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用于調節和給出血液泵的泵速率的裝置和方法.pdf

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用于 調節 給出 血液 速率 裝置 方法
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摘要
申請專利號:

CN201580002792.9

申請日:

20150121

公開號:

CN105813665A

公開日:

20160727

當前法律狀態:

有效性:

審查中

法律詳情:
IPC分類號: A61M1/10,A61M1/36 主分類號: A61M1/10,A61M1/36
申請人: 弗雷森紐斯醫療護理德國有限責任公司
發明人: A.海德,A.彼得斯,M.魏斯,C.維克托爾
地址: 德國巴特洪堡
優先權: 102014000678.6
專利代理機構: 中國專利代理(香港)有限公司 代理人: 楊國治;張昱
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法律狀態
申請(專利)號:

CN201580002792.9

授權公告號:

法律狀態公告日:

法律狀態類型:

摘要

本發明涉及一種調節和設置血液泵的泵速率的領域。其建立一種裝置和方法,其中在血液泵上游和下游的血液壓力被監測,并且該數值或者由該數值形成的另外的數值與一極限值比較,該極限值與血液泵的運行參數或者血液泵的泵參數相關。在打破極限值的情況下,如下改變血液泵的泵速率并且確定一個新的泵速率,使得不再打破極限值,或者減小打破的程度。

權利要求書

1.用于控制血液泵的方法,具有如下步驟:確定所述血液泵的實時的泵速率;確定在所述血液泵的下游和/或上游的血液壓力;如果在所述血液泵的下游和/或上游的血液壓力和/或在所述血液泵的上游和下游的血液壓力的差打破與所述血液泵的運行參數或所述血液泵的泵吸參數相關的極限值,操控所述血液泵到新的泵速率上,其會引起:不再打破所述極限值,或者在所述血液泵下游的血液壓力與其極限值的差或者在所述血液泵的上游的血液壓力與其極限值的差變小。2.根據權利要求1所述的方法,其中,如下確定所述極限值,使得不超過一定的血液損害速率。3.根據前述權利要求中任一項所述的方法,其中,所述血液泵布置在血液處理設備的體外的血液循環中。4.根據權利要求3所述的方法,其中,所述血液處理設備是透析器、用于輔助心肺能力的設備或者用于輔助肝功能的設備。5.根據前述權利要求中任一項所述的方法,其中,所述血液泵是離心泵且所述運行參數是泵速率。6.根據權利要求5所述的方法,其中,在所述離心泵上游的血液壓力由在所述離心泵下游的血液壓力和所述離心泵的轉速來確定,或者其中,在所述離心泵下游的血液壓力由在所述離心泵上游的血液壓力和所述離心泵的轉速來確定。7.根據前述權利要求中任一項所述的方法,其中,對于所述血液泵的工作點的優選的區域通過在所述離心泵的下游和/或上游的與所述泵速率相關的最大血液壓力來限定,且其中,如此實現利用新的泵速率操控所述血液泵,使得所述血液泵的工作點位于允許的范圍內部,或者在工作點與允許的區域之間出現盡可能較小的間距。8.根據前述權利要求1至4中任一項所述的方法,其中,所述血液泵是在正常運行中閉塞的軟管卷泵且所述泵吸參數是所述軟管卷泵的閉塞力。9.一種裝置,包含控制設備;血液泵,該血液泵能夠通過所述控制設備操控;以及包含至少一個用于檢測在所述血液泵的上游和/或下游的血液壓力的傳感器,其中,如下配置所述控制設備,從而調整或確定所述血液泵的最初泵速率,并且在如下情況中,即在所述血液泵的上游和/或下游的血液壓力和/或在所述血液泵的上游和下游的血液壓力的差打破與所述血液泵的運行參數或所述血液泵的泵吸參數有關的極限值的情況下,一直改變所述血液泵的泵速率直至不再打破所述極限值,或者使得在所述血液泵的下游的血液壓力與所述極限值的差或者在所述血液泵的上游與所述極限值的差變小。10.根據權利要求9所述的裝置,其中,所述極限值與血液損害速率相關。11.根據權利要求9或10中任一項所述的裝置,其中,所述血液泵是離心泵且所述運行參數是所述血液泵的泵速率。12.根據權利要求11所述的裝置,其中,所述控制設備設立用于從在所述離心泵下游的血液壓力與所述離心泵的轉速中確定在所述離心泵上游的血液壓力,或者其中,所述控制設備設立用于從在所述離心泵上游的血液壓力與所述離心泵的轉速中確定在所述離心泵下游的血液壓力。13.根據權利要求9或10中任一項所述的裝置,其中,所述血液泵是在正常運行中閉塞的軟管卷泵,且泵吸參數是所述軟管卷泵的閉塞力。14.根據權利要求9至13中任一項所述的裝置,其中,存儲有用于所述血液泵的工作點的優選的區域,該區域通過與所述泵速率相關的、在所述離心泵的下游和/或上游的最大血液壓力來限定,且其中,如下進行新的泵速率的調整,使得所述血液泵的工作點處于在允許的范圍內部,或者在工作點與允許的區域之間出現盡可能小的間距。15.一種血液處理設備、尤其透析器、用于輔助心肺能力的設備或者用于輔助肝功能的設備,帶有根據權利要求9至14中任一項所述的裝置。16.根據權利要求15所述的血液處理設備,帶有體外的血液循環,包含尤其構造為透析器的血液處理組件;以及帶有動脈的和靜脈的血液分支。17.根據權利要求16所述的血液處理設備,其中,至少所述體外的血液循環的部分構造為一次性件。

