DE3720665A1 - Vorrichtung zur haemodialyse und haemofiltration - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur Hämodialyse und Hämofiltration, die dazu dient, das Blut eines Patienten in einem künstlich geschaffenen extrakorporalen Blutkreislauf durch Dia­ lyse und/oder Filtration, ggf. kombiniert mit einer Zufuhr von Infusionslösungen in den Blutkreislauf, so zu behandeln, daß eine möglichst weitgehende Normalisierung der Zusammensetzung des Blutplasmas erreicht wird. Vorrichtungen dieser Art sind geeignet, die Funktion der Niere zu ersetzen und sind auch unter der Bezeichnung "künstliche Niere" bekannt.

Für den medizinischen Erfolg und für die Verträglichkeit einer solchen Behandlung ist es bekanntlich von großer Wichtigkeit, den Netto-Entzug von Flüssigkeit aus dem Blut genau zu erfassen und durch entsprechende Einstellung der Betriebsparameter von Hand oder automatisch zu regeln. Für diesen Zweck sind verschie­ dene Systeme bekannt.

Ausgehend von der Überlegung, daß der Entzug eines bestimmten Flüssigkeitsvolumens pro Zeiteinheit zwangsläufig mit einer entsprechenden Verminderung des zum Patienten pro Zeiteinheit zurückgeführten Blutvolumens verknüpft ist, wird in der Offen­ legungsschrift DE 33 13 421 A1 z. B. vorgeschlagen, bei einer Dialysevorrichtung den extrakorporalen Blutkreislauf mit einem Differenzdurchflußmesser auszustatten und die so gewonnene Information in an sich bekannter Weise zur Steuerung des Flüs­ sigkeitsentzuges zu benutzen.

Das hauptsächliche Problem bei der Realisierung einer Messung des Flüssigkeitsentzuges pro Zeiteinheit besteht jedoch darin, für die Messung des Blutflusses geeignete Durchflußmesser zur Verfügung zu haben.

In DE 33 13 421 A1 wurde hierzu vorgeschlagen, vorzugsweise elektromagnetische Durchflußmesser - vermutlich sind induktive Durchflußmesser gemeint - zu benutzen, die speziell ausgesuchte Schläuche mit jeweils zwei eingesetzten Elektroden aufweisen sollen, an die ein elektromagnetisches Feld angelegt werden soll, um an ihnen eine der Differenz der Durchflußgeschwindig­ keiten proportionale Spannung zu entnehmen. Abgesehen von dieser fehlerhaften Auffassung des Funktionsprinzips bleibt die Frage ungelöst, wie die technischen Schwierigkeiten, die der Erzielung einer für den vorgesehen Zweck ausreichenden Genauigkeit und Betriebssicherheit entgegenstehen, gelöst werden könnten.

Zur Blutflußmessung nach dem Induktionsprinzip ist es notwendig, den Strömungskanal in ein quer zur Strömung gerichtetes, mög­ lichst homogenes Magnetfeld zu bringen, so daß quer zur Strömungsrichtung und quer zur Richtung des Magnetfeldes mittels gegenüberliegend am Strömungskanal angeordneter Elektroden eine der magnetischen Flußdichte B, dem Elektrodenabstand d und der mittleren Strömungsgeschwindigkeit v proportionale induzierte Spannung U abgegriffen werden kann: U = B · d · v. Bei einem kreis­ förmigen Strömungsquerschnitt, wie er bei den Blutschläuchen vorliegt, sind außerdem die mittlere Strömungsgeschwindigkeit v, der Blutfluß Q (Volumen pro Zeiteinheit) und der Schlauch- Innendurchmesser di durch die Beziehung v = 4 · Q/di miteinander verknüpft. Aus beiden Beziehungen resultiert U = 4 · B · Q · d/di , d. h. zur Erlangung einer ausreichenden Genauigkeit genügt es nicht, die beiden Schlauchdurchmesser di anzugleichen, sondern es müssen auch die Werte der magnetischen Flußdichte B und des Elektrodenabstandes d im Rahmen der geforderten Genauigkeit in Übereinstimmung gebracht werden.

Eine weitere Schwierigkeit beim Einsatz induktiver Durchflußmes­ ser für den genannten Zweck ergibt sich daraus, daß die Diffe­ renz der induzierten Spannungen außerordentlich gering ist, so daß bei deren Verarbeitung durch die unvermeidlichen, um mehrere Größenordnungen höheren Störspannungen zusätzliche Fehler auftreten. Die Größenordnung der induzierten Spannungen ergibt sich aus folgender Abschätzung: Der Luftspalt des Magnetsystems muß mindestens dem Schlauch-Außendurchmesser entsprechen. Dieser beträgt typischerweise etwa 6 mm. Zur Erlangung eines annähernd homogenen Magnetfeldes im Bereich der Meßstelle muß die Quer­ schnittsfläche des Luftspaltes um ein mehrfaches größer sein als das Quadrat des Schlauchdurchmessers, beispielsweise 10 mm × 10 mm = 100 mm. Nach üblichen Dimensionierungsregeln für Elektromagnete kann in einem solchen Luftspalt mit einem Elektromagneten von noch akzeptabler Größe und Leistungsaufnahme (Gewicht einige 100 g, Leistung einige Watt) eine magnetische Flußdichte in der Größenordnung von 0,5 mT erzeugt werden. Für den Blutfluß gilt ein typischer Wert von Q = 200 ml/min. Unter Berücksichtigung eines Schlauchinnendurchmessers und eines Elektrodenabstandes von di = d = 4 mm ergibt sich dann an einem der Durchflußmesser eine induzierte Spannung von nur etwa 50 Mikrovolt. Die Spannungsdif­ ferenz zwischen beiden Durchflußmessern ist noch mindestens um den Faktor 10 geringer, d. h. 5 Mikrovolt. Eine so geringe Meß­ spannung unter den bei einem Dialysegerät vorliegenden Bedin­ gungen, d. h. an einem offenen, wegen der notwendigen Auswechsel­ barkeit aller mit dem Blut in Berührung kommenden Teile nur begrenzt abschirmbaren System mit ausreichender Genauigkeit zu verarbeiten, stellt ein schwieriges technisches Problem dar, das wahrscheinlich nur mit einem unvertretbar hohen Aufwand und mit erheblichen Einschränkungen für die Handhabung gelöst werden kann.

Ein induktiver Durchflußmesser hat unabhängig davon bei der Messung an strömendem Blut den Nachteil, daß das Blut über Elektroden mit elektrischen Stromkreisen in Verbindung gebracht werden muß, und daß zur Schaffung dieser Verbindungen zwischen dem nur zum einmaligen Gebrauch bestimmten, auswechselbaren Blutschlauchsystem und den Meßstromkreisen entsprechende elektrische Anschlußvorrichtungen vorgesehen werden müssen, deren Funktion durch den Betrieb in einer durch die Anwendung von Desinfektionsmitteln, Infusionslösungen u. dgl. stets feuchten Umgebung sehr gefährdet wäre.

Zur Messung des Blutflusses ist ferner das Ultraschall-Doppler- Verfahren bekannt. Dieses Verfahren hat prinzipiell den Vorteil, daß es sich um eine wirklich nicht-invasive Messung handelt, und daß insbesondere keine elektrischen Verbindungen zum Meßmedium hergestellt werden müssen. In dem Buch "Replacement of Renal Function by Dialysis" (Hrsg. W. Drukker et al., Verlag Martinus Nÿhoff, den Haag, 1978) wird auf S. 267 dieses Verfahren zur Überwachung des Blutflusses bei der Hämodialyse in Betracht gezogen, jedoch insgesamt als zwar theoretisch vorteilhaft aber nach dem Stand der technischen Entwicklung wenig brauchbar bewertet. Eine ausführlichere Bewertung eines handelsüblichen Gerätes zur Messung des Blutflusses nach dem Ultraschall- Doppler-Verfahren findet sich in dem Buch "Technical Aspects of Renal Dialysis" (Hrsg. T. H. Frost, Verlag Pittmann Medical, Tunbridge Wells, 1978). Darin wird die Genauigkeit des Meßge­ rätes unter verschiedenen Einflüssen untersucht und als etwa vergleichbar mit der Luftblasen-Laufzeit-Methode eingestuft. Diese ist jedoch bekanntermaßen relativ ungenau, so daß auch aufgrund dieser Bewertung eigentlich nicht erwartet werden könnte, daß mit Hilfe von zwei nach diesem Prinzip arbeitenden Durchflußmessern eine genügend genaue Ermittlung des Flüssig­ keitsentzuges bei Hämodialyse- und Hämofiltrationsvorrichtungen möglich wäre.

Der Erfindung lag die Aufgabe zugrunde, eine Hämodialyse- und Hämofiltrationsvorrichtung mit einer funktionsfähigen und unter realen Betriebsbedingungen brauchbaren Einrichtung zur Messung des Flüssigkeitsentzuges durch Differenzbildung der Ausgangssignale zweier Durchflußmesser zu schaffen, von denen einer in die vom Patienten zur Dialysator- oder Filteranordnung führenden Blutleitung und der zweite in die von der Dialysator- oder Filteranordnung zum Patienten führenden Blutleitung eingefügt ist.

Diese Aufgabe wird, ausgehend von dem an sich bekannten Prinzip der Blutflußmessung nach dem Ultraschall-Doppler-Verfahren, dadurch gelöst, daß jeder der beiden hierzu vorgesehenen Durchflußmesser einen in das Blutschlauchsystem eingefügten formstabilen Meßeinsatz mit definiertem Strömungsquerschnitt und seitlichen Ansätzen zur definierten Ein- und Auskopplung und Führung der Ultraschallwellen aufweist.

Weitere Eigenschaften und Vorteile der Erfindung sowie weitere Ausgestaltungen ergeben sich aus der folgenden Beschreibung. Von den zugehörigen Abbildungen zeigt

Fig. 1 ein Schema der Flüssigkeitskreisläufe einer Hämodialyse- und Hämofiltrationsvorrichtung ent­ sprechend der Erfindung,

Fig. 2 ein zweites Ausführungsbeispiel in schematischer Darstellung,

Fig. 3 einen Sensor für die Durchflußmessung,

Fig. 4 eine Draufsicht des Meßeinsatzes für den Sensor,

Fig. 5 eine Seitenansicht des Meßeinsatzes für den Sensor,

Fig. 6 einen Sensor für die Durchflußmessung nach dem Ultra­ schall-Doppler-Verfahren bekannter Bauart in schema­ tischer Darstellung zum Vergleich,

Fig. 7 ein Blockschema einer Schaltungsanordnung für die Signalverarbeitung.

In Fig. 1 ist das Schema der Flüssigkeitskreisläufe einer Hämodialyse- und Hämofiltrationsvorrichtung entsprechend einem bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung dargestellt. Das dem Patienten z. B. über einen Katheter entnommene Blut gelangt durch die Leitung 10 zum Einlaß der Blutpumpe 12 und wird von dieser durch die Leitung 14 a, 14 b der Dialysator- oder Filter­ anordnung 24 zugeführt. Diese umfaßt einen vom Blut durchström­ ten Raum 26 und einem durch eine semipermeable Membran 30 davon getrennten Raum 28 zur Durchströmung mit der Dialysierflüssig­ keit und/oder Abführung von Filtrat, wobei das Filtrat (auch Ultrafiltrat genannt) unter dem Einfluß einer Druckdifferenz zwischen den Räumen 26 und 28, des sogenannten Transmembran­ druckes, durch die semipermeable Membran 30 aus dem Raum 26 in den Raum 28 übergeht.

Die Einrichtungen zum Betrieb der Dialysator- oder Filter­ anordnung 24, z. B. zur Durchströmung mit Dialysierflüssigkeit und/oder Abführung von Filtrat, sind in der Betriebseinheit 31 zusammengefaßt. Diese ist in verschiedenen Ausführungen bekannt, die sämtlich für den vorliegen Zweck geeignet sind. Sie kann z. B. aus einem Behälter mit Dialysierflüssigkeit und einer Umwälzpumpe bestehen, oder sie kann eine Einrichtung bekannter Art zur kontinuierlichen Erzeugung von Dialysierflüssigkeit aufweisen. Bei reinem Filtrationsbetrieb besteht sie normalerweise aus einer Saugvorrichtung und einem Sammelgefäß für das abgesaugte Filtrat. Im einfachsten Falle ist der Raum 28 nur mit einem Sammelgefäß verbunden, wobei das Filtrat lediglich unter dem Einfluß des im Raum 26 herrschenden Blutdruckes durch die Membran 30 in den Raum 28 übertritt und in dem Sammelgefäß aufgefangen wird.

Von der Dialysator- oder Filteranordnung 24 gelangt das Blut durch die Leitung 32 a zu der Kammer 34, die in bekannter Weise u. a. der Abscheidung eventuell mitgeführter Luftblasen dient. Vom unteren Teil der Kammer 34 fließt das Blut durch die Leitung 32 b zurück zum Patienten. In die Leitung 32 b ist stromabwärts von der Kammer 34 der abflußseitige Durchflußsensor 42 eingefügt, dessen Gestaltung entsprechend der Erfindung weiter unten beschrieben wird. Es steht über die elektrische Leitung 44 mit der Auswertungseinheit 48 in Verbindung.

Entsprechend einer bevorzugten Ausgestaltung der Erfindung ist auch in die zur Dialysator- oder Filteranordnung führende Leitung 14 a, 14 b eine Kammer 16 und stromabwärts von dieser der zufluß­ seitige Durchflußsensor 22 eingefügt. Das Einfügen der Kammer 16 hat u. a. den Vorteil, daß Luft, die bei Auftreten einer Undich­ tigkeit im Bereich der Leitung 10 und des zugehörigen Patienten­ anschlusses in den Blutkreislauf eingesaugt werden kann, abgeschieden wird und somit nicht zu der Dialysator- oder Filteranordnung gelangt, wo sie sich, insbesondere bei den heute zumeist verwendeten Kapillardialysatoren oder -filtern, festset­ zen und einen Teil der Kapillaren verstopfen oder zumindest den Strömungsverlauf stören könnte. Dies hätte eine Verminderung der Effektivität zur Folge und könnte darüber hinaus eine partielle Gerinnung des Blutes in der Dialysator- oder Filteranordnung fördern, so daß eine vollständige Rückspülung des Blutes am Ende der Behandlung nicht möglich wäre. Von besonderer Bedeutung ist das Einfügen der Kammer 16 in die Leitung 14 a, 14 b und die Anord­ nung des Durchflußsensors 22 stromabwärts von der Kammer 16 jedoch darüber hinaus für die Funktion der Durchflußmessung. Wenn Luft durch Sensor geht, ist das von ihm erhaltene Meßsignal unbrauchbar, so daß die Messung gestört würde.

Die Kammern 34 und 16 sind mit Einrichtungen zum Entfernen angesammelter Luft ausgestattet. Gemäß Fig. 1 kann hierzu ein an den oberen Teil der Kammer angeschlossener Schlauch 36 bzw. 18 vorgesehen werden, der normalerweise mit einem Hahn oder einer Klemme 38 bzw. 20 verschlossen ist. Außerdem ist es zweckmäßig, die Kammern mit Einrichtungen zur Überwachung der angesammelten Luftmenge auszustatten, z. B. mit Füllstandssensoren. Diese sind in Fig. 1 nicht dargestellt. Ebenfalls nicht dargestellt ist eine Einrichtung zur Überwachung des Druckes in der rückführenden Blutleitung, die normalerweise an die Kammer 34 angeschlossen wird.

Die beiden Durchflußsensoren 22 und 42 stehen über elektrische Leitungen 46 bzw. 44 mit der Auswertungseinheit 48 in Verbin­ dung. In dieser werden die von den Sensoren gelieferten Signale verarbeitet, u. a. zur Steuerung einer Anzeigevorrichtung 50 für die Netto-Flüssigkeitsentzugsrate, d. h. für die Flüssigkeitsmen­ ge, die dem Patienten pro Zeiteinheit entzogen wird, sowie einer Anzeigevorrichtung 52 für die entzogene Flüssigkeits-Gesamt­ menge. Einzelheiten der Funktion der Auswertungseinheit werden weiter unten in Verbindung mit Fig. 7 geschrieben.

Eine weitere wichtige Ergänzung des bevorzugten Ausführungsbei­ spiels ist die Regelungseinheit 54. Sie steuert aufgrund eines Vergleichs zwischen dem an einer Einstellvorrichtung 56 vorgewählten Sollwert der Netto-Flüssigkeitsentzugsrate und dem durch die Auswertungseinheit 48 ermittelten Istwert der Netto- Flüssigkeitsentzugsrate den Antriebsmotor 58 der Infusionspumpe 60, und zwar in der Weise, daß die Antriebsgeschwindigkeit zunimmt, wenn der Istwert der Netto-Flüssigkeitsentzugsrate den Sollwert überschreitet. Die Infusionspumpe fördert aus einer Versorgungseinrichtung, z. B. einem Vorratsbehälter 62, eine Infusionslösung durch die Leitung 64 in die Kammer 34, wo sie sich mit dem zum Patienten zurückgeleiteten Blut vermischt. Die pro Zeiteinheit zugeführte Flüssigkeitsmenge wird außerdem auf der Anzeigevorrichtung 66 angezeigt.

Zum Betrieb der in Fig. 1 gezeigten Anordnung wird an der Ein­ stellvorrichtung 56 zunächst der gewünschte Sollwert der Netto- Flüssigkeitsentzugsrate eingestellt. Solange aufgrund des Trans­ membrandruckes in der Dialysator- oder Filteranordnung die aus dem Blutraum 26 durch die Membran 30 in den Raum 28 übergehende Flüssigkeitsmenge pro Zeiteinheit geringer ist als der Sollwert der Netto-Flüssigkeitsentzugsrate, steht die Infusionspumpe entsprechend den Eigenschaften der Regelungseinheit 54 still, da in diesem Zustand der Istwert der Netto-Flüssigkeitsentzugsrate kleiner ist als der Sollwert. Nun wird der Transmembrandruck durch Erhöhung des Druckes im Raum 26 und/oder Absenkung des Druckes im Raum 28 erhöht. Die Druckerhöhung im Raum 26 kann mittels einer an der Leitung 32 a angeordneten Drossel 40 bewirkt werden, die Druckabsenkung im Raum 28 ebenfalls durch Einstel­ lung eines entsprechenden Drosselventils oder durch Erhöhung der Saugleistung einer zu der Betriebseinheit 31 gehörigen Saugvor­ richtung 66, z. B. mit einer Pumpe, bewirkt werden.

Sobald durch den gesteigerten Transmembrandruck die pro Zeitein­ heit durch die Membran 30 tretende Flüssigkeitsmenge den einge­ stellten Sollwert der Netto-Flüssigkeitsentzugsrate übersteigt, tritt die Infusionspumpe 60 in Funktion, und aufgrund der Eigenschaften der Regelungseinheit 54 wird durch die Infusions­ pumpe 60 pro Zeiteinheit so viel Infusionsflüssigkeit zugeführt, wie notwendig ist, um den den Sollwert der Netto-Flüssigkeitsent­ zugsrate übersteigenden Teil der durch die Membran 30 pro Zeiteinheit ausgeschiedenen Flüssigkeitsmenge zu ersetzen. Ausgehend von einer bestimmten Geschwindigkeit des Blutzuflus­ ses, die durch den Sensor 22 erfaßt wird, also im Gleichge­ wichtszustand durch die Regelung des Antriebes der Infusions­ pumpe 60 von dieser so viel Flüssigkeit zugeführt, daß sich die von dem zweiten Sensor 42 erfaßte Durchflußgeschwindigkeit des zum Patienten zurückfließenden Blutes um den vorgesehenen Differenzbetrag, entsprechend der an der Einstellvorrichtung 56 vorgewählten Netto-Flüssigkeitsentzugsrate, unterscheidet.

An der Anzeigevorrichtung 66 ist die pro Zeiteinheit zugeführte Menge der Infusionsflüssigkeit ablesbar. Unter Beobachtung dieser Anzeige kann der Transmembrandruck mit Hilfe der Ein­ stellvorrichtungen 41 und/oder 68 so einreguliert werden, daß die pro Zeiteinheit zugeführte Menge Infusionsflüssigkeit in der gewünschten Größenordnung liegt.

Störungen im Blutkreislauf oder in der Betriebseinheit 31 führen im allgemeinen zu einer Veränderung des Transmembrandruckes und beeinflussen somit den Durchtritt von Flüssigkeit durch die Membran 30. Aufgrund der beschriebenen Eigenschaften des Regel­ kreises führt dies automatisch zu einer Korrektur in Form einer entsprechenden Veränderung der Flüssigkeitszufuhr durch die Infusionspumpe 60 und des auf dem Anzeigeinstrument 66 angezeig­ ten Wertes. Durch Verwendung eines Anzeigeinstruments 66 mit einstellbaren Alarm-Grenzkontakten, wie in Fig. 1 angedeutet, oder gleichwertige Einrichtung zur Grenzwertüberwachung besteht somit die Möglichkeit, eine derartige Störung selbsttätig zu erkennen. Dies hat den wesentlichen Vorteil, daß die sonst zur Erkennung solcher Störungen üblichen, sehr aufwendigen und störanfälligen Druckmeßeinrichtungen zur Überwachung des Transmembrandruckes bei diesem System entfallen können.

In weiterer Ausgestaltung sieht die Erfindung eine Einrichtung zur selbsttätigen periodischen Kalibrierung der Durchflußsenso­ ren in Verbindung mit der Auswertungseinheit 48 vor. Sie umfaßt die Kalibrier-Steuererungseinheit 70 und die von dieser gesteuer­ ten Ventile 72 und 74, die zum Zwecke der Kalibrierung durch das entsprechende Steuerungssignal geschlossen werden. Gleichzeitig wird der Antrieb der Infusionspumpe 60 angehalten. Das Schließen der genannten Ventile dient dazu, den Raum 28 der Dialysator- oder Filteranordnung 24 abzusperren, so daß ein weiterer Durchtritt von Filtrat aus dem Raum 26 durch die Membran 30 in den Raum 28 verhindert ist. Unter diesen Bedingungen muß in den beiden Durchflußsensoren 22 und 42 der gleiche Durchfluß herrschen. Sofern eine Abweichung zwischen den beiden von den Durchflußsensoren gelieferten Meßwerten besteht, wird diese in der Auswertungseinheit 48 ermittelt und gespeichert und in der auf die Kalibrierung folgenden Betriebszeit zur Fehlerkorrektur verwendet. Auf diese Weise wird eine Nullpunktkorrektur bezüglich der Differenzbildung zwischen den Meßsignalen der Durchflußsensoren erreicht und somit der hauptsächliche mögliche Fehlereinfluß beseitigt.

Ein anderes Ausführungsbeispiel einer Hämodialyse- und Hämofil­ trationsvorrichtung entsprechend der Erfindung ist in Fig. 2 schematisch dargestellt. Zur Durchströmung des Raumes 28 der Dialysator- oder Filteranordnung 24 ist dieser einerseits an eine Verteilerleitung 80 eines zentralen Versorgungssystems für Dialysierflüssigkeit angeschlossen, andererseits an einen Abfluß 90. Der Durchfluß wird mit einen Hahn 84 eingestellt. Bei reinem Filtrationsbetrieb bleibt der Hahn 84 geschlossen.

Der extrakorporale Blutkreislauf umfaßt zwei Durchflußsensoren 22 und 42 in der zuführenden Leitung 14 a, 14 b bzw. in der abfüh­ renden Leitung 32 a, 32 b des Raumes 26 der Dialysator- oder Filteranordnung 24. Sie sind wie bei dem vorhergehenden Ausführ­ ungsbeispiel über elektrische Leitungen 44 und 46 mit der Aus­ wertungseinheit 48 verbunden, die eine Anzeigevorrichtung 50 für die Differenz der von den beiden Durchflußsensoren gelieferten Signale aufweist. Diese Differenz entspricht wegen der für dieses Ausführungsbeispiel bevorzugten Anordnung der Durchfluß­ sensoren unmittelbar stromaufwärts und stromabwärts von dem Raum 26 der Dialysator- oder Filteranordnung derjenigen Flüssigkeits­ menge pro Zeiteinheit, die durch Filtration aus dem Raum 26 durch die Membran 30 in den Raum 28 übergeht. Diese entspricht zugleich der Flüssigkeitsmenge, die dem Patienten pro Zeit­ einheit entzogen wird. Zur Anzeige der bis zum jeweiligen Zeitpunkt insgesamt entzogenen Flüssigkeitsmenge enthält die Auswertungseinheit 48 eine weitere Anzeigevorrichtung 52.

Die pro Zeiteinheit aus dem Raum 26 durch die Membran 30 in den Raum 28 übergehende Flüssigkeitsmenge ist von der Druckdifferenz zwischen den Räumen 26 und 28 abhängig. Zur Einstellung dieser Druckdifferenz ist an der abführenden Blutleitung eine einstellbare Drossel 92 vorgesehen. Im einfachsten Falle wird die Drossel 92 unter Beobachtung der Anzeigevorrichtung 50 von Hand so eingestellt, daß der gewünschte Flüssigkeitsentzug pro Zeiteinheit erreicht wird.

Es ist jedoch auch die Möglichkeit vorgesehen, die Drossel 92 durch eine Regelung selbsttätig einzustellen. Hierzu dient die Regelungseinheit 94, die mit der Einstellvorrichtung 56 zur Vorwahl des Sollwertes des Flüssigkeitsentzuges pro Zeiteinheit verbunden ist. Die Regelungseinheit vergleicht diesen mit dem von der Auswertungseinheit 48 ermittelten Istwert und steuert entsprechend dem Ergebnis dieses Vergleiches einen Motor 96 zum Verstellen der Drossel 92.

Von wesentlicher Bedeutung für die Erfindung ist die Bauart der für die Durchflußmessung eingesetzten Sensoren 22, 42. Sie ist in Fig. 3 dargestellt. Die Abbildung ist nur ein Schema, das die hauptsächlichen Bestandteile und ihr Zusammenwirken veranschau­ lichen soll. Die gesamte Anordnung besteht im wesentlichen aus einem Meßeinsatz 100, der zu dem auswechselbaren und im allge­ meinen nur zum einmaligen Gebrauch bestimmten Blutschlauchsystem gehört, und einer zum festen Bestandteil des Gerätes gehörenden Halterung 102, 104, in der der Meßeinsatz befestigt wird. Die Halterung besteht vorzugsweise aus zwei Teilen, die zur Fixie­ rung des Meßeinsatzes federnd miteinander verbunden sind. Eine Seitenansicht und eine Draufsicht des Meßeinsatzes sind in Fig. 4 bzw. Fig. 5 dargestellt.

Der Meßeinsatz besteht aus einem blutverträglichen, formstabilen und relativ starren Kunststoffmaterial, das sich nach dem üblichen Spritzgießverfahren zu Teilen hoher Maßgenauigkeiten und Gleichmäßigkeit verarbeiten läßt. Der Meßeinsatz wird vorzugs­ weise schon im Herstellerwerk in das Blutschlauchsystem einge­ fügt, z. B. durch das auch für ähnliche Teile übliche Einkleben der betreffenden Schlauchabschnitte in die Anschlußteile 108, 110 des Meßeinsatzes. Der Meßeinsatz wird mit dem Schlauchsystem sterilisiert, und das gesamte zum einmaligen Gebrauch bestimmte System gelangt so zur Verwendungsstelle, wo es mit der übrigen Apparatur verbunden wird.

