DE69204683T3

DE69204683T3 - Hämofiltrationssystem

Info

Publication number: DE69204683T3
Application number: DE69204683T
Authority: DE
Inventors: Yuli Milford KITAEVICH; Nat Fairfield HEMASILPIN; J. Gabriel Cincinnati MARCHEVSKY; John J. Cincinnati BISSLER; George III Cincinnati BENZING; Paul T. Cincinnati McENERY
Original assignee: Cincinnati Childrens Hospital Medical Center
Current assignee: BTG International Ltd
Priority date: 1991-10-11
Filing date: 1992-10-06
Publication date: 2005-09-08
Anticipated expiration: 2012-10-07
Also published as: WO1993006875A1; US5211849B1; JP3140781B2; DE69204683D1; EP0607301B2; US5344568A; ATE127352T1; CA2119375C; DE69204683T2; US5211849A; JPH07500036A; US5344568B1; AU2862092A; CA2119375A1; EP0607301B1; EP0607301A1

Description

Gebiet der Erfindung
Die Erfindung ist auf ein Blutfiltrationssystem gerichtet, insbesondere auf ein kontinuierliches System zum Regulieren der Filtrationsgeschwindigkeit von Fluid und/oder von löslichen Schadstoffen aus dem Blut eines Patienten.
Hintergrund der Erfindung
Aus verschiedenen Gründen wie z. B. wegen Krankheit, einer Verletzung oder einer Operation kann bei Patienten der Ersatz oder die Ergänzung ihrer natürlichen renalen Funktion erforderlich sein, um aus ihrem Blut überschüssiges) Fluid oder Fluide zu entfernen, die gelöste Schadstoffe enthalten. Für diesen Zweck sind eine Reihe von Verfahren bekannt, nämlich Dialyse, Hämodialyse, Hämofiltration, Hämodiafiltration und Ultrafiltration; ein damit verwandtes Verfahren ist die Plasmaphorese. Das speziell eingesetzte Verfahren hängt von den Erfordernissen des jeweiligen Patienten ab. Beispielsweise wird die Dialyse eingesetzt, um aus Blut lösliche Schadstoffe und Lösemittel zu entfernen; die Hämofiltration wird zum Entfernen von Plasmawasser aus Blut eingesetzt; die Hämodiafiltration wird eingesetzt, um sowohl unerwünschte gelöste Stoffe (lösliche Feststoffe) als auch Plasmawasser aus Blut zu entfernen; die Ultrafiltration ist eine Spezies der Hämofiltration; und die Plasmaphorese wird zum Entfernen von Blutplasma mit Hilfe eines Plasmaphoresefilters verwendet. Weil der Ersatz der renalen Funktion die Ernährung, die Erythropoese, das Calcium-Phosphor-Gleichgewicht und die Clearance aus dem Patienten in bezug auf Lösemittel und gelöste Stoffe beeinflussen kann, ist eine genaue Kontrolle des eingesetzten Verfahrens unbedingt erforderlich. Ebenso ist eine genaue Kontrolle der Geschwindigkeit von Bedeutung, mit der das intravaskuläre Fluidvolumen entfernt wird, um im Patienten das richtige Fluidgleichgewicht aufrechtzuerhalten und Hypotonie zu verhindern.
Zur Überwachung und zur Steuerung von Verfahren des renalen Ersatzes wurden unterschiedliche Systeme vorgeschlagen. Beispielsweise offenbart das US-Patent 4 132 644 ein Dialysesystem, bei dem das Gewicht der dialysierenden Flüssigkeit in einem geschlossenen Flüssigkeitsbehälter mit Hilfe einer Skala angezeigt wird. Nachdem die dialysierende Flüssigkeit durch den Dialysator geflossen ist, wird die 2 verbrauchte Flüssigkeit zu dem Behälter rückgeführt und das Gewicht erneut angezeigt. Weil der Behälter die ursprüngliche dialysierende Flüssigkeit plus Ultrafiltrat aufnimmt, ist die Menge des aus dem Patienten entfernten Ultrafiltrats gleich der Gesamtgewichtszunahme im Behälter. Dieses System wird nicht mit Hilfe einer Einrichtung zur Gewichtsmessung betrieben und bietet keine präzise Kontrolle der in dem Verfahren eingesetzten Flüssigkeitsmengen.
Das US-Patent 4 204 957 offenbart ein künstliches Nierensystem, welches eine Gewichtsmessung einsetzt, um die Zufuhr von substituierendem Fluid zu einem Patienten zu kontrollieren. Bei diesem System wird das Patientenblut durch ein Filter gepumpt und das Filtrat des Blutes zu einem Messgefäß geführt, welches mit einer Wägeeinrichtung in Verbindung steht. Ein zweites Messgefäß, welches das substituierende Fluid enthält, steht mit einer zweiten Wägeeinrichtung in Verbindung und ist mit der Leitung für das gereinigte Blut verbunden. Mit Hilfe einer Pumpe werden das substituierende Fluid und das gereinigte Blut zum Patienten zurückgepumpt. Die erste und die zweite Wägeeinrichtung sind mit einem Messsystem so miteinander verbunden, dass ein fester Teil des Substituats vom zweiten. Messgefäß dem Strom mit gereinigtem Blut zugeführt wird, und zwar in Abhängigkeit vom Gewicht des Filtrats, das vom ersten Messgefäß aufgenommen wurde. Dieses System verwendet bei der Blutfiltration kein zirkulierendes Dialysatfluid.
Das US-Patent 4 767 399 offenbart ein System zur Durchführung einer kontinuierlichen arteriovenösen Hämofiltration (continuous arteriovenous hemofiltration, CAVH). Das offenbarte System arbeitet unter Einsatz einer volumetrischen Pumpe, um aus dem Blut des Patienten eine gewünschte Fluidmenge abzuziehen und eine vorbestimmte Menge an Fluidvolumen zum Patienten zurückzuführen.
Das US-Patent 4 923 958 offenbart eine Vorrichtung zur Hämodialyse und Hämofiltration, die einen extrakorporalen Blutkreislauf mit einem Dialysator und/oder einer Filteranordnung aufweist. Das System bestimmt die Fluidentnahme pro Zeiteinheit und die Gesamtmenge des entnommenen Fluids durch Verwendung von Strömungssensoren in Verbindung mit einer Auswertungseinheit, die strömungsaufwärts und strömungsabwärts vom Dialysator oder der Filteranordnung im Blutkreislauf angeordnet sind.
Das US-Patent 4 728 433 offenbart ein System zum Regulieren der Ultrafiltration durch differentielle Wägung. Das System umfasst einen Behälter für die differentielle Wägung, der eine Einlasskammer und eine Auslasskammer aufweist und es ermöglicht, dass eine feste Menge an frischem Dialysat (gewichtsbezogen) durch den Hämodialysator fließt. Dieses System arbeitet mit einer Abfolge von Wägezyklen, während der die aus dem Blut entfernte Menge an Ultrafiltrat berechnet werden kann. Zusätzlich kann für jeden Wägezyklus die Ultrafiltrationsgeschwindigkeit berechnet werden. Das System weist eine Vorrichtung zum Bestimmen und Regulieren der aus dem Blut entfernten Menge an Ultrafiltrat auf und führt das Dialysat zum Patienten in abwechselnden Füll- und Entleerungszyklen der Einlass- und Auslasskammer des Behälters für die differentielle Wägung zurück.
Es besteht ein Bedarf für ein Vielzwecksystem für Ersatz/Ergänzung des renalen Systems, welches genau und zuverlässig ist, kontinuierlich über lange Zeit betrieben werden kann und erfolgreich bei erwachsenen, prädiatrischen und neonatalen Patienten eingesetzt werden kann.
Das US-Patent 4 769 132 offenbart ein Hämodialysesystem, welches eine erste und eine zweite Wägeeinrichtung aufweist. Das System umfasst auch eine Pumpe zum Pumpen von Blut vom Patienten durch einen Hämodialysefilter und Pumpen zum Pumpen des sauberen bzw. kontaminierten dialysierenden Fluids zum Filter und vom Filter weg. Eine weitere Pumpe ist zum Überführen des sauberen dialysierenden Fluids von einem Tank zu einem Reservoir vorgesehen.
Eine Steuerung überwacht Signale, die von der zweite Wägeeinrichtung generiert werden und das Gewicht des Fluids im Reservoir anzeigen und steuert die weitere Pumpe. Das System ist so ausgelegt, dass die dem Patienten entnommene Menge an Fluid direkt mit der Menge an Fluid korriliert, die mit der weiteren Pumpe überführt wird, und die Steuerung kann somit das Wassergleichgewicht des Patienten auf jeden gewünschten Wert setzen.
Ein erfindungsgemäßes kontinuierliches Hämofiltrationssystem zum Entfernen von Fluid aus dem Blut eines Patienten ist in den Ansprüchen 1 und 5 definiert.
Die Erfindung ist auf ein Vielzwecksystem zum Entfernen von Fluid und/oder löslichen Schadstoffen aus dem Blut eines Patienten gerichtet: Ultrafiltration alleine, Hämodiafiltration, Hämodiafiltration und Ultrafiltration und Plasmaphorese mit oder ohne Fluidersatz. Das erfindungsgemäße System gewährleistet einen zuverlässigen Betrieb über lange Zeit (5 bis 10 Tage) bei hoher Genauigkeit (in der Größenordnung von ±2 Gramm unbesehen des Gesamtvolumens an Fluid, welches durch das System läuft). Das erfindungsgemäße System ist vorteilhaft aufgrund seiner Vielzwecknatur, der Wiederholbarkeit und Genauigkeit der Prozesse und der gleichzeitigen kontinuierlichen Fluidströmung in einem extrakorporalen Blutkreislauf, wobei eine gleiche Anwendbarkeit auf erwachsene, prädiatrische und neonatale Patienten gegeben ist.
Der hier verwendete Begriff "Hämofiltration" ist breit zu verstehen und umfasst Verfahren der Hämodialyse, Hämofiltration, Hämodiafiltration, Ultrafiltration und Plasmaphorese. Der hier verwendete Begriff "Infusat" ist so definiert, dass er Dialysatfluid oder andere Fluide umfasst, die dem Patienten als Teil des Hämofiltrationsverfahrens zugeführt werden.
Eine bevorzugte Ausführungsform des erfindungsgemäßen Systems umfasst einen Hämofilter, eine Blutpumpe zum Pumpen von Blut von einem Patienten durch den Hämofilter und zurück zum Patienten und geeigneten Schlauch zum Befördern des gepumpten Blutes zum Patienten und von ihm weg. Das System umfasst weiter einen ersten Vorratsbehälter zum Aufrechterhalten einer Versorgung mit Infusat, eine erste Wägeeinrichtung zum kontinuierlichen Überwachen des Infusatgewichts und zum Generieren von Signalen, die mit dem überwachten Gewicht korrelieren und eine erste Pumpe zum Pumpen des Infusats vom ersten Vorratsbehälter zum Hämofilter oder zu einem geeigneten Einlass für den Schlauch mit Blut. Ein zweiter Vorratsbehälter nimmt Fluid auf, welches vom Hämofilter abgeleitet wird (z. B. gebrauchtes Infusat oder Ultrafiltrat, welches die aus dem Blut entfernten Fluide und gelösten Stoffe enthält), und eine zweite Wägeeinrichtung überwacht das Gewicht des abgeleiteten Fluids und generiert Signale, die mit dem überwachten Gewicht korrelieren. Eine zweite Pumpe pumpt das abgeleitete Fluid vom Hämofilter zum zweiten Vorratsbehälter. Das System umfasst auch eine betriebsmäßig mit der Blutpumpe verbundene Steuerung, die Infusatpumpe, die Ableitpumpe und die erste und die zweite Wägeeinrichtung.
Die Steuerung fragt periodisch und in vorbestimmten Zeitabständen die Signale ab, die von der ersten und der zweiten Wägeeinrichtung kontinuierlich generiert werden und ist so gestaltet, dass sie daraus das Gewicht des Infusats und des abgeleiteten Fluids im ersten und zweiten Vorratsbehälter bei den vorbestimmten Zeitabständen bestimmt. Daneben wird die Geschwindigkeit bestimmt, mit der Fluid aus dem Blut abgezogen wird. Die Steuerung vergleicht die Gewichte des Infusats und des abgeleiteten Fluids mit den entsprechenden vorbestimmten berechneten Gewichten im Speicher der Steuerung und generiert falls erforderlich Signale, die die Pumpgeschwindigkeit der Pumpen für das Infusat und das abgeleitete Fluid einstellen, um zu erreichen, dass aus dem Blut des Patienten eine vorgewählte Fluidmenge entfernt wird. Zusätzlich ist die Steuerung so programmiert, dass die Pumpen für das Infusat und das abgeleitete Fluid nur dann betrieben werden, wenn die Blutpumpe in Betrieb ist. Weiterhin ist die Blutpumpe betriebsmäßig mit der Steuerung verbunden und antwortet auf Signale, die von der Steuerung generiert werden, um so die Flussrate des Bluts durch den Hämofilter je nach Bedarf zu variieren und damit Fluid in gewünschtem Ausmaß aus dem Blut zu entfernen.
Bei einer bevorzugten Verwendung der Erfindung wird Blut vom Patienten durch einen Hämofilter gepumpt, und eine im ersten Vorratsbehälter aufbewahrte Versorgung mit Infusat wird vom ersten Vorratsbehälter durch das Hämofilter gegenströmig zum Blut gepumpt. Das Gewicht an Infusat im ersten Vorratsbehälter wird kontinuierlich überwacht, und es werden daraus Signale generiert, die mit diesem Gewicht korrelieren. Abgeleitetes Fluid (z. B. verbrauchtes Infusat), wird vom Hämofilter weggepumpt und von einem zweiten Vorratsbehälter aufgenommen. Das Gewicht des abgeleiteten Fluids im zweiten Vorratsbehälter wird kontinuierlich überwacht, und es werden damit korrelierende Signale generiert. Die mit dem Gewicht des Infusats und des abgeleiteten Fluids korrelierenden Signale werden in regelmäßigen Zeitabständen (z. B. jede Minute) von einer Systemsteuerung abgefragt und mit entsprechenden vorbestimmten berechneten Gewichten im Speicher der Steuerung verglichen. Die Steuerung bestimmt die Menge und die Geschwindigkeit des aus dem Blut des Patienten abgezogenen Fluids. Wenn diese Werte von vorgewählten, vorprogrammierten und gewünschten Werten abweichen, generiert die Steuerung Signale, die die Pumpgeschwindigkeiten der Pumpen für Infusat und abgezogenes Fluid unabhängig einstellen, um so zu erreichen, dass die gewünschte Fluidmenge entfernt wird.
Die Vorteile des Systems werden mindestens zum Teil durch die kontinuierliche Überwachung und die periodische Abfrage der Fluidgewichte und die Einstellung der Fluidpumpgeschwindigkeiten einschließlich der Blutpumpgeschwindigkeit erreicht, so dass eine ideale oder nahezu ideale Entfernung von Fluid und wenn nötig deren Ersatz aus dem Blut des Patienten erreicht wird. Weitere Merkmale und Vorteile des Systems werden aus der Figur und der nachfolgenden detaillierten Beschreibung deutlich.
Kurzbeschreibung der Zeichnung
Die Figur ist eine schematische Darstellung einer Ausführungsform des erfindungsgemäßen Systems; eine alternative Ausführungsform ist als Phantomdarstellung gezeigt.
Detaillierte Beschreibung der Erfindung
Die Figur zeigt eine schematische Darstellung einer bevorzugten Ausführungsform des erfindungsgemäßen Systems. Der in der Phantomdarstellung gezeigte Teil der Figur stellt eine alternative Ausführungsform der Erfindung dar, die nach folgen beschrieben wird. Das Hämofiltrationssystem 10 wird durch eine geeignete Steuerung betrieben und gesteuert, die allgemein mit 12 bezeichnet ist. Die Steuerung 12 kann ein programmierbarer Rechner sein, wie z. B. ein COMPAQ 386/S mit einem Display 13, und ist betriebsmäßig mit einer Reihe von Komponenten des Hämofiltrationssystems 10 verbunden, wie nachfolgend in weiteren Einzelheiten erläutert werden soll.
Beim Betrieb wird mit Hilfe einer Blutpumpe 16 Blut von einem (nicht gezeigten) Patienten, der ein erwachsener, pädiatrischer oder neonataler Patient sein kann, durch einen (nicht gezeigten) geeigneten Katheter und einen Einlassschlauch 14 gepumpt. Die Blutpumpe 16 ist bevorzugt eine Schlauchpumpe und ist durch die Leitung 18 betriebsmäßig mit der Steuerung 12 verbunden. Eine geeignete Schlauchpumpe ist die RS-7800 Minipump, die von Renal Systems, Minneapolis, MN hergestellt wird. Der Einlassschlauch 14, durch den das Blut des Patienten gepumpt wird, weist bevorzugt strömungsaufwärts von der Pumpe 16 einen Druckgeber 20 auf. Der Druckgeber 20 ist über eine Leitung 21 betriebsmäßig mit der Steuerung 12 verbunden. Strömungsabwärts von der Blutpumpe 16 sind Mittel zum Eintritt in den Einlassschlauch 14 vorgesehen, um die Injektion oder Infusion von gewünschten Fluiden in das Blut des Patienten zu ermöglichen, z. B. von Medikationen und Verbindungen zur Gerinnungsverhinderung wie z. B. Heparin. Die Injektion oder Infusion solcher Fluide in das Blut kann auf jede geeignete Weise bewerkstelligt werden; die Figur zeigt schematisch eine Anordnung 22 mit einer Spritze und einem Schlauch, es ist jedoch einleuchtend, dass für diesen Zweck andere Mittel eingesetzt werden können.
Das Blut des Patienten wird von der Blutpumpe 16 durch den Hämofilter 24 gepumpt. Geeignete Filter für den Einsatz in dem erfindungsgemäßen System sind leicht erhältlich; ein Beispiel für einen geeigneten Hämofilter ist der von AMICON, Danvers, MA hergestellte Diafilter. Wenn das vorliegende System zur Durchführung der Plasmaphorese verwendet wird, kann ein geeigneter Plasmaphoresefilter eingesetzt werden, wie z. B. der von Parker Hannifin, Irvine, CA hergestellte Plasmaflo.
Der Einlassschlauch 14 weist etwas strömungsabwärts vom Hämofilter 24 einen zweiten Druckgeber 26 auf. Der Druckgeber 26 ist über eine Leitung 28 betriebsmäßig mit der Steuerung 12 verbunden. Das Blut des Patienten verlässt den Hämofilter 24, läuft durch den Auslassschlauch 30 und wird über ein geeignetes Mittel, wie beispielsweise einen (nicht gezeigten) venösen Katheter, zum Patiente zurückgeführt. Der Auslassschlauch 30 weist einen geeigneten Blutströmungsdetektor 31 auf, der sicherstellt, dass in dem System eine Blutströmung besteht, und eine Überwachungseinrichtung für Luftblasen/Schaum, wie beispielsweise eine Luftblasenklemme 32, um zu verhindern, dass Luftblasen zum Patienten gelangen. Der Blutströmungsdetektor 31 und die Luftblasenklemme 32 können (nicht gezeigt) betriebsmäßig mit der Steuerung 12 oder direkt mit den Pumpen verbunden sein, um alle Pumpen zu sperren, wenn Luftblasen im Blut festgestellt werden oder die Blutströmung abbricht. Ein geeigneter Schaum/Blasen-Detektor ist der RS-3220A, der von Renal System hergestellt wird. Der Auslassschlauch 30 weist unmittelbar strömungsabwärts vom Hämofilter 24 bevorzugt auch einen Druckgeber 34 auf. Der Druckgeber 34 ist über die Leitung 36 betriebsmäßig mit der Steuerung 12 verbunden.
Ein erster Vorratsbehälter 50 enthält einen Vorrat eines geeigneten Dialysats oder eines anderen Fluids, welches nachfolgend allgemein als Infusat 52 bezeichnet wird. Der das Infusat enthaltende Vorratsbehälter 50 steht auf einer Wägeeinrichtung wie z. B. einer elektronischen Waage 54, die über die Leitung 56 betriebsmäßig mit der Steuerung 12 verbunden ist. Das Infusat 52 wird mit Hilfe einer Infusatpumpe 60, die bevorzugt eine Schlauchpumpe ist, über den Schlauch 58 aus dem Vorratsbehälter 50 abgepumpt. Eine geeignete Pumpe für diesen Zweck ist eine Schlauchpumpe mit 8,89 cm (3 1/2 Zoll), die von PEMCO, Cleveland, OH hergestellt wird. Die Infusatpumpe 60 ist über die Leitung 62 betriebsmäßig mit der Steuerung 12 verbunden und pumpt das Infusat 52 durch den Hämofilter 24, und zwar gegenströmig zum hindurchgepumpten Blut. Aus dem Blut, welches den Hämofilter 24 passiert, kann das Infusat 52 auf der Grundlage bekannter Verfahrensprinzipien bestimmte Komponenten extrahieren (Fluide und/oder lösliche Schadstoffe). Das aus dem Hämofilter 24 abgeleitete Fluid enthält gebrauchtes Infusat und die aus dem Blut entfernten Komponenten und wird nachfolgend als abgeleitetes Fluid 76 bezeichnet. Bei einer alternativen Ausführungsform, bei der das System 10 als System für den Satz von Fluid oder Plasma verwendet wird (d. h. zum Durchführen der Plasmaphorese), wird das Infusat (welches Blutplasma sein kann) vom Vorratsbehälter 50 über den Schlauch 59 (als Phantomdarstellung gezeigt) zum Blutauslassschlauch 30 gepumpt und ersetzt dadurch das aus dem Blut entfernte Fluidvolumen. Bei dieser Ausführungsform enthält das aus dem Hämofilter oder Plasmaphoresefilter 24 abgeleitete Fluid 76 keinerlei gebrauchtes Infusat, weil das Infusat direkt zum Blutauslassschlauch 30 gepumpt und dem Patienten zugeführt wird. Das abgeleitete Fluid 76 wird vom Hämofilter 24 durch den Auslassschlauch 64 gepumpt, und zwar mit der Ableitpumpe 66, die bevorzugt eine Schlauchpumpe ist und die gleiche Pumpe wie die Infusatpumpe 60 sein kann. Die Ableitpumpe 66 ist über die Leitung 68 betriebsmäßig mit der Steuerung 12 verbunden. Der Auslassschlauch 64 weist bevorzugt einen Druckgeber 70 auf, und zwar strömungsabwärts vom Hämofilter 24, jedoch strömungsaufwärts der Ableitpumpe 66. Der Druckgeber 70 ist über die Leitung 72 betriebsmäßig mit der Steuerung 12 verbunden. Der Auslassschlauch 64 weist auch bevorzugt einen Leckdetektor 67 für Blut auf, der die Anwesenheit von Blut in der abgeleiteten Flüssigkeit 76 erfasst, die dann auftreten kann, wenn der Hämofilter 24 bricht. Ein geeigneter Leckdetektor für Blut wird von COBE, Lakewood, CO als Modell 500247000 verkauft. Der Leckdetektor für Blut 67 kann (nicht gezeigt) betriebsmäßig mit der Steuerung 12 oder direkt mit den Pumpen verbunden sein, um alle Pumpen zu sperren, wenn Blut in dem abgeleiteten Fluid festgestellt wird. Das vom Hämofilter 24 abgepumpte abgeleitete Fluid 76 wird in einen zweiten Vorratsbehälter 74 gepumpt, der das abgeleitete Fluid sammelt. Der zweite Vorratsbehälter 74 steht auf einer Wägeeinrichtung, wie beispielsweise einer elektronischen Waage 78, die über die Leitung 80 mit der Steuerung 12 betriebsmäßig verbunden ist.
Die Waagen 54 und 78 (z. B. das Modell 140 CP, welches von SETRA of Acton, MA verkauft wird) generieren kontinuierlich Signale, die mit dem Gewicht des Infusats und mit dem abgeleiteten Fluid korrelieren, die in den Vorratsbehälter 50 bzw. 74 enthalten sind. Diese Signale werden kontinuierlich auf die Steuerung 12 übertragen, an die die Waagen über ein RS-232-Interface angeschlossen sind. In gleicher Weise messen die Druckgeber 20, 26, 34 und 70 jeweils kontinuierlich den Druck an den jeweiligen Orten im Hämofiltrationssystem 10 und generieren damit korrelierende Signale, die in die Steuerung 12 eingespeist werden. Ein geeigneter Druckgeber ist das von COBE of Lakewood, CO verkaufte Modell Nr. 042-904-10.
Die Steuerung 12 ist ein programmierbarer Rechner, der so ausgelegt ist, dass er von Hilfseinrichtungen wie beispielsweise den Druckgebern 20, 26, 34 und 70, der ersten und der zweiten Waage 54 bzw. 78 und der Blutpumpe 16, der Infusatpumpe 60 und der Ableitpumpe 66 Signale empfängt und an diese Hilfseinrichtungen abgibt. Beim Betrieb fragt die Steuerung 12 in regelmäßigen Zeitabständen die Signale ab, die von der ersten und der zweiten Waage 54 und 78 generiert werden. Aus diesen Signalen bestimmt die Steuerung 12 das Gewicht des Infusats und der abgeleiteten Flüssigkeit im ersten und zweiten Vorratsbehälter 50 und 74 zu diesem Zeitpunkt und vergleicht diese Gewichte mit den entsprechenden vorbestimmten berechneten Gewichten, die in die Steuerung 12 einprogrammiert und dort abgespeichert worden sind. Durch Überwachen des Gewichts des Infusats im Vorratsbehälter 50 und des Gewichts des abgeleiteten Fluids im Vorratsbehälter 54 in regelmäßigen Zeitabständen kann vom Rechnerteil der Steuerung 12 die Änderungsgeschwindigkeit dieser Gewichte und die Geschwindigkeit der Hämofiltration berechnet werden. Wenn die Gewichte von den vorbestimmten berechneten Gewichten und/oder der Hämofiltrationsgeschwindigkeit um einen vorbestimmten, vorprogrammierten und gewünschten Bereich abweichen, generiert die Steuerung 12 Signale, die, wie erforderlich, die Geschwindigkeiten steuern oder einstellen, mit denen die Blutpumpe 16, die Infusatpumpe 60 und die Ableitpumpe 66 betrieben werden, um die Hämofiltrationsgeschwindigkeit auf einen gewünschten Wert einzustellen oder die Pumpen zu stoppen, wenn vorgewählte Grenzen erreicht worden sind. Dies wird auf kontinuierliche Weise bewerkstelligt; d. h. mit kontinuierlicher Generierung der Signale, periodischer Abfrage dieser Signale und Berechnung der erforderlichen Informationen in bezug auf Gewicht und/oder Geschwindigkeit, Vergleich mit vorgewählten berechneten Werten und Einstellen der Pumpgeschwindigkeit (falls erforderlich), um das gewünschte Ausmaß und/oder die gewünschte Geschwindigkeit der Hämofiltration zu erreichen.
Die Steuerung 12 ist so programmiert, dass die Infusatpumpe 60 und die Ableitpumpe 66 nur dann in Betrieb sind, wenn auch die Blutpumpe 16 in Betrieb ist. Wenn eine Ultrafiltration durchgeführt werden soll, muss die Pumpgeschwindigkeit der Ableitpumpe 66 gleich der Pumpgeschwindigkeit der Infusatpumpe 60 sein plus der gewünschten Ultrafiltrationsgeschwindigkeit.
Die Steuerung 12 erhält kontinuierlich Signale von den Druckgebern 20, 26, 34 und 70 und ist so programmiert, dass sie Warnsignale generiert, wenn an einem der überwachten Orte obere und untere Druckgrenzen überschritten werden. Weiterhin wird ein Warnsignal dann generiert, wenn der Druckabfall über den Hämofilter 24 eine vorgewählte Obergrenze überschreitet, was insbesondere durch die Druckgeber 26, 34 und 70 überwacht wird. Zusätzlich kann die Steuerung 12 die Pumpen stoppen, wenn vorgewählte Druckgrenzen (hoch oder niedrig) überschritten werden, wie es z. B. dann geschehen kann, wenn das Schlauchsystem verstopft wird oder reißt, oder wenn eine Pumpe zugelegt werden. Schließlich kann die Steuerung 12 ein Signal abgeben, wenn der Infusatpegel im Vorratsbehälter 50 eine vorgewählte Untergrenze und der Pegel des abgeleiteten Fluids im Vorratsbehälter 76 eine vorgewählte obere Grenze erreicht. Das Hämofiltrationssystem 10 kann auch (nicht gezeigte) geeignete Einrichtungen zum Erwärmen von Blut oder von Infusat aufweisen, um die Temperaturen von Blut und Infusat auf gewünschte Wert einzustellen und/oder dabei zu halten. Solche Einrichtungen können gleichfalls Warnsignale generieren, wenn sich die Fluidtemperaturen außerhalb von vorgewählten Grenzen befinden.
Das Display 13 erlaubt die aktualisierte Anzeige von gemessenen und berechneten Parametern wie z. B. Druck, Druckdifferenz, Temperatur, Strömungsgeschwindigkeit und der Menge an Infusat, Ableitung und Ultrafiltration, sowie der Warnzustände. Die Steuerung 12 generiert sowohl optische als auch akustische Warnsignale, wobei alle Pumpen gestoppt werden, um deren Betrieb zu verhindern, wenn Warnzustände bestehen. Der Benutzer hat die Option, das Warnsignal (den hörbaren Teil des Alarmsignals und das Sperren der Pumpen) außer Kraft zu setzen, um ein Verfahren unter näherer Aufsicht durchzuführen. Ein (nicht gezeigter) Drucker ist betriebsmäßig (nicht gezeigt) mit der Steuerung 12 verbunden, um am Ende des Verfahrens oder zu jeder gewünschten Zeit eine Aufzeichnung der Verfahrensdaten zu erzeugen, die angezeigt oder in regelmäßigen Zeitabständen gespeichert werden.
Das Hämofiltrationssystem 10 kann in einer der zwei Betriebsarten betrieben werden: 1) in einer manuellen Betriebsart, wobei die Pumpgeschwindigkeiten der Blutpumpen 16, der Infusatpumpe 60 und der Ableitpumpe 66 von der Steuerung 12 festgelegt werden, wenn feste Spannungen eingesetzt werden; und 2) in einer automatischen Betriebsart, wobei die Pumpen durch die Steuerung 12 gesteuert werden, wenn die gewünschte Menge oder Geschwindigkeit an Hämofiltration in die Steuerung einprogrammiert worden ist. Bei der automatischen Betriebsart kann das System eine Pause einlegen und später erneut betrieben werden, ohne dass die vorher gemessenen und berechneten Daten verloren werden.

Claims

Kontinuierliches Hämofiltrationssystem (10) zum Entfernen von Fluid aus dem Blut eines Patienten, umfassend eine Hämofiltrationseinrichtung (24), eine Einrichtung (16) zum Pumpen von Blut von einem Patienten durch die Hämofiltrationseinrichtung (24) und zurück zum Patienten, einen ersten Vorratsbehälter (50) zum Aufrechterhalten einer Versorgung mit Infusat (52), eine erste Pumpeinrichtung (60) zum Pumpen des Infusats (52) vom ersten Vorratsbehälter (50), einen zweiten Vorratsbehälter (74) zur Aufnahme von abgeleitetem Fluid (76) aus der Hämofiltrationseinrichtung (24), eine zweite Pumpeinrichtung (66) zum Pumpen des abgeleiteten Fluids (76) von der Hämofiltrationseinrichtung (24) zum zweiten Vorratsbehälter (74), eine erste Wägeeinrichtung (54) und eine zweite Wägeeinrichtung (78) zum Überwachen des Gewichts des Infusats (52) und des abgeleiteten Fluids (76) und zum Erzeugen von damit korrelierenden Gewichtsdatensignalen, und eine Steuer- bzw. Regeleinrichtung (12), die betriebsmäßig mit der Blutpumpeinrichtung (16) und mit jedem der ersten und zweiten Pumpeinrichtung (60, 66) und der ersten und zweiten Wägeeinrichtung (54, 78) verbunden ist, wobei die Steuer- bzw. Regeleinrichtung (12) einen Computer zum Betreiben der ersten und zweiten Pumpeinrichtung (60, 66) umfasst, wobei die Steuer- bzw. Regeleinrichtung (12) die von den Wägeeinrichtungen (54, 78) erzeugten Gewichtsdatensignale empfängt und anhand der Gewichtsdatensignale das Gewicht des Infusats und des abgeleiteten Fluids im ersten bzw. zweiten Vorratsbehälter (70, 74) ermittelt, und wobei die Blutpumpeinrichtung (16) auf Steuersignale anspricht, die durch die Steuer- bzw. Regeleinrichtung (12) erzeugt werden, um die Flussrate des Blutes durch die Hämofiltrationseinrichtung (24) zu verändern, dadurch gekennzeichnet, dass die erste Pumpeinrichtung (60) zum Pumpen des Infusats (52) vom ersten Vorratsbehälter (50) zur Hämofiltrationseinrichtung dient, und dass der Computer der Steuer- bzw. Regeleinrichtung programmiert ist, um die erste und zweite Pumpeinrichtung (60, 66) nur dann zu betreiben, wenn die Blutpumpeinrichtung (16) betrieben wird, und dass die Steuer- bzw. Regeleinrichtung (12) das Gewicht des Infusats und des abgeleiteten Fluids in dem ersten und zweiten Vorratsbehälter (50, 74) in regelmäßigen Zeitabständen bestimmt, diese bestimmten Gewichte mit entsprechenden vorgewählten berechneten Gewichten vergleicht, und, in Abhängigkeit von diesem Vergleich, Steuersignale erzeugt, um automatisch je nach Bedarf ständig während der Hämofiltration die Pumpraten des Infusats und des abgeleiteten Fluids anzupassen, wodurch eine vorgewählte Menge an Fluid aus dem Blut über eine vorgewählte Zeitdauer entnommen wird.
Hämofiltrationssystem nach Anspruch 1, wobei die Hämofiltrationseinrichtung ein Hämofilter (24), eine Schlauchzuleitung, durch die Blut zum Hämofilter (24) gepumpt wird, eine Schlauchableitung (30), durch die Blut vom Hämofilter (24) weggepumpt wird, einen Versorgungsschlauch, der die erste Pumpeinrichtung (60) mit dem Hämofilter (24) verbindet, und einen Ableitschlauch (64) aufweist, der die zweite Pumpeinrichtung (66) mit dem Hämofilter (24) verbindet.
Hämofiltrationssystem nach Anspruch 2, außerdem aufweisend eine erste Drucküberwachungseinrichtung (26) zum Überwachen des Drucks in der Schlauchzuleitung zum Hämofilter (24), eine zweite Drucküberwachungseinrichtung (34) zum Überwachen des Drucks in der Schlauchableitung (30), eine dritte Drucküberwachungseinrichtung (70) zum Überwachen des Drucks im Ableitschlauch (64) und eine vierte Drucküberwachungseinrichtung (20) zum Überwachen des Drucks in der Schlauchzuleitung (14) zur Blutpumpe (16).
Hämofiltrationssystem nach einem der vorhergehenden Ansprüche, außerdem aufweisend eine Einrichtung (22) zum Zusetzen eines Gerinnungshemmers zum Blut, bevor das Blut durch die Hämofiltrationseinrichtung (24) gepumpt wird.
Kontinuierliches Hämofiltrationssystem (10) zum Entfernen von Fluid aus dem Blut eines Patienten, umfassend eine Hämofiltrationseinrichtung (24), eine Einrichtung (16) zum Pumpen von Blut von einem Patienten durch die Hämofiltrationseinrichtung (24) und zurück zum Patienten, einen ersten Vorratsbehälter (50) zum Aufrechterhalten einer Versor gung mit Infusat (52), eine erste Pumpeinrichtung (60) zum Pumpen des Infusats (52) vom ersten Vorratsbehälter (50) zum Patienten, einen zweiten Vorratsbehälter (74) zur Aufnahme von abgeleitetem Fluid (76) aus der Hämofiltrationseinrichtung (24), eine zweite Pumpeinrichtung (66) zum Pumpen des abgeleiteten Fluids (76) von der Hämofiltrationseinrichtung (24) zum zweiten Vorratsbehälter (74), eine erste (54) und zweite Wägeeinrichtung (78) zum Überwachen des Gewichts des Infusats (52) und des abgeleiteten Fluids (76) und zum Erzeugen entsprechender Gewichtdatensignale, und eine Steuer- bzw. Regeleinrichtung (12), die betriebsmäßig verbunden ist mit der Blutpumpeinrichtung (16) und mit jeder der ersten und zweiten Pumpeinrichtung (60, 66) und der ersten und zweiten Wägeeinrichtung (54, 78), wobei die Steuer- bzw. Regeleinrichtung (12) einen Computer umfasst zum Betreiben der ersten und zweiten Pumpeinrichtung (60, 66), wobei die Steuer- bzw. Regeleinrichtung (12) Gewichtsdatensignale empfängt, die von der ersten und zweiten Wägeeinrichtung (54, 78) erzeugt werden, und anhand der Gewichtdatensignale das Gewicht des Infusats und des abgezogenen Fluids im ersten bzw. zweiten Vorratsbehälter (50, 74) bestimmt, und wobei die Blutpumpeinrichtung (16) auf Steuersignale anspricht, die von der Steuer- bzw. Regeleinrichtung erzeugt werden, um die Flussrate des Blutes durch die Hämofiltrationseinrichtung (24) zu verändern, dadurch gekennzeichnet, dass der Computer der Steuer- bzw. Regeleinrichtung programmiert ist, um die erste und zweite Pumpeinrichtung (60, 66) nur dann zu betreiben, wenn die Blutpumpeinrichtung (16) betrieben wird, und dass die Steuer- bzw. Regeleinrichtung (12) das Gewicht des Infusats und des abgeleiteten Fluids in dem ersten und zweiten Vorratsbehältern (50, 74) in regelmäßigen Zeitabständen bestimmt, diese bestimmten Gewichte mit entsprechenden vorgewählten berechneten Gewichten vergleicht, und, in Abhängigkeit von diesem Vergleich, Steuersignale erzeugt, um automatisch je nach Bedarf ständig während der Hämofiltration die Pumpraten des Infusats und des abgeleiteten Fluids anzupassen, wodurch eine vorgewählte Menge an Fluid aus dem Blut über eine vorgewählte Zeitdauer entnommen wird.