sollwert VS0n geregelt wird. Erst wenn der Istwert des Phasenvolumens Vist den vorgegebenen Toleranzbereich bzw. Tunnel verlässt, soll der Regelkreis eingreifen, um die bestmögliche Effektivität der Therapie bei bestmöglicher Wirtschaftlichkeit zu gewährleisten.
Bezugszeichenliste:
1 - Patient
2 - Arterienleitung
3 - Venenleitung
5 - Blutbehandlungseinrichtung
6 - Dialysierflüssigkeitszulauf
7 - Dialysierflüssigkeitsablauf
8 - Membran
10 - Single-Lumen-Anordnung
11 - Y-Stück
12 - Patientenzugang
20 - Arterienleitungsbehälter
21 - Sensoreinrichtung
22 - Arterienleitungs-Schließeinrichtung
30 - Venenleitungsbehälter
31 - Sensoreinrichtung
32 - Venenleitungs-Schließeinrichtung 40 - Pumpe
50 - Steuereinrichtung
5 1 - Überwachungseinrichtung
52 - Speichereinrichtung
60 - Anzeigeeinrichtung
61 - Eingabeeinrichtung
62 - Kommunikationseinrichtung
70 - Gefäßsystem
71 - Totvolumen

Claims

Patentansprüche
Extrakorporale Blutbehandlungsvorrichtung mit
- einer Steuereinrichtung (50) zur Steuerung des Öffnens und Schließens einer Arterienleitung (2) bei gleichzeitigem Schließen und Öffnen einer Venenleitung (3) in einer Single-Lumen-Anordnung (10), mit welcher unbehandeltes Blut durch die Single-Lumen-Anordnung (10) und die Arterienleitung (2) abgezogen, durch eine Blutbehandlungseinrichtung (5) geleitet und behandeltes Blut durch die Venenleitung (3) und die Single-Lumen-Anordnung (10) zurückgeführt wird,
- einem Arterienleitungsbehälter (20), der in der Arterienleitung (2) vor der Blutbehandlungseinrichtung (5) angeordnet ist,
- einem Venenleitungsbehälter (30), der in der Venenleitung (3) hinter der Blutbehandlungseinrichtung (5) angeordnet ist,
- einer Sensoreinrichtung (31 ) zum Erfassen einer über einem Grenzwert liegenden Menge behandelten Bluts in dem Venenleitungsbehälter (30),
- einer Sensoreinrichtung (21 ) zum Erfassen einer unter einem Grenzwert liegenden Menge unbehandelten Bluts in dem Arterienleitungsbehälter (20),
- einer Arterienleitungs-Schließeinrichtung (22) zum Verschließen der Arterienleitung (2) bei gleichzeitigem Öffnen der Venenleitung (3) ansprechend auf ein Signal A, das von der Sensoreinrichtung (31 ) an die Arterienleitungs- Schließeinrichtung (22) übermittelt wird,
- einer Venenleitungs-Schließeinrichtung (32) zum Verschließen der Venenleitung (3) bei gleichzeitigem Öffnen der Arterienleitung (2) ansprechend auf ein Signal B, das von der Sensoreinrichtung (21 ) an eine Venenleitungs- Schließeinrichtung (32) übermittelt wird und
- wenigstens einer Pumpe (40) zur Förderung eines Phasenvolumens Vphase mit einer Förderrate QBp,
dadurch gekennzeichnet, dass
die Steuerung (50) dann, wenn das tatsächlich geförderte Phasenvolumen Vist von dem Phasenvolumens Vson abweicht, die Förderrate QBP der wenigstens einen Pumpe (40) so regelt, dass diese Abweichung AV gegen Null geht.
2. Vorrichtung nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die Steuereinrichtung (50) als Regelkreis ausgebildet ist, bei dem die selbsttätige Angleichung des Istwertes Vist des Phasenvolumens an dessen Sollwert Vson und der einhergehenden Änderung der Zeitspanne einer Phase tPhase in der venösen Phase als auch in der arteriellen Phase erfolgen kann.
3. Vorrichtung nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass der Regler des Regelkreises als P-Regler, I-Regler, D-Regler, Pl-Regler, PD-Regler, PID-Regler, Zweipunktregler, Dreipunktregler, Mehrpunktregler bzw. Fuzzy-Regler ausgebildet ist.
4. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass der Sollwert Vson des Phasenvolumens mindestens fünfmal, vorzugsweise mindestens zehnmal so groß ist wie ein Totvolumen VTot (71 ) der Single-Lumen- Anordnung (10).
5. Vorrichtung nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die Steuereinrichtung (50) derart ausgebildet ist, dass sie die Regelung auf das Phasenvolumen unmittelbar nach Detektion einer Abweichung AV Φ 0 des Istwertes Vist des Phasenvolumens von dessen Sollwert Vson um eine vorgegebenen Totzeit TTot verzögert.
6. Vorrichtung nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass die vorgegebenen Totzeit TTot wenigstens zwei Phasen, bevorzugt wenigsten vier Phasen und maximal zehn Phasen beträgt,
7. Vorrichtung nach einem der vorherigen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die wenigstens eine Pumpe (40) zwischen dem Arterienleitungsbehälter (20) und dem Venenleitungsbehälter (30) angeordnet ist.
8. Vorrichtung nach einem der vorherigen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Sensoreinrichtungen (21 , 31 ) als Drucksensoren ausgebildet sind.
9. Vorrichtung nach einem der vorherigen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der durch die Sensoreinrichtung (31 ) gemessene Überdruck im Venenleitungsbehälter (30) ein Verschließen der Arterienleitungs- Schließeinrichtung (22) und ein Öffnen der Venenleitungs-Schließeinrichtung (32) auslöst und dass der durch die Sensoreinrichtung (21 ) gemessene Unterdruck im Arterienleitungsbehälter (20) ein Verschließen der Venenleitungs- Schließeinrichtung (32) und ein Öffnen der Arterienleitungs-Schließeinrichtung (22) auslöst
Vorrichtung nach einem der vorherigen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass zur Bestimmung des Istwertes Vist des Phasenvolumens die Förderrate QBp der Pumpe (40) sowie die Zeitspanne einer Phase tPhase verwendet wird, wobei die Zeitspanne einer Phase tphase definiert ist als Summe der Zeitspanne tVen_Phase, die zwischen dem Signal A und dem Signal B liegt, die von der Steuereinrichtung (50) an die Arterienleitungs-Schließeinrichtung (22) und die Venenleitungs- Schließeinrichtung (32) übermittelt werden, und der Zeitspanne tArt_Phase, die zwischen dem Signal B und dem Signal A liegt, die von der Steuereinrichtung (50) an die Arterienleitungs-Schließeinrichtung (22) und die Venenleitungs- Schließeinrichtung (32) übermittelt werden.
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