Der Meßeinsatz hat in Fortsetzung der angeschlossenen Leitungs­ teile einen durchgehenden Strömungskanal 106. Von besonderer Wichtigkeit sind die beiden seitlichen Ansätze 112, 114, die auf den Strömungskanal gerichtet sind und der Ein- bzw. Auskopplung des Ultraschallsignals dienen und außerdem die Funktion haben, die Ultraschallwellen zu führen, d. h. die Ausbreitungsrichtung der eingekoppelten Ultraschallwellen genau zu definieren und ebenso die Richtung der maximalen Intensität der auskoppelten Ultraschallwellen exakt festzulegen. Die seitlichen Ansätze stehen zur Längsachse des Strömungskanals in einem Winkel z. B. in der Größenordnung von 15-50 Grad. Im Interesse einer hohen Empfindlichkeit ist ein relativ kleiner Winkel vorteilhaft.

Im oberen Teil 102, 102 a der Halterung sind die beiden Ultra­ schallwandler für die Aussendung und den Empfang des Ultra­ schallsignals angeordnet, und zwar so, daß ihre Achsen die gleiche Richtung wie die der Führung der Ultraschallwellen dienenden Ansätze des Meßeinsatzes haben. Sie bestehen im wesentlichen aus je einem Wandlerelement 116, 118 und einem Ankopplungsstück 120, 122. Die Ankopplungsstücke stehen unter einem gewissen Druck mit den Kopplungsflächen 124, 126 des Meß­ einsatzes in inniger Berührung. Die Wandlerelemente sind vor­ zugsweise Scheiben aus einem piezoelektrischen keramischem Material, die in üblicher Art mit Metallbelägen und elektrischen Anschlüssen ausgestattet sind. Die Ankopplungsstücke bestehen zumindest in dem Teil, der mit den Kopplungsflächen in Berührung kommt, vorzugsweise aus einem elastischen Material, z. B. Sili­ konkautschuk, so daß sich unter der Wirkung des Anpreßdruckes eine weitgehend homogene und ausreichend große Berührungsfläche ausbildet, die sich möglichst über die gesamte Kopplungsfläche 124, 126 erstreckt. Dadurch wird es überflüssig, zur Verbesserung der Ankopplung besondere Kontaktgelee, wie sonst vielfach üblich, zu benutzen.

Der untere Teil 104, 104 a der Halterung hat im wesentlichen die Funktion, den Meßeinsatz 100 zu fixieren. Er ist zu diesem Zweck in einer geeigneten Führung federnd gegenüber dem oberen Teil 102, 102 a der Halterung gelagert, wie dies in Fig. 3 durch eine Zugfeder 130 rein schematisch angedeutet ist. Selbstverständlich muß hierbei die resultierende Kraft in der Symmetrieachse der Anordnung wirken, was z. B. durch die symmetrische Anordnung von zwei Federn zu erreichen wäre. Der Meßeinsatz weist zu dem gleichen Zweck ein z. B. kragenförmig ausgebildetes Stützelement 128 auf, durch das die Kraft von dem unteren Teil der Halterung auf den Meßeinsatz übertragen wird.

Durch die oben beschriebene definierte Ein- und Auskopplung und Führung der Ultraschallwellen werden die Voraussetzungen für eine hohe Genauigkeit bei der Messung der Strömungsgeschwindig­ keit geschaffen. Von erheblicher Bedeutung ist außerdem, daß durch die Gestaltung des Meßeinsatzes das Blut vor und hinter der eigentlichen Meßstelle über eine längere Strecke, die ein Mehrfaches des Durchmessers des Strömungskanals beträgt, in einem definierten, gerade verlaufenden Strömungskanal geführt wird, so daß Störungen des Strömungsprofils durch Leitungskrüm­ mungen vermieden werden.

Zum Vergleich und zur Verdeutlichung der Unterschiede ist in Fig. 6 die Konstruktion des Durchflußsensors eines bekannten Blutflußmeßgerätes schematisch dargestellt, auf das sich auch die bereits erwähnte Veröffentlichung in dem dem Buch "Technical Aspects of Renal Dialysis" (Hrsg. T. H. Frost, Verlag Pittmann Medical, Tunbridge Wells, 1978) bezieht. Der Sensor ist hierbei nach Art einer Klammer ausgebildet, die auf den Blutschlauch geklemmt wird. Hierzu sind die beiden Wangen der Klammer durch ein Gelenk 136 und eine Feder 138 verbunden. Der vordere Teil der Wangen ist in seiner inneren Kontur den Maßen des Blut­ schlauches angepaßt und umschließt diesen. Die Wandlerelemente 116, 118 sind im vorderen Teil der Wangen angeordnet und unter einem Winkel von ca. 45 Grad auf den Blutschlauch ausgerichtet und durch Einbettung in eine Vergußmasse fixiert.

Eine solche Anordnung hat verschiedene Nachteile, die bei der zuvor beschriebenen vermieden sind:

• - Der Winkel (alpha) zwischen den Wangen ändert sich in Abhän­ gigkeit von den Toleranzen des Schlauch-Außendurchmessers sowie bei Druckänderungen im Schlauch und bei temperaturabhängiger Veränderung der Elastizität des Schlauchmaterials. Durch die Veränderung dieses Winkels verändert sich auch der Anstellwinkel der Wandler in Richtung auf den Strömungskanal und damit der für die Kalibrierung maßgebende Proportionalitätsfaktor.
• - Veränderungen der lichten Weite des Schlauches zwischen den Wangen, z. B. infolge von Druckschwankungen oder temperatur­ abhängiger Veränderung der Elastizität des Schlauchmaterials in Verbindung mit der einwirkenden Federkraft, beeinflussen ebenfalls die Länge der von den Ultraschallwellen im Blut zurückgelegten Strecke und führen somit ebenfalls zu Verände­ rungen des Meßsignals.
• - Die Haupt-Ausbreitungsrichtung der Ultraschallwellen vom sendeseitigen Wandler in den Strömungskanal einerseits und die Richtung der maximalen Empfindlichkeit für die vom Strömungs­ kanal zum empfängerseitigen Wandler gelangenden Ultraschallwellen andererseits wird von den Übertragungsverhältnissen an der Grenzfläche zwischen der inneren Kontur der Wange und der Außen­ fläche des Schlauches beeinflußt. Eine ungleichmäßige Druckver­ teilung und/oder ein unvollständiger Flächenkontakt, insbeson­ dere aber Schmutzpartikel oder Luftblasen (140 in Fig. 6), die in das zur Verbesserung der Ankopplung verwendete Gel eingeschlos­ sen sein können, verändern somit ebenfalls in unvorhersehbarer Weise den für die Kalibrierung maßgebenden Proportionalitätsfak­ tor.
• - Die innere Querschnittsfläche von Schläuchen unterliegt, da diese üblicherweise nach einem Extrusionsverfahren hergestellt werden, erheblichen Toleranzen. Aufgrund des Zusammenhanges zwischen Durchfluß, mittlerer Strömungsgeschwindigkeit und Quer­ schnittsfläche führt dies zu einer entsprechenden zusätzlichen Meßunsicherheit.
• - Da der Strömungskanal beiderseits der Meßstelle keine vorbestimmte Richtung hat, ergeben sich durch Verlagerung, z. B. Krümmung, des Schlauches Veränderungen des Strömungsprofils, die zu entsprechenden Fehlern führen.

Im Vergleich zu einem induktiven Durchflußmesser, bei dem nicht nur der Strömungsquerschnitt, sondern auch die magnetische Fluß­ dichte und der Elektrodenabstand mit hoher Genauigkeit eingehal­ ten werden müssen, beschränken sich diese hohen Anforderungen bei dem Gegenstand der Erfindung unter der Voraussetzung einer exakten Führung der Ultraschallwellen im wesentlichen auf die Genauigkeit des Strömungsquerschnitts und der Anregungsfrequenz. Durch die Herstellung des Meßeinsatzes als Präzisions-Spritzteil bzw. Anwendung eines quarzgesteuerten Generators für die Schwin­ gungsanregung können beide Anforderungen mit geringem Aufwand erfüllt werden. Ein weiterer Vorteil der Durchflußmessung nach dem Ultraschal-Doppler-Prinzip gegenüber der induktiven Durchflußmessung ergibt sich daraus, daß die Amplitude der Meß­ signale eine untergeordnete Rolle spielt. Der Meßeffekt liegt vielmehr in einer Frequenzänderung, die relativ leicht fehler­ frei ausgewertet werden kann.

In Fig. 7 ist ein Blockschema einer Schaltungsanordnung für den Betrieb der Durchflußsensoren 22 und 42 angegeben, das der Auswertungsschaltung 48 in Fig. 1 und Fig. 2 entspricht. Die senderseitigen Ultraschallwandler 116, 116 a werden gemeinsam von einem Hochfrequenzgenerator 142 mit einer Frequenz in der Größenordnung von einigen MHz gespeist. Die vom empfängerseiti­ gen Ultraschallwandlern 118, 118 a gelieferten Signale enthalten neben Anteilen der Sendefrequenz das eigentliche Meßsignal in Form eines Schwingungsanteils, der aufgrund des Dopplereffekts eine der Strömungsgeschwindigkeit proportionale Frequenzver­ schiebung aufweist. Die Verarbeitung dieser Signale erfolgt getrennt in zwei gleichen Schaltungseinheiten 144, 144 a. Das Signal wird zunächst durch den Verstärker 146 auf eine ausrei­ chende Amplitude gebracht und einer Mischstufe 148 zugeführt, um die der Strömungsgeschwindigkeit proportionale niederfrequente Differenzfrequenz f 1 bzw. f 2 zu gewinnen. Diese steht am Ausgang des nachgeschalteten Tiefpasses 150, getrennt von den übrigen Frequenzanteilen, zur Verfügung. In einer weiteren Schaltungs­ einheit 152 wird aus f 1 und f 2 schließlich die Differenz f 1-f 2 gebildet, die für den Unterschied der Durchflüsse in den beiden Durchflußsensoren und somit für den Flüssigkeitsentzug pro Zeiteinheit maßgebend ist.

Zur Anzeige dieser Größe kann das Signal f 1-f 2 z. B. durch einen Frequenz-Spannungs-Wandler 154 in eine Spannung umgesetzt und damit das Anzeigeinstrument 50 gesteuert werden. Zur Anzeige der Gesamtmenge der entzogenen Flüssigkeit wird das Signal f 1-f 2 einem Zähler 156 zugeführt und das jeweilige Zählergebnis auf der Anzeigevorrichtung 52 angezeigt.

Claims (15)

1. Vorrichtung zur Hämodialyse und Hämofiltration mit einer Dialysator- oder Filteranordnung in einem extrakorporalen Blutkreislauf und Einrichtungen zur Steuerung des Entzuges von Flüssigkeit aus dem extrakorporalen Blutkreislauf durch die Dialysator- oder Filteranordnung sowie einem Durchflußmesser zur Messung des Blutflusses in der vom Patienten zu der Dialysator- oder Filteranordnung führenden Leitung und einem zweiten Durchflußmesser zur Messung des Blutflusses in der von der Dialysator- oder Filteranordnung zum Patienten führenden Leitung, wobei die beiden Durchflußmesser auf dem Ultraschall- Dopplereffekt basierende Durchflußsensoren aufweisen, dadurch gekennzeichnet, daß jeder der beiden Durchflußsensoren (22, 42) einen in das Blutschlauchsystem eingefügten formstabilen Meßeinsatz (100) mit definiertem Strömungsquerschnitt und seitlichen Ansätzen (112, 114) zur definierten Ein- und Auskopplung und Führung der Ultraschall­ wellen aufweist.

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die beiden Durchflußsensoren (22, 42) mit einer Auswertungseinheit (48) verbunden sind, die eine Einrichtung (152) zur Ermittlung der Differenz der Durchflüsse und eine Anzeigevorrichtung (50) zur Anzeige der dem Patienten pro Zeiteinheit entzogenen Flüs­ sigkeitsmenge aufweist.

3. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch eine mit den Durchflußsensoren (22, 42) verbundene Auswertungseinheit (48), die Einrichtungen (152, 156) zur Bildung des Zeitintegrals der Differenz der Durchflüsse und eine Anzeigevorrichtung (52) für die dem Patienten insgesamt entzogene Flüssigkeitsmenge aufweist.

4. Vorrichtung nach Anspruch 2 oder 3, gekennzeichnet durch eine mit der Auswertungseinheit (48) verbundene Regelungseinheit (54) zur selbsttätigen Regelung der Zufuhr einer Infusionslösung in den extrakorporalen Blutkreislauf.

5. Vorrichtung nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Regelungseinheit (54) mit einer Anzeigevorrichtung (56) zur Anzeige und und Grenzwertüberwachung der Zufuhrgeschwindigkeit der Infusionslösung verbunden ist.

6. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, gekenn­ zeichnet durch eine mit der Auswertungseinheit (48) verbundene Regelungseinheit (94) zur selbsttätigen Einstellung des Trans­ membrandruckes.

7. Vorrichtung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß die Regelungseinheit (94) zur selbsttätigen Einstellung des Trans­ membrandruckes mit einem Antriebsmotor (96) zur Betätigung einer an der rückführenden Blutleitung (32 a, 32 b) angeordneten Drossel (92) verbunden ist.

8. Vorrichtung nach Anspruch 6 oder 7, dadurch gekennzeichnet, daß die Regelungseinheit (94) mit einer Anzeigevorrichtung (97) zur Anzeige und Grenzwertüberwachung der der Einstellung des Transmembrandruckes dienenden Größe verbunden ist.

9. Vorrichtung nach Anspruch 7 und 8, dadurch gekennzeichnet, daß die Anzeigevorrichtung (97) zur Anzeige und Grenzwertüber­ wachung der Stellung des Antriebsmotors (96) ausgebildet ist.

10. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß sie eine Einrichtung zur selbsttätigen periodischen Kalibrierung aufweist, wobei durch eine Kalibrier- Steuerungseinheit (70) der zur Durchspülung mit Dialysierflüs­ sigkeit und/oder Abführung von Filtrat bestimmte Raum (28) der Dialysator- oder Filteranordnung (24) mittels Ventilen (72, 74) abgesperrt und die sich dabei einstellende Differenz der Meßsig­ nale der beiden Durchflußsensoren (22, 42) durch die Auswertungs­ einheit ermittelt wird, und daß die Auswertungseinheit Einrich­ tungen zur Speicherung dieser Differenz und zur Nullpunkt­ korrektur entsprechend der Größe dieser Differenz für das in der auf die Kalibrierung folgenden Betriebsphase gebildete Diffe­ renzsignal aufweist.

11. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Längsachsen der seitlichen Ansätze (112, 114) des Meßeinsatzes (100) mit der Längsachse des im Meßeinsatz verlaufenden Strömungskanals (106) einen Winkel in der Größenordnung von 10-60 Grad, vorzugsweise 30 Grad, bilden.

12. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Halterung (102, 102 a; 104, 104 a) für den Meßeinsatz (100) Ultraschallwandler mit piezoelektrischen Wand­ lerelementen (116, 118) und mit diesen verbundene Ankopplungs­ stücken (120, 122) aufweist, die mit den an den Enden der seit­ lichen Ansätze (112, 144) befindlichen Kopplungsflächen (124, 126) unter Druck in Berührung stehen.

13. Vorrichtung nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, daß der mit den Kopplungsflächen (124, 126) in Berührung stehende Teil der Ankopplungsstücke aus einem gummielastischen Material besteht.

14. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Halterung für den Meßeinsatz (100) aus einem Ultraschallwandler enthaltenden feststehenden Teil (102, 102 a) und einem diesem gegenüber federnd gelagerten Teil (104, 104 a) zur Fixierung des Meßeinsatzes und zur Erzeugung der an den Kopplungsflächen wirksamen Anpreßkraft besteht.

15. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die zur Erzeugung des Ultraschalls dienenden senderseitigen Ultraschallwandler (116, 116 a) von dem gleichen Hochfrequenzgenerator (142) gesteuert werden.