DE69124515T2

DE69124515T2 - Durchflussregelsystem für blutentnahme und reinfusion sowie entsprechendes verfahren

Info

Publication number: DE69124515T2
Application number: DE69124515T
Authority: DE
Inventors: Paul R. San Juan Capistrano Ca 92675 Prince
Original assignee: Baxter International Inc
Current assignee: Baxter International Inc
Priority date: 1990-07-24
Filing date: 1991-07-22
Publication date: 1997-09-18
Anticipated expiration: 2011-07-23
Also published as: WO1992002264A1; CA2087027A1; EP0742024A3; EP0742024A2; JP3243641B2; US5178603A; EP0540679A1; DE69124515D1; EP0540679B1; CA2087027C; JPH05509022A

Description

Hintergrund der Erfindung

1. Gebiet der Erfindung

Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung und ein Verfahren zur gesteuerten Entnahme von Blut aus einer Nadel, die mit einem Blutgefäß verbindbar ist. Speziell ist die vorliegende Erfindung für Entnahme- und Reinfusionsvorgänge brauchbar.

2. Erörterung des Stands der Technik

Es sind Blutsammelsysteme und Apheresesysteme wie etwa Plasmapherese, Plättchenpherese, therapeutischer Plasmaaustausch oder -verarbeitung usw. sowie andere Systeme bekannt, die die Entnahme oder Reinfusion von Körperflüssigkeiten aus einem oder in ein lebendes Objekt verlangen. Das Objekt ist charakteristisch ein lebendes menschliches oder tierisches Objekt, könnte aber auch ein Leichnam sein. Im Fall eines Plasmapheresesystems wird Vollblut von dem Objekt entnommen, Plasma wird von dem Vollblut getrennt, und ein Extraktionsprodukt, das eine höhere Konzentration von Blutzellen als das Vollblut enthält, wird wieder in das Objekt reinfundiert, während das getrennte Plasma zurückbehalten und für gewünschte Zwecke eingesetzt wird. Häufig wird ein ausgewähltes Volumen an Kochsalzlösung oder anderen Flüssigkeiten in das Objekt infundiert, um das von dem Vollblut getrennte Plasmavolumen zu ersetzen.
Zur Optimierung der Nutzung von Verarbeitungsgeräten und Hilfspersonal und zur Minimierung von Unannehmlichkeiten und Beeinträchtigungen beim Objekt ist es häufig erwünscht, Körperflüssigkeiten so rasch wie möglich zu entnehmen oder zu reinfundieren. Physiologische Beschränkungen in bezug auf durchflußraten bedingen jedoch in der Praxis Einschränkungen in bezug auf die Schnelligkeit, mit der der Pumpvorgang ablaufen kann.
Wenn während der Entnahme die Pumprate die Durchflußkapazität einer Vene, in die eine Phlebotomienadel oder ein Katheter eingeführt ist, überschreitet, fällt der intravenöse Druck unter ungefähr Atmosphärendruck, und die Venenseitenwände kollabieren unter Atmosphärendruck Wenn ein solcher Venenkollaps eintritt, muß die Blutpumpe angehalten oder erheblich verlangsamt werden, bis der intravenöse Blutdurchfluß den intravenösen Druck bis zu einem Punkt wiederherstellt, der größer als Atmosphärendruck ist, so daß der kollabierte Bereich der Vene wieder gefüllt wird.
Wenn die Vene um die Nadel kollabiert, geschieht es häufig, daß das Ende der Nadel gegen die Seitenwand der Vene gepreßt wird. In diesem Fall wird die Nadel infolge des negativen Drucks innerhalb der Nadel und des Schlauchs, der sich nach einem plötzlichen Verschluß entwickeln kann, oft in die Venenseitenwand eingebettet oder mit der Venenwand versiegelt. Die Nadel bleibt dann auch nach dem erneuten Auffüllen der vorher kollabierten Vene mit Blut blockiert. Es kann dann erforderlich sein, die Nadel zu entfernen und neu zu positionieren, was eine erhebliche zusätzliche Verzögerung bedeutet.
Das Reinfundieren ist mit einem gegenüber der Entnahme etwas anderen Durchflußratenproblem verbunden. Wenn bei der Rein fusion die Pumprate die Venendurchflußkapazität überschreitet, nimmt der intravenöse Druck zu, bis entweder die Phlebotomienadel aus der Vene herausgedrückt wird oder die Vene anschwillt oder sogar platzt oder in umgebendes Gewebe hinein undicht wird. Das führt zur Bildung eines unerwünsch ten Hämatoms.
Die Vorhersage der optimalen Rate, mit der Blut aus einem Blutgefäß entnommen werden kann, ist schwierig, weil die intravaskulären Durchflußraten und Volumen von einem Objekt zum nächsten stark veränderlich sind. Auch bei einem gege benen Objekt kann sich die intravaskuläre Durchflußratenkapazität über einen gegebenen Zeitraum erheblich ändern. Wenn Blut aus einer peripheren Vene (z. B. einer oberflächlichen Vene der Fossa cubitalis anterior) entnommen wird, können von einem Moment zum anderen sich ergebende Änderungen des Blutdurchflusses durch die periphere Vene beobachtet werden, und zwar aufgrund von Änderungen physiologischer Variablen und/oder durch Kontraktion/Relaxation der das Blutgefäß umgebenden Muskeln. Bei dem Versuch, eine relative Kontinuität des Blutdurchflusses durch die Vene aufrechtzuerhalten, ist es allgemeine Praxis, den Spender aufzufordern, während des Blutentnahmevorgangs die Muskeln abwechselnd zusammenzuziehen/zu entspannen - gewöhnlich durch Zusammenpressen irgendeines Gegenstands, der in der der Entnahmestelle benachbarten Hand gehalten wird. Wenn jedoch der Spender/das Objekt den Gegenstand nicht fleißig zusammenpreßt, oder wenn der Spender den Gegenstand nur hin und wieder zusammenpreßt, kann das in extremen Änderungen des Blutdurchflusses in der peripheren Vene während des Blutentnahmevorgangs resultieren.
Der Versuch, die Blutpumprate dadurch zu optimieren, daß der Durchflußbahndruck der Nadel benachbart erfaßt wird, ist unsicher, weil der Druckabfall über die Nadel sich mit Parametern wie der Durchflußrate, der vom Hämatokrit abhängigen Blutviskosität und der Nadelgröße erheblich ändert. Es ist daher üblich, sich auf eine durch Schwerkraft vorangetriebene Durchflußrate zu verlassen, die weit unter dem Optimum oder unter einer Pumprate liegt, von der man weiß, daß sie gut innerhalb der Blutdurchflußkapazität der meisten Objekte liegt. Diese kann weit unter der optimalen Durchflußrate liegen.
Eine Anordnung, bei der ein Plasmapheresesystem als ein Reservoir zur Aufnahme und Rückleitung von Körperfluiden dient, ist in der US-PS 4 086 924 von Latham, Jr., "Plasmapheresis Apparatus", beschrieben. Bei diesem System findet die Entnahme unter Venendruck und Schwerkraft statt. Eine Vielfachraten-Blutpumpe für das Plasmapheresesystem wird beschleunigt oder verlangsamt, um an diese Durchflußrate angepaßt zu werden. Die Reinfusion erfolgt mit einer vorbestimmten Rate, wobei die Blutpumpe in einen relativ langsamen Geschwindigkeitszustand eingestellt ist.
Ein leistungsfähigeres Blutdurchflußregelsystem ist in der US-PS 4 657 529 von PRINCE et al. angegeben, das auf die gemeinsame Rechtsnachfolgerin übertragen worden ist. WO-A-86/00231 ist äquivalent US-A-4 657 529. Ebenso wie bei dem vorliegenden System verwendet das in dem früheren Patent angegebene System einen programmierten digitalen Prozessor, um den Blutdurchfluß auf der Basis eines erfaßten Fluiddrucks in der Durchflußbahn zu regeln. Die Durchflußrate, d. h. die Pumpengeschwindigkeit, wird so geregelt, daß eine maximale Durchflußrate erhalten wird, die mit der Vermeidung von Venenverschlüssen konsistent ist. Dieses System stellt zwar eine wesentliche Verbesserung gegenüber früheren Blutdurchflußregelsystemen dar, aber die Erfahrung hat gezeigt, daß noch weitere Verbesserungen nützlich sind, um den Betriebsbereich des Systems so zu erweitern, daß es bei Objekten mit sehr niedrigem Blutdurchfluß und solchen mit hohem Blutdurchfluß anwendbar ist. Außerdem ist es vorteilhaft, die Rate zu steigern, mit der das patentierte Blutdurchflußregelsystem die optimale Rate für jedes Objekt erreicht, während gleichzeitig die Zahl und die Wahrscheinlichkeit von Verschlüssen im Verlauf des Erreichens dieser optimalen Rate verringert wird. Außerdem ist es bei einigen Systemen erwünscht, zwei Nadeln zu verwenden, und zwar eine für die Entnahme und eine für die Reinfusion. Es ist erwünscht, jede dieser Nadeln (die verschieden groß sein können) zu kalibrieren und das Steuersystem entsprechend bekannten Änderungen der Viskosität des Fluids (z. B. Vollblut, Kochsalzlösung, Blutzellkonzentrat) einzustellen, das durch die Nadeln entnommen/infundiert wird. Im Hinblick auf die hohe Nutzungsrate von Blutdurchflußregelsystemen wie etwa des patentierten Systems (die auf ungefähr 300.000 Vorgänge pro Monat geschätzt wird) sind solche Vorteile in Bereich und Geschwindigkeit des Blutdurchflußsteuersystems von erheblichem medizinischen und kommerziellen Wert, wozu auch die Verringerung der mit solchen Vorgängen einhergehenden Besorgnis und die Steigerung der Zahl von Vorgängen gehört, die jedes System während eines normalen Arbeitstags vollständig ausführt.
Die vorliegende Erfindung bietet diese Vorteile durch Bereitstellen einer Vorrichtung und eines Verfahrens zur Entnahme von Blut aus einer Nadel, die mit einem Blutgefäß verbindbar ist, bei adaptiv gesteuerten Durchflußraten, wie in den Ansprüchen 1 und 2 angegeben ist. Die Oberbegriffe der Ansprüche 1 und 2 basieren auf WO-A-86/00231, und die kennzeichnenden Merkmale der Erfindung sind in den Kennzeichenteilen dieser Ansprüche aufgeführt.
Zusätzlich kann, nachdem die zeitlich gesteuerte Stabilisierungsperiode abgeschlossen ist, die Steuereinrichtung bevorzugt programmiert sein, um festzustellen, ob der Stabilisierungspunkt auf der Steuerkurve um mehr als eine vorbe stimmte Distanz unter dem dann aktuellen adaptiven Durchflußraten-Grenzwert liegt (z. B. innerhalb einer "Soll- Durchflußratenzone" von weniger als ungefähr 2 bis 20 ml/min und bevorzugt weniger als ca. 5 ml/min unter dem existierenden adaptiven Durchflußraten-Grenzwert). Wenn der Stabilisierungspunkt um mehr als eine solche vorbestimmte Distanz unter dem dann aktuellen adaptiven Durchflußraten-Grenzwert ist, verringert die Steuereinrichtung den adaptiven Durchflußraten-Grenzwert um einen vorbestimmten Verringerungswert (z. B. 5 ml/min). Danach führt die Vorrichtung eine zeitlich gesteuerte Förderperiode mit einem solchen verringerten adaptiven Durchflußraten-Grenzwert aus und wiederholt dann die Schritte (f) und (g), wie oben angegeben, um die Durchflußrate anschließend zu einer Erhöhung zu veranlassen, wenn der detektierte Vorverschluß-Zustand von nichtbleibender kurzzeitiger Natur war. Danach kann die Steuereinrichtung programmiert sein, um erneut den adaptiven Durchflußraten- Grenzwert zu erhöhen und danach die Pumpe anzuweisen, Blut mit dem neuen erhöhten adaptiven Durchflußraten-Grenzwert zu fördern, wobei die oben beschriebenen Schritte (f) und (g) entsprechend der erfaßten Durchflußrate und dem erfaßten Druck in der ersten Strömungsbahn wiederholt werden.
Ferner kann ebenfalls gemäß einer Ausführungsform das Steuersystem (z. B. ein Computer) außerdem programmiert sein, um die Änderungsrate des Drucks (z. B. eine oder mehr Differentialfunktionen des Drucks in bezug auf die Zeit (dp/dt oder dp²/dp²) innerhalb der ersten Strömungsbahn zu berechnen und zu überwachen. Das Steuersystem analysiert dann die Änderungsrate des Drucks (z. B. die Differentialfunktion(en)), um festzustellen, wann die Dynamik des Drucks in der Strömungsbahn den bevorstehenden Verschluß der Strömungsbahn oder das Kollabieren des Blutgefäßes anzeigt. Der Punkt oder die Punkte, an denen diese Dynamik des Drucks einen bevorstehenden Verschluß oder Kollaps des Blutgefäßes anzeigt, kann empirisch und/oder auf der Basis von experimentell erzeugten Daten definiert werden. Auch können verschiedene mathematische Signalaufbereitungsprozesse (z. B. angepaßte Filter, Korrelationsfilter und/oder Analyse des Drucksignals durch faltungsangepaßte Filterfunktionen) angewandt werden, um Druckfunktion(en) (z. B. p, dp/dt und/oder dp²/dt²) auf eine Weise zu kombinieren, die die Zuverlässigkeit und Reproduzierbarkeit optimieren, mit der ein bevorstehender Verschluß und/oder Kollaps des Blutgefäßes vorhergesagt werden kann, während gleichzeitig die Anfälligkeit des Systems gegenüber fehlerhafter oder artefakt-bedingter Auslösung infolge von elektrischen Störsignalen oder anderen Störungen minimiert wird, die aus einer fehlerhaften Bewegung oder einer Bewegung des Systems oder des menschlichen Objekts oder aus anderen Gründen resultieren. Solche Filter können an die Signalcharakteristiken "angepaßt" und an Störsignalcharakteristiken "fehlangepaßt" sein. Wenn festgestellt wird, wann der dynamische Druck in der Strömungsbahn auf einen bevorstehenden Verschluß oder Venenkollaps hinweist, liefert die Steuereinrichtung Stellsignale an die Pumpe(n) (z. B. wird die Pumpe angewiesen, mit dem Fördern von Blut aufzuhören), und veranlaßt anschließend, daß die Pumpendurchflußrate bis auf einen Punkt verringert wird, