DE3923836C1 - - Google Patents
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Description
Die Erfindung geht aus von einem Verfahren
zum Steuern von Blutpumpen eines extrakorpo
ralen Kreislaufs in einer Single-Needle-Anordnung,
wie es aus der Zeitschrift Medizintechnik, 106 Jg., 5/86, S. 146-148
bekannt ist, und umfaßt auch eine Vorrichtung dafür. Sie
eignet sich besonders für einen extrakorporalen Dialysekreis
lauf.
Die Verwendung einer Single-Needle-Anordnung oder einer An
ordnung mit einer Einzelnadel bei der Dialyse ist seit lan
ger Zeit bekannt. Bei den bisherigen Entwicklungen wurde
stets versucht, die Funktionsfähigkeit der Gesamtanlage zu
verbessern und verschiedene unterschiedliche Probleme zu be
seitigen, so wurde beispielsweise die jeweilige Steuerung
der Pumpen zur Durchführung der Arbeitstakte verbessert. Ein
grundsätzlich bei derartigen Single-Needle-Anordnungen auf
tretendes Problem besteht bei allen bisher bekannten Anord
nungen und wurde bezüglich einer Lösung bisher etwas zurück
gestellt, da andere Schwierigkeiten und Nachteile vorrangig
erschienen. Dieses Problem betrifft die Rezirkulation bei
der Durchführung von Single-Needle-Dialysen.
Die bisher bekannten Anordnungen verwenden eine oder zwei
Pumpen und zusätzlich eine oder mehrere Klemmen, wobei Aus
führungen bekannt sind, bei denen der Dialysator zwischen
zwei Pumpen angeordnet ist oder bei welchen er stromab der
venösen Pumpe vorgesehen ist. Weiterhin gibt es Vorrichtun
gen mit zusätzlichen, teilweise mit Luft gefüllten Kammern,
welche beispielsweise in Form eines Windkessels, oder einer
Expansionskammer ausgebildet sein können, oder Beuteln, wel
che vor der arteriellen Pumpe, zwischen den Pumpen oder nach
der venösen Pumpe vorgesehen sein können. Diese bekannten
Vorrichtungen werden durch Steuerungen betätigt, wobei
Steuerungen bekannt sind, die zeit-zeitabhängig, druck-
druckabhängig, druck-zeitabhängig, volumen-volumenabhängig
oder druck-volumenabhängig gesteuert werden.
Bei sämtlichen bekannten Anordnungen wird eine einzige Ka
nüle oder ein einlumiger Katheder verwendet, welcher mit dem
Patienten verbunden ist. Von dieser Kanüle bzw. diesem Ka
theder zweigt ein arterieller und ein venöser Teil des
Schlauchsystems ab, wobei diese Zweige entweder durch eine
akkludierende Pumpe oder eine Klemme druckmäßig vom Rest des
Systems abgekoppelt werden können. Weiterhin ist allen Vor
richtungen gemeinsam, daß ein mehr oder weniger großer An
teil des bereits dialysierten Blutes erneut in den extra
korporalen Kreislauf gepumpt wird, bevor das dialysierte
Blut in den Körper zurückgelangt. Diesen Vorgang bezeichnet
man als Rezirkulation. Er wird z. B. in der Zeitschrift "Medical
& Biological Engineering and Computing", Vol. 17, Sept. 1979, S. 578-582
eingehend diskutiert.
Die Rezirkulation des Blutes kann unterschiedliche Ursachen
haben. Es ist zunächst auf die Verhältnisse in der Fistel zu
verweisen. Je nachdem, ob der den Blutfluß bestimmende Strö
mungswiderstand stromauf, d. h. auf der arteriellen Seite
oder stromab, d. h. auf der venösen Seite der Fistel liegt,
ergeben sich unterschiedliche Strömungsverhältnisse. Liegt
der Strömungswiderstand arteriell, so wird während der ar
teriellen Pumpphase mehr Blut aus der Fistel gepumpt, als
arteriell angeliefert wird. Dies führt dazu, daß ein Teil
des Blutes, das während der venösen Phase in den Teil der
Fistel stromab der Kanüle gepumpt wird, zurückgesaugt und
somit rezirkuliert wird. Analoge Verhältnisse liegen vor,
falls stromab der Kanüle ein Strömungswiderstand vorliegt.
in diesem Fall wird während der venösen Pumpphase ein Teil
des Blutes in den Bereich stromauf der Kanüle gepumpt, das
dann während der arteriellen Phase wieder angesaugt und so
mit rezirkuliert wird.
Hinsichtlich der Strömungsverhältnisse in der Kanüle ist
darauf hinzuweisen, daß am Ende der venösen Phase die Kanüle
vollständig mit gereinigtem Blut gefüllt wird. Dieses wird
bei der nächsten arteriellen Phase wieder in den extrakorpo
ralen Kreislauf gesaugt und somit rezirkuliert. Es wurde
versucht, dieses Problem dadurch zu verringern, daß die je
weiligen Kanülen und Katheder kleine Füllvolumina aufweisen,
wobei hierdurch das Problem der Rezirkulation nicht in zu
friedenstellender Weise gelöst werden kann.
Ein weiterer Aspekt der Rezirkulation ergibt sich aus dem
verwendeten Schlauchsystem. Während der venösen Pumpphase
wird das gesamte Schlauchsystem, welches zwischen der venö
sen Pumpe und der arteriellen Pumpe oder Klemme liegt, dem
venösen Rücklaufdruck ausgesetzt. Aufgrund der Nachgiebig
keit der Schläuche und des eventuell in der arteriellen
Druckableitung vorhandenen Luftpolsters nimmt das Füllvolu
men dieses Teils des extrakorporalen Schlauchsystems zu, das
Schlauchsystem wird "aufgebläht". Am Ende der venösen Phase
ist zwischen der venösen Klemme und der arteriellen Pumpe
bzw. Klemme ein gegenüber dem drucklosen Zustand zusätzli
ches Volumen gereinigten Blutes im Schlauchsystem gespei
chert. In der unmittelbar darauffolgenden arteriellen Phase
wird dieses Volumen rezirkuliert. Da während dieser arte
riellen Phase ein Unterdruck auftritt, sinkt das Füllvolumen
gegenüber dem drucklosen Zustand, es wird also zusätzlich
gereinigtes Blut aus dem venösen Schlauchstück angesaugt und
somit rezirkuliert. Dieser Vorgang wiederholt sich bei jedem
Zyklus. Es sind Vorschläge bekannt, dieses Problem durch zu
sätzliche Klemmen oder durch speziell ausgebildete Schlauch
leitungen zu lösen. All diese Maßnahmen haben sich aus prak
tischen Gründen nicht durchsetzen können, da die zusätzli
chen Klemmen direkt am Patienten angeordnet werden müssen,
wodurch dieser in seiner Bewegungsfreiheit erheblich einge
schränkt wird. Die Verwendung spezieller, nicht dehnbarer
Schlauchleitungen bringt sowohl in wirtschaftlicher als auch
in technischer Hinsicht, beispielsweise hinsichtlich der
Materialprobleme, erhebliche Nachteile.
Ein weiterer Faktor, welcher die Rezirkulation bestimmt, er
gibt sich aus elektronischen oder mechanischen Verzögerungs
zeiten in dem arteriellen und dem venösen Steuerkreis. So
kann es beispielsweise vorkommen, daß die arterielle Pumpe
bereits anläuft, wenn die venöse Pumpe noch fördert bzw. die
venöse Klemme noch geöffnet ist. Bei den bisher bekannten
Vorrichtungen lassen sich diese Effekte nicht soweit besei
tigen, daß hierdurch die Rezirkulation in wirksamer Weise
unterbunden oder vermindert werden könnte.
Die Rezirkulation beeinflußt in entscheidendem Maß die Ef
fektivität des extrakorporalen Kreislaufs und somit bei
spielsweise der Dialyse, da der durch den Dialysator strö
mende Volumenstrom um den Rezirkulationsanteil größer ist,
als die Blutmenge, welche die Fistel tatsächlich verläßt.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, das Verfahren
nach dem Oberbegriff des Anspruchs 1 derart auszubilden, daß die
negative Auswirkung der Rezirkulation auf die Effektivität
weitgehend entfällt und somit der Wirkungsgrad gesteigert
wird, und eine Vorrichtung dafür anzugeben, die bei einfachem Aufbau
und sicherer Wirkungsweise so arbeitet, daß eine
zeitlich von der Rezirkulation unabhängige Blutmenge von dem
Patienten entnommen bzw. diesem rückgeführt werden kann.
Diese Aufgabe wird mit dem Verfahren nach dem Anspruch 1 bzw. mit
der Vorrichtung nach dem Anspruch 10 gelöst.
Das Verfahren nach dem Anspruch 1 zeichnet sich durch eine Rei
he erheblicher Vorteile aus.
Das Verständnis der Erfindung
wird erleichtert, wenn zunächst der zeitliche Ablauf der
Rezirkulation näher betrachtet wird. Am Ende der venösen
Pumpphase herrscht im Schlauchsystem der positive venöse
Rücklaufdruck. Dabei wurde, bedingt durch die Dehnbarkeit
des Schlauchsystems ein bestimmtes Volumen an bereits gerei
nigtem Blut in das arterielle Schlauchstück gedrückt. Es be
findet sich dort im unmittelbar an der Kanüle angrenzenden
Schlauchabschnitt.
Zu Beginn der arteriellen Phase, d. h. während des Übergangs
vom positiven venösen Rücklaufdruck zum negativen arteriel
len Ansaugdruck wird zunächst dieses im arteriellen Schlauch
gespeicherte Blutvolumen und danach erst das im venösen
Schlauch gespeicherte Blutvolumen und erst allmählich Blut
aus dem Patienten gefördert. Es kommt somit zu einer Seg
mentierung des Blutes mit dem bereits gereinigten Blut an
der Spitze des von der arteriellen Pumpe geförderten Flüs
sigkeitszylinders. Während dieser Anfangphase wird kein
Blut aus dem Patienten gefördert. Beim Übergang von der ar
teriellen zur venösen Phase erfolgt ein analoger Vorgang.
Das Verfahren nach dem Anspruch 1 vermeidet die Nachteile die
ser Vorgänge. Da jeweils nach dem Einschal
ten der Pumpe ein maximaler Volumenstrom gefördert wird, er
folgt ein beschleunigtes Fördern des Speichervolumens, erst
nach dem Abpumpen dieses Speichervolumens wird die jeweilige
Pumpe auf die vorgesehene Rate zurückgeschaltet.
Ausgestaltungen des Verfahrens bzw. der Vorrichtung sind in den Unter
ansprüchen angegeben.
Die Pumpen können beispielsweise in Abhän
gigkeit von einem vorgegebenen Pumpraten-Zeitprofil betätigt
werden. Es ist jedoch auch möglich, die Pum
pen über eine Drucksteuerung zu betätigen. Zu diesem Zwecke
wird die arterielle Pumpe so betrieben, daß sich nach dem
Einschalten dieser Pumpe in kürzest möglicher Zeit ein vor
gegebener arterieller Unterdruck einstellt und daß dieser
während der ganzen Phase konstant gehalten wird.
Da nach dem Umschalten zunächst der positive
venöse Rücklaufdruck anliegt, wird die Druckregelung inner
halb der durch die Regelschaltung zwingend vorgegebenen Zeit
die Pumpe solange mit einer maximalen Rate betrieben, bis
der vorgegebene Druckwert erreicht ist; erst danach wird die
Pumpe so betrieben, daß eine konstante Förderung erfolgt,
ohne daß dabei eine Schädigung der Fistel auftritt. Durch
diese Vorgehendsweise wird erreicht, daß der effektive Blut
fluß aus bzw. zum Patienten maximiert wird. Es ist somit
eine erhebliche Erhöhung des Wirkungsgrades
gegeben.
Die venöse Pumpe wird in analoger Weise betätigt,
so daß sich hierbei analoge Effekte ergeben.
Gemäß der Vorrichtung nach dem Anspruch 10 wird
der jeweils in dem arteriellen bzw. dem
venösen Schenkel befindliche Drucksensor über eine - insbeson
dere den Einschaltvorgang der jeweiligen Pumpe regelnde - Re
geleinrichtung mit der Steuereinheit und
die Regeleinrichtung mit der jeweiligen zugeordneten Pumpe
verbunden. Es ist bei der Vor
richtung somit eine zusätzliche Regeleinrichtung vorgesehen,
welche den Einschaltvorgang der Pumpe regelt, um diese mit
einer maximalen Förderleistung zu Beginn des Einschaltvor
ganges zu betreiben und die Förderleistung dann zur Auf
rechterhaltung eines konstanten Fördervolumens abzusenken.
Zum Verständnis der Erfindung ist besonders darauf hinzuwei
sen, daß die herkömmlichen Drucksteuerungen, welche bei
Single-Needle-Anordnungen bekannt sind, sich lediglich auf
die Druckverhältnisse während des Fördervorgangs selbst be
ziehen und somit zusätzlich zu der Steue
rung nach dem Anspruch 1 vorgesehen sein könne, da diese bekannten Steuerungs
verfahren sich auf das Umschalten der Pumpphasen beziehen,
während hier die Pumprate, d. h. die Förderlei
stung der Pumpe geregelt wird.
Im folgenden wird die Erfindung anhand eines Ausführungs
beispiels in Verbindung mit der Zeichnung beschrieben. Dabei
zeigt
Fig. 1 Pumpraten-Zeitprofile der arteriellen und der venö
sen Pumpe und
Fig. 2 eine schematische Darstellung der
Vorrichtung.
In Fig. 1 ist in Form eines Diagramms jeweils die Abhängig
keit der Pumpleistung von der Betätigungszeit der Pumpe
dargestellt. Es ist dabei deutlich zu erkennen, daß beim
Einschalten der Pumpe diese mit einer maximalen Förderrate
betrieben wird und daß die Förderrate nachfolgend auf einen
konstanten Wert abgesenkt wird, um dem Patienten eine kon
stante Blutmenge ab- bzw. zuzuführen.
Die Fig. 2 zeigt eine schematische Darstellung einer Vorrichtung
für eine Single-Needle-Dialyse.
Die Vorrichtung weist eine Kanüle 10 auf, welche einlumig
ausgebildet ist und mit einem Patienten verbunden werden
kann. Die Kanüle 10 verzweigt sich in einen arteriellen
Schenkel 35 und einen venösen Schenkel 45. In dem arteriel
len Schenkel 35 ist eine arterielle Pumpe 30 angeordnet, das
stromab der arteriellen Pumpe 30 verlaufende Schlauchstück
36 ist mit einem Windkessel 21 verbunden. Das aus dem Wind
kessel 21 austretende Schlauchstück 46 ist mit einer venösen
Pumpe 40 betriebsverbunden, welche in dem venösen Schenkel
45 vorgesehen ist. Stromab der venösen Pumpe 40 ist ein
Schlauchstück 51 vorgesehen, welches mit einem Dialysator 50
verbunden ist. Aus dem Dialysator 50 wird das behandelte
Blut über ein Schlauchstück 52 einem Blasenfänger 53 zuge
führt. Stromab des Blasenfängers 53 ist eine venöse Klemme
54 angeordnet.
Der Windkessel 21 ist in üblicher Weise mit einem hydropho
ben Filter 23 verbunden, welchem ein zweiter Windkessel 22
folgt, an dessen Ausgangsseite ein Drucksensor 24 vorgesehen
ist. Die von dem Drucksensor 24 abgegebenen Druckwerte die
nen der Druck-Drucksteuerung mittels einer Steuereinheit 25.
Die Steuereinheit 25 ist jeweils betriebsverbunden mit einer
Regeleinrichtung 37, 47, welche wiederum der Betätigung der
Pumpen 30 bzw. 40 dient.
Sowohl in dem arteriellen Schenkel als auch in dem venösen
Schenkel ist jeweils ein Drucksensor 31, 41 vorgesehen, mit
tels dessen der Ansaugdruck der arteriellen Pumpe 30 in dem
arteriellen Schenkel 35 bzw. der Förderdruck der venösen
Pumpe 40 in dem venösen Schenkel 45 gemessen werden kann.
Der Drucksensor 31 ist mit dem arteriellen Schenkel 35 über
Schlauchstücke 33, 34 und einen zwischengeschalteten Hydro
phobfilter 32 verbunden. In analoger Weise erfolgt ein An
schluß des Drucksensors 41 über Schlauchstücke 43, 44, zwi
schen denen ein Hydrophobfilter 42 angeordnet ist.
Die Ausgangswerte der beiden Drucksensoren 31, 41, werden
jeweils den Regeleinrichtungen 37, 47 zugeführt.
Anstelle des Dialysators 50 kann auch eine andere Blutbe
handlungseinrichtung vorgesehen sein, z. B. ein Plasmafilter
oder eine Absorptionseinrichtung.
Abgesehen von den Regeleinrichtungen 37 und 47 und der ent
sprechenden Betriebsverbindung mit den zu regelnden Bauele
menten bzw. der Steuereinheit 25 entspricht die gezeigte An
ordnung im wesentlichen dem Stand der Technik. Auf eine
detaillierte Funktionsbeschreibung kann somit verzichtet
werden.
Die beiden Regeleinrichtungen 37 und 47 bewirken, daß eim
Einschalten sowohl die arterielle als auch die venöse Pumpe
durch die Steuereinheit 25 auf einen vorgegebenen Ansaug
druck bzw. Förderdruck geregelt wird, wobei typische Werte
zwischen - 100 mmHg und - 200 mmHg für die arterielle Pumpe
und +200 mmHg bis +300 mmHg für die venöse Pumpe liegen.
Claims (11)
1. Verfahren zum Steuern von Blutpumpen eines extra
korporalen Kreislaufs in einer Single-Needle-Anordnung,
die eine einzige, einlumige, mit dem Patienten verbundene Kanüle (10) und
jeweils einen von der Kanüle (10) abzweigenden arteriel
len (35) und venösen (46) Schenkel aufweist, in welchen jeweils
eine arterielle (30) bzw. eine venöse (40) Pumpe ange
ordnet sind, die abwechselnd in einer arteriellen bzw. einer venösen Pumpphase fördern, dadurch gekennzeichnet, daß die arterielle
(30) und venöse (40) Pumpe zu Beginn der jeweiligen
Pumpphase mit einer erhöhten Förderrate betrieben wer
den.
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß
mittels eines in Strömungsrichtung vor der arteriellen
Pumpe (30) angeordneten Druckaufnehmers (31) eine Druck
steuerung der arteriellen Pumpe (30) so erfolgt, daß
sich nach dem Beginn der arteriellen Pumpphase in kürzest mög
licher Zeit ein vorgegebener Unterdruck einstellt.
3. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß
der Unterdruck während der gesamten Phase konstant auf
rechterhalten wird.
4. Verfahren nach Anspruch 2 oder 3, dadurch gekennzeich
net, daß die arterielle Pumpe (30) bis zum Erreichen des
vorgegebenen Unterdrucks mit maximaler Förderleistung
und danach mit einer zur Aufrechterhaltung des Unter
drucks ausreichenden Förderleistung betrieben wird.
5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch ge
kennzeichnet, daß mittels eines stromab der venösen
Pumpe (40) angeordneten Druckaufnehmers (41) eine Druck
steuerung der venösen Pumpe (40) so erfolgt, daß sich
nach dem Beginn der venösen Pumpphase in kürzest möglicher
Zeit ein vorgegebener Unterdruck einstellt.
6. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß
der Unterdruck während der gesamten Phase konstant auf
rechterhalten wird.
7. Verfahren nach Anspruch 5 oder 6, dadurch gekennzeich
net, daß die venöse Pumpe (40) bis zum Erreichen des
vorgegebenen Unterdrucks mit maximaler Förderleistung
und danach mit einer zur Aufrechterhaltung des Unter
drucks ausreichenden Förderleistung betrieben wird.
8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch ge
kennzeichnet, daß die arterielle Pumpe (30) beim Beginn der
arteriellen Phase auf einen Druck von 100 mmHg bis 200 mmHg
geregelt wird.
9. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch ge
kennzeichnet, daß die venöse Pumpe (40) bei Beginn der venösen Phase
auf einen Druck von +200 mm Hg bis +300 mm Hg geregelt
wird.
10. Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens nach einem
der Ansprüche 1 bis 9, mit einer
Steuereinheit (25) und jeweils einem, mit der Steuerein
heit (25) verbundenen Drucksensor (31, 41) in dem arte
riellen (35) und dem venösen (45) Schenkel, dadurch ge
kennzeichnet, daß der Drucksensor (31, 41) jeweils über
eine
Regeleinrichtung (37, 47) mit
der Steuereinheit (25) verbunden ist und daß die Regel
einheit (37, 47) mit der jeweils zugeordneten Pumpe (30,
40) betriebsverbunden ist, derart, daß die Pumpen (30, 40)
zu Beginn der jeweiligen Pumpphase eine erhöhte
Förderleistung aufbringen.
11. Vorrichtung nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet,
daß im Bereich zwischen der arteriellen (30) und der
venösen (40) Pumpe ein mit der Steuereinheit (25) ver
bundener Drucksensor (24) für die druckabhängige Steue
rung der Pumpen (30, 40) angeordnet ist.
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