說明書

技術領域

本發明涉及在醫學技術設備中、尤其在血液處理設備、如透析器(Dialyseger?te)中調節血液泵(Blutpumpen)的領域。

背景技術

血液處理設備是用于處理病人的血液的醫學技術設備,該處理通常在體外實施。例如能夠添加藥物給血液或者從血液中抽取血液成分,或者其能夠被加熱或冷卻。為了該目的血液常常在身體外部利用血液泵泵吸、處理并且再送回到病人的身體。這樣的血液循環被稱作體外的血液循環。

下面本發明應根據示例來闡釋透析器作為用于體外的血液處理的醫學技術的設備的實施形式。

其它的血液處理設備例如是用于輔助心肺能力的設備、如血氧儀(Blutoxygenatoren)或者用于輔助肝功能的設備,血液毒素通過吸附從血液中移除。常常在一個設備中結合多個用于輔助肝功能的設備、透析方法和吸附方法,例如申請人在商標Prometheus下銷售的設備。

透析器是血液處理設備,在其中病人的血液經由血液管路輸送給血液處理組件、由血液處理組件處理且經由能夠劃分到動脈的和靜脈的血液分支(Blutzweig)中的液體管路又送回給病人。用于這樣的血液處理設備的例子尤其是血液透析設備(H?modialyseger?te)。這樣的血液處理設備是申請人的DE19849787C1的主題,其內容為此完全地包含在本申請的公開內容中。

透析是用于對具有急性的或慢性的腎功能不足的病人的進行血液凈化的方法。基本上在此在帶有體外的血液循環(如血液透析)、血液過濾(H?mofiltration)或血液透析過濾(H?modiafiltration)的方法與腹膜透析(Peritonealdialyse)之間區分,在腹膜透析中不設置體外的血液循環。

血液在血液透析中在體外的循環中通過透析器(Dialysator)的血液腔室傳導,該透析器構造血液處理組件,其經由半透性的膜與透析液體腔室分開。透析液體腔室由包含在一定的濃度中的血液電解質的透析液體流過。在透析液體中的血液電解質的物質濃度在此相應于在健康者的血液中的濃度。在該處理期間病人的血液和透析液體一般在對流中以給定的流速率引導經過半透性的膜的兩側。負責尿的物質(harnpflichtigenStoffe)通過膜從血液腔室滲到用于透析液體的腔室中,而同時在血液中且在透析液體中存在的電解質從濃度較高的腔室滲到濃度較低的腔室中。如果在透析膜處建立從血液側到透析側的壓力梯度、例如通過泵(該泵在透析過濾器的流下游在透析側上從透析循環中取出透析液),那么水從病人血液中經由透析膜進到透析循環中。超過濾(Ultrafiltration)的這樣的過程引起對病人血液的期望的脫水。

在血液過濾中從病人血液中通過在透析器中施加跨膜壓力取出超濾液,而無需透析液體引導經過在透析器的膜的與病人血液相對而置的側上。附加地能夠給病人血液添入無菌的且無熱原的替代溶液(Substituatsl?sung)。根據該替代溶液在透析器的上游還是下游添入,涉及于稀釋或后稀釋(Pr?-oderPostdilution)。在血液過濾中對流地進行物質交換。

血液透析過濾結合血液透析與血液過濾的方法。不僅在病人血液與透析液體之間經由透析器的半透性的膜進行散布性的物質交換(diffusiverStoffaustausch),而且通過在透析器的膜處的壓力梯度進行濾去血漿水(Plasmawasser)。

血液透析、血液過濾和血液透析過濾的方法通常利用自動的血液透析設備實施,如其例如由申請人在名稱5008下所銷售的。

是血液處理方法,在其中病人血液被劃分到血漿及其微粒的組分(細胞)中。分出的血漿被凈化或者通過替代溶液來替換并且經凈化的血漿或替代溶液被送回給病人。

用于體外的血液處理的設備、如透析器具有廣泛的功能。為了控制這些功能,用于體外的血液處理的設備配備有至少一個控制裝置。該控制裝置能夠實施為CPU(centralprocessingunit)或微控制器(其由軟件程序編程)。

為了運送液體到用于體外的血液處理的設備中應用具有不同的設計方案的泵。對于體外的血液循環常常使用蠕動的軟管卷泵(Schlauchrollenpumpen)。這些軟管卷泵常常應用在醫學技術中,因為利用他們可實現無接觸的運輸。此外他們在寬的區域中不根據在泵的上游和下游的流阻力理論上提供與轉速成比例的流。在血液泵中在體外的處理方法中輸送的(吸-)側被稱作動脈的側,該動脈的側具有出現典型地約-100至-300mmHG(相對于外部壓力的汞柱(Quecksilbers?ulegegenüberAu?endruck))的負壓;且導出的側被稱作靜脈的側,該靜脈的側具有出現相對于外部壓力的超壓。

顯示了用于這樣的閉塞的軟管卷泵的典型的設計,據此運送媒介借助于間歇閉塞的軟管來運動。

從基本構思出發,卷泵具有定子和轉子。定子構造在泵殼體處且具有凹處,在其持續運行的豎直的壁處貼靠有泵軟管。泵軟管貼靠所述壁的區域形成泵床(Pumpen-bett),其具有圓形截斷的輪廓。

轉子的旋轉軸線延伸通過這樣的圓形截斷的中點,該轉子在其自由的端部處具有可旋轉地支承的卷子。在轉子旋轉時在工作方向上卷子與泵軟管(該泵軟管貼靠泵床的圓形輪廓)接觸且在旋轉繼續運行時使該泵軟管如此程度地擠壓在一起使得該泵軟管液體密封地(閉塞地)封閉。

通過在泵軟管上的卷子的進一步滾卷,進一步運輸位于泵軟管中的運送媒介。在該情況的多數中這樣的卷泵具有兩個卷子,其如此裝在轉子處,使得連接線通過其在轉子處的旋轉軸線延伸通過轉子的旋轉軸線。

能夠使用在用于體外的血液處理的設備中的另外的泵類型例如是離心泵、膜泵或齒輪泵。

泵類型決定性地針對待運送的媒介的需要。這尤其在體外的血液循環中有意義,因為通過泵吸會損害血液,尤其泵會導致破壞紅血球、即紅血細胞(溶血作用)。這尤其能夠機械地、例如通過在血液軟管內部的擠壓以及通過過高的壓力或壓力梯度發生。

對于軟管卷泵的特點是脈沖的、非持續的流,其通過卷子持續不斷地接入到泵軟管段中引起。在卷子接入軟管段中時軟管擠壓在一起且在此排擠液體。該液體不僅在流方向上而且相反于流方向被排擠。在運轉的運行中在卷子上游被排擠的液體疊加伴隨朝著泵方向的流且因此導致短時間的流凈降低,由此動脈的壓力稍微為負直至軟管完全閉塞的。接著在軟管中的液體又加速,且動脈的壓力又降低。一旦卷子從泵吸段中走出,在軟管卷泵下游產生突然的壓力降,且引起在在卷子之間的至今封閉的段中的負壓與在泵下游的超壓之間的壓力補償。

在此壓力峰(或流峰)能夠在針(其將體外的血液送回給病人)的穿刺部位的區域中出現且引起剪切力,其在極限情況下會導致在容器壁處的血栓(Thrombosierung)(凝塊形成(Gerinselbildung))且導致溶血作用、即導致破壞紅血球(紅色小血球)。在泵的上游在高壓系統與低壓系統之間補償時同樣會導致高的剪切力。

另外的在用于體外的血液處理的設備中使用的泵類型是葉輪泵或離心泵(Impeller-oderZentrifugalpumpe)。離心泵主要包含用于接納渦輪(Flügelrad)的殼體。這樣的渦輪在一種實施形式中能夠通過延伸通過殼體的軸旋轉。備選的實施形式規定了:渦輪無接觸地旋轉。在此渦輪例如以磁體固定連接且能夠經由從外部貼靠的回轉的磁場(其例如通過場線圈來產生)通過磁性的耦聯被激發用于回轉。回轉的渦輪使位于殼體中的液體從液體入口運動至液體出口。離心泵通過作用原理提供恒定的壓差,其中,被泵吸的液體的出口壓力與入口壓力、液體的粘度、泵速率和轉速有關。在被運送的液體中的壓力脈動(如對于蠕動的泵)對于離心泵在以渦輪的恒定的旋轉速度的正常運行中不發生。由此由于脈沖的血液運送引起的溶血作用降低。

上升的溶血作用會導致病人有嚴重的危險。由此屬于負責氧氣運輸的血紅蛋白從紅血球中釋放出來的直接的后果的是:除了貧血之外還有肝的發炎、負擔以及提高的血栓風險。除了血紅蛋白之外電解質鉀也從受損的細胞中出來。鉀的加重的釋放干擾在神經和肌肉中的刺激傳導且尤其會導致急性的心臟問題。

與所使用的血液泵類型無關,一般地在運送血液時存在損害血液的細胞組分的危險。

發明內容

由此本發明的目的是,提供一種裝置和方法,在其中在運送血液時避免出現血液損害。

該目的的解決方案根據本發明通過帶有權利要求1的特征的方法和帶有權利要求9的特征的裝置來實現。

有利的實施形式是從屬權利要求的主題。

在一實施形式中規定:如果在帶有實時存在的泵速率的血液泵的上游和/或下游的血液壓力打破了極限值(其與血液泵的運行參數或泵吸參數相關),在運送血液時調整血液泵的新的泵吸速率。這樣的給出的新的血液泵速率會引起:不再打破極限值或者降低血液壓力在上游與該極限值的差和/或在血液泵的下游與該極限值的差。

尤其泵吸速率、即每單位時間所運送的體積以及在血液泵的上游和下游出現的血液壓力作為運行參數對于血液泵特別重要。

運行參數在本發明的意義中一般地是如下參數,其與血液泵的工作點相關且因此能除了泵速率以及在血液泵的流上游或流下游存在的液體壓力之外例如還包含血液泵的電氣驅動的功率消耗。

泵吸參數在本發明的意義中理解成如下參數,其與血液泵的設計相關。這樣的泵吸參數例如是軟管卷泵的閉塞力,即使得軟管卷泵的卷子將依附的軟管壓抵泵床的力。泵吸參數由此與血液泵的工作點無關,而是與其結構的設計有關。此外設置一裝置調整由此給出的泵速率。

已經示出的是:在運送血液時由于體外的血液循環不可避免一定的剪切力作用到血液的細胞上。如果這些力超過一定的尺度那么細胞會受損。與此相關的是血液損害速率。

此外在負壓較強時(例如相對周圍壓力小于-300mmHG或-400mmHG),最小的空氣小氣泡在泵前及在泵中被帶到血液流中。

這一方面通過在連接及添入部位、如例如連接器(Konnektor)(通過其將抗凝劑、如肝磷脂輸送給體外的血液循環)處的不密封性顯現,且另一方面通過在血液中的放氣顯現。

這些微氣泡能夠由于其較小的尺寸僅較差地在體外的血液循環中析出。如果他們達到病人中,那么這會導致毛細血管封閉,這對病人的健康有負面影響。

本發明基于如下認識:在以離心泵運送血液時在血液泵的下游及上游的血液壓力的高度或這些壓力的差以及血液流的高度決定性地為血液損害、如溶血作用的出現負責。此外根據泵類型,泵速率、即每單位時間所運送的血液體積也影響血液損害的出現。

在離心泵中待確定的血紅蛋白釋放(其是對于作為血液損害的溶血作用的出現的尺度)很大程度上與血液流無關,但在血液壓力上升時會變大。在此原則上能夠在離心泵的上游或下游評價血液壓力,因為在離心泵中在泵的上游和下游的液體壓力通過離心泵的泵速率和對于離心泵特性化的特性線相互聯接。

這是離心泵的非閉塞的泵原理的直接的結果。因此不僅血液壓力在離心泵的上游和下游的高度而且這些壓力的差能夠關于泵速率置于等值,以獲得關于待預料的血液損害的報告。

軟管卷泵在正常運行中是閉塞的泵,其中,泵的至少一個卷子在在泵入口與泵出口之間完全閉塞軟管。因此不存在直接的在軟管卷泵的上游和下游的液體壓力的相關性,因為泵入口和泵出口在軟管卷泵中在正常情況下彼此壓力密封地隔絕。

對于在軟管卷泵中的壓力情況決定性地是轉速(其很大程度確定泵速率)、運送的媒介的粘度和流通道在軟管卷泵的上游和下游的流阻力。這些流阻力在血液泵中例如通過所應用的血液軟管、插管和透析過濾器來確定。

透析過濾器能夠在透析處理期間添入(所謂的凝固(Clotting))且病人的血液在該處理期間通過抽出剩余的血漿水會更濃,從而血液的流阻力和粘度會改變,這在該處理的運轉中會引起在體外的血液循環中的血液壓力改變。

由此能夠在流阻力較強提高時在軟管卷泵的下流導致血液壓力的峰,其具有如下危險:在鄰接的軟管塊或透析過濾器中出現不密封性,在該情況下病人的血液溢出透析循環或者甚至到環境中。

為了避免這樣的情形,軟管卷泵為了血液運送通常來說配備有彈性支承的軟管卷泵。如果通過血液壓力產生的到軟管卷泵上的力超過彈簧力(卷子利用其壓抵軟管),該卷子徑向上朝著相對旋轉軸線的旋轉方向運動,使得該卷子不再完全閉塞軟管。

以此方式會可靠地避免過高的血液壓力。如果出現在軟管卷泵的下游的血液壓力超過軟管卷泵的彈簧力(利用其將依附的軟管壓到泵床處)的運行狀態,這與較強上升的溶血作用相關。

在正常情況下、即在運送閉塞時,血紅蛋白在軟管卷泵中的釋放的發生很大程度與血液壓力無關與泵速率成比例。

在血液處理中且尤其在血液透析處理中,血液流是決定性的處理參數。其通常由醫療人員給出且作為額定值經由操作者界面輸入透析器中。該透析器相應地調整血液泵的泵速率且很大程度上在不考慮在體外的血液循環的不同的部位處的血液壓力的情況下維持給出的血液流速率。僅用于所述壓力的極限值的超出會導致所述處理的中斷或中止,其中,血液泵會停止,且會向操作者報警。

血液泵例如可以是軟管卷泵或者離心泵。

由于兩個泵原理的不同的特點,在帶有用于血液運送的離心泵的血液處理設備中比在其它的可比較的血液處理設備(其配備有用于血液運送的軟管卷泵)中存在對于待預料的血液損害更小的運行參數(如果離心泵和軟管卷泵以相同的泵速率運送血液)。

但另一方面能夠在治療的實踐中發生的是:最初所調整的離心泵的泵速率引起如下運行參數,在該參數中用于血液運送的離心泵相對于其它的可比較的血液處理設備(其裝備有用于血液運送的軟管卷泵)的應用在血液損害方面是不利的。

本發明的一實施形式因此規定,在這樣的情況下由此改變離心泵的泵速率,使待預料的血液損害速率至少會變小,或者說相比較于血液處理設備(其裝備有用于血液運送的軟管卷泵且以相同的泵速率來運送血液)的運行不再是不利的。

本發明的另一實施形式規定:在裝備有用于血液運送的軟管卷泵的血液處理設備中,在如下情況下,即由此得出如下運行參數,即由于這些運行參數血液壓力在軟管卷泵的下游會變得大到使得泵的閉塞力(即將軟管卷泵的卷子使依附的軟管壓抵泵床的彈性力)不再足以完全閉塞血液軟管,最初所調整的泵速率一直降低,直至血液壓力在軟管卷泵下游低于相應于閉塞力的用于血液壓力的極限值。閉塞力在此是表征軟管卷泵特性的泵吸參數。

所有實施形式的目的在于使血液損害盡可能小。

附圖說明

本發明其它的細節和優點根據在附圖中所示的實施例來詳細地說明。其中:

圖1與本發明的教導一致地顯示了實施為血液透析器的血液處理設備的示意性示圖;

圖2顯示了一圖表,其與本發明的教導一致地示出了血紅蛋白在根據在應用離心泵和軟管卷泵時的運行參數運送血液時的釋放;

圖3顯示了另一圖表,其與本發明的教導一致地示出了在用于運送血液的離心泵中的泵速率的通常范圍;

圖4與本發明的教導一致地顯示了血液處理設備的簡化的示意性的示圖;

圖5與本發明的教導一致地顯示了用于調節用于運送血液的泵的泵速率的示例性的方法所用的流程圖;以及

圖6與本發明的教導一致地顯示了用于給出用于運送血液的泵的泵速率示例性的方法所用的流程圖。

具體實施方式

在圖1中示意性地示出實施為血液透析器的血液處理設備。血液透析器110包含帶有動脈的血液管路101的體外的血液循環的部件,該血液管路導出病人的血液(未示出)。血液泵102經由嵌入該血液泵中的軟管區段通過配備有半透性的膜的透析器103來運送血液,該膜半透性地使體外的血液循環與透析循環分開。經由靜脈的管路104將經處理的血液送回給病人。所應用的管路和軟管區段、尤其還有構造體外的血液循環的部件,通常是在使用后丟棄的一次性件。經由透析管路105和106通過透析過濾器103泵吸透析液,在這里經由透析過濾器103的半透性的膜引起與病人的血液的散布性的物質交換。如果附加地構建從透析過濾器的血液側至病人的透析側的壓力梯度,那么血漿水被從血液中壓出到透析液中。病人的血液能夠由此脫水。透析液在血液透析器110中產生且在使用后丟棄。血液泵103能夠與本發明的教導一致地實施為離心泵或者軟管卷泵。

如果離心泵的渦輪布置在實施為一次性件的盒中,該盒能夠流體密封地容納體外的血液循環的其它的部件、例如血液管路、凝塊捕集器(Gerinself?nger)和滴腔室(Tropfkammern),離心泵能夠尤其在血液透析設備中應用為血液泵。被驅動的渦輪在此與盒一起在使用后丟棄。驅動渦輪的器具在此安置在血液透析器中且經由磁性的耦聯器驅動渦輪。

血液透析器110配備有在圖1中未示出的能夠操控或調節血液泵的控制設備,以及在體外的血液循環中配備有用于采集血液壓力的傳感器。控制設備在此配置成使得其能夠實施所描述的方法。

圖2顯示了一圖表,其示意性地示出對于兩個血液處理設備的血液損害,其中一個應用離心泵用于運送血液且另一個針對相同的目的應用軟管卷泵,但其它方面是相同的。

在此虛線表征具有軟管卷泵的血液處理設備,通過圖示201符號化。實線適用于帶有離心泵的血液處理設備,通過圖示202符號化。

在橫坐標上描述血液流Q B ,縱坐標值表征自由的血紅蛋白(fHb)的出現。

自由的血紅蛋白的出現對于軟管卷泵很大程度與血液壓力無關,而自由的血紅蛋白的出現在離心泵的情況下與該壓力關聯(在圖2中示例性地針對三個不同的壓力p1、p2、p3示出)。

圖2顯示了,血液損害在離心泵中隨著血液壓力越來越大在下游增多,但沒有顯著地受通過離心泵的血液流影響。

與之相對,在應用軟管卷泵時,血液損害在正常運行中(即帶有閉塞的泵卷子)基本上與在下游的血液壓力無關,而血液損害隨著血液流越來越大而升高。

因此根據相應正好存在的在泵的下游的血液壓力p在運行帶有離心泵的血液處理設備的情況下得出對于血液流Q B 的優選的范圍,在其中血液損害比在帶有軟管卷泵和在軟管卷泵的下游相同的血液壓力p的比較設備中更小。其在圖2的示例中對于壓力p1位于Q1與最大允許的血液流之間,對于壓力p2位于Q2與最大允許的血液流之間對于壓力p3位于Q3與最大允許的血液流之間。

與本發明的教導一致,現在能夠在運行血液處理設備期間(血液處理設備應用離心泵用于運送血液)測試:血液流在考慮正好存在的血液壓力的情況下在體外的循環中是否位于所述區域中。

如果這不是這樣的情況,那么通過運行參數,泵速率和在血液泵的上游或下游血液壓力或者這些血液壓力的差所限定的離心泵的工作點類似于圖2位于虛線的左側上。控制單元那么能夠一直改變血液流直至該血液流至少位于虛線上。

在泵速率改變時,在離心泵的上游和下游的血液壓力也通過在流速率、流阻力和液體壓力之間的關聯進行改變。參考圖2意味著這樣的匹配:離心泵的工作點不在水平的線上改變。接著不僅泵速率提高而且泵速率的降低能夠引起:離心泵的工作點又在優選的范圍中調整,也就是說在圖2中在虛線上或者在該線右側。

在實踐中表明:在離心泵的下游的壓力由于在流動路徑中的狹小部位在離心泵的下游、例如在插管或導管處與泵速率的提升成平方地上升。因此泵速率的優選的變化是降低。在特別的情況下,例如當工作點位于僅圖2中的虛線稍左或者使用特別的軟管組用于血液運送時,提高還能夠引起:離心泵的工作點又在優選的范圍中調整,也就是說在圖2中在虛線上或者在該線右側。

在一實施形式中,控制單元能夠還在重復的過程中調整新的泵速率,方法是:泵速率在正面的或負面的方向上的改變僅以小的步進、例如以1%步進來進行,且在每個步進之后測試:所述改變是否引起離心泵的工作點與在圖2中虛線的間距縮小。

還可設想的是:控制單元在所述重復的過程中實施泵速率在治療上允許的不僅作為提高而且還降低的極限內的改變,且由此確定最好可能的新的泵速率,在所述重復的過程中對于每個在允許的范圍內部的血液泵速率記錄血液損害速率(例如通過保存在數據存儲器中),且緊接著以最小記錄的血液損害來調整那個泵速率。可行的是:在對于血液泵速率的治療上允許的極限內不調整工作點,該工作點位于虛線右側。在該情況下與本發明一致地,泵吸速率以最小的相關的血液損害速率來確定或調整。

接著因此檢測:血液泵的運行參數是否打破了極限值。該極限值與之前確定的血液壓力有關。在此無關的是:在血液壓力的上游還是在血液壓力的下游測量血液壓力,或者是否對于控制設備已知,因為在獲悉離心泵的轉速的情況下相應缺乏的液體壓力能夠由泵的已存儲的特性線來確定。

所述極限值(其與在圖2中的實線與虛線之間的相交處相應)在該情況下是與在離心泵的下游的正好存在的血液壓力p相關的血液流、即離心泵的泵速率。

打破該極限值意味著:離心泵以不利的泵速率來運送且相應地比安裝在比較設備中的帶有相同的泵速率的軟管卷泵引起更多血液損害。血液處理設備的控制設備因此如此改變和匹配離心泵的泵速率直至泵速率如上面所示不再是不利的。

因為這樣的經匹配的泵速率相比最初在血液處理設備處調整的泵速率不同的是,能夠事先檢測是否與病人的治療一致地允許經匹配的泵速率。

可設想的是:在血液處理機器改變泵速率之前,向處理的醫療人員發出報告。例如能夠使相應的報告顯示在屏幕上,該報告須由醫療人員通過用戶輸入簽收。此外可設想,該機器顯示血液流的如下范圍,對于該范圍待預料的血液損害比在帶有軟管卷泵的比較設備情況下呈現地更小,且醫療人員在權衡治療結果之后選擇具體的血液流。

圖2中的曲線的測定例如能夠在實驗室試驗中進行,在其中帶有離心泵和軟管卷泵的比較設備在變化的條件下關于血液壓力、血液流和從中產生的血液損害互相比較。

這樣獲得的比較數據能夠存儲在血液處理設備中,以表格的形式或者以從試驗數據獲得的數學上的描述的形式。

與數據如何存儲無關地,僅重要的是,存儲在醫學的處理設備中在在離心泵的下游的血液壓力或者在泵入口和出口之間的壓力差或者泵的轉速與血液流之間的關系。

圖3顯示了示例性的圖表,其針對實施為離心泵的血液泵示出對于離心泵的工作點優選的、在圖3中陰影的區域。陰影的工作區域的上面的界限的曲折點在此相應于圖2中的虛線與實線的交點。在該范圍中是源自下游的血液壓力與上游的血液壓力的壓力差(其在縱坐標處)以及在泵速率的改變不是必要的情況下的血液流。

如果工作點出現在陰影的區域外部,那么調節與本發明的教導一致地如下介入,使得離心泵的泵速率一直改變直至工作點又位于陰影的區域中。

在圖3中示例性地示出的陰影的區域能夠根據所基于的血液泵的實施形式覆蓋另外的區域。

圖4與本發明的教導一致地顯示了血液處理設備的簡化的示意性的示圖,該血液處理設備配置用于給出血液泵的泵速率。該血液處理設備包含控制設備401(例如實施為微控制器),其能夠操控血液泵402的泵速率。能夠將壓力傳感器404和/或405在血液泵402的上游的測量值(P1)和/或在血液泵402的下游的測量值(P2)輸送給控制設備。血液泵在血液管路403內部運送血液,該血液管路可以是體外的血液循環的部分(例如在血液透析處理期間)。

控制設備401與本發明的教導一致配置成如下,將對于控制設備例如通過操作者輸入到操作者界面(其例如可實施為觸摸屏)中事先已知的血液泵的泵速率通過相應的控制信號調整到血液泵402處,且在在血液泵的上游的血液壓力P2和/或在血液泵的下游的血液壓力P1和/或在血液泵的上游和下游的血液壓力的差打破與血液泵的運行參數相關的極限值的情況下,一直改變血液泵的泵速率直至不再超出極限值。

如果壓力差P1-P2類似于圖3不在陰影的區域中,會出現打破極限值,其中,極限值與作為運行參數的泵速率有關,并且其中,血液泵實施為離心泵。作為反應控制設備可一直反復改變離心泵的泵速率,直至從壓力值P1與P2確定的壓力差P1-P2又位于陰影的區域中。

如果壓力P2在泵(其可實施為軟管卷泵或離心泵)的上游小于極限值,也會出現打破極限值。也就是說從在血液中的確定的臨界的負壓(例如在環境壓力之下400mbar)起會導致在血液中成堆出現微空氣小氣泡。為了防止這樣,在確定壓力P2低于極限值以下之后控制設備能夠逐漸地降低泵的泵速率直至壓力P2又位于該極限值以上。有利于更高的病人安全性因而接受血液流的降低。同樣必要時由于出現的微小氣泡而觸發的警報的數量降低。

如果血液壓力在血液泵實施為離心泵的情況下位于與作為血液泵的運行參數的泵速率相關的極限值以下(類似于圖2),那么會出現另外打破極限值。在該情況下待預料的通過離心泵引起的血液損害大于考慮用于比較的帶有相同的泵速率的軟管卷泵。控制設備在該情況下一直提高離心泵的泵速率,直至測量的壓力在血液泵的下游至少相應于極限值。該極限值相應于在圖2中所示的圖表的虛線。

如果血液壓力在血液泵的下游在血液泵是軟管卷泵的情況下位于作為運行參數與彈性支承的泵卷子的彈性力(Okklusionskraft)相符的極限值以上,那么會出現另外打破極限值。該極限值與在泵床中依附的軟管的特性(例如彈性和直徑)相關,且能夠使對于控制設備以任意的方式已知,例如通過軟管類型的操作者輸入,對于相應的極限值在控制設備能夠取用的數據存儲器中存儲。控制設備在打破極限值的情況下一直降低軟管卷泵的泵速率直至測量的壓力在血液泵的下游不再打破極限。

圖5顯示了與本發明的教導一致的用于給出用于運送血液的泵的泵速率的示例性的方法的流程圖,此時該方法在根據圖4的裝置上運行。

在步驟501中調整用于血液泵的最初的泵速率或者確定用于該血液泵的之前調整的泵速率。在步驟502中確定在血液泵的下游和/或上游的血液壓力。由此確定出的值、或者從這些測得的數據中形成的值、例如源自在血液泵的下游和上游的血液壓力的壓力差,在步驟503中與極限值比較。極限值以已經說明的方式與血液泵的至少一個運行參數或泵吸參數相關(例如與血液泵的實時的泵速率或閉塞力)。

如果由此確定的值打破極限值,在步驟504中進行改變泵速率。這能夠意味著泵速率的提高或降低。泵速率的這樣的改變能夠在(重復的)調節環線中由步驟502、503和504組成地進行直至不再打破極限值,其中,在泵吸速率的每次改變中在步驟503中檢測是否打破極限值。

如果不打破極限值,泵速率不改變。盡管如此,在步驟502和503中繼續固定地檢查是否打破極限值。

還可設想:如下實施根據圖5的方法:即如果在步驟501中最初調整的或者確定的用于血液泵的泵速率在步驟503中確定地引起打破極限值,在步驟504中以較小的步進連續運行對于血液泵的泵速率的整個的治療上允許的區域,且對于每個允許的泵速率記錄血液損害,特征在于類似于圖2的工作點(其通過已知的泵速率和在血液泵的下游和/或上游的血液壓力在步驟502中確定)。為此由此確定的工作點對于每個允許的泵速率存儲在數據存儲器中且緊接著調整或給出那個泵速率,對于該泵速率出現的血液損害速率(即圖2中的fHb)最小。

由此確定的新的泵速率(對于該泵速率出現的血液損害速率最小)須非強制地與血液泵的工作點相關,其位于類似于3的優選的區域中。但在該情況下與允許的區域的間距盡可能小或最小。

圖6顯示了與本發明的教導一致的用于示例性的用于給出用于運送血液的泵的泵速率方法的流程圖。

在步驟602中血液壓力在血液泵的下游和/或上游確定。

由此確定的值或從這些測得的數據中形成的值、例如源自在血液泵的下游和上游的血液壓力的壓力差在步驟603中與極限值比較。極限值以已說明的方式與血液泵的至少一個運行參數或泵吸參數相關。

如果極限值被由此確定的值打破,在步驟604中如下給出新的泵速率使得極限值不再被打破,或者在血液泵的下游和/或上游的血液壓力的差小于該極限值。

如果不打破極限值,不給出新的泵速率。盡管如此,在步驟602和603中繼續固定地檢查是否打破極限值。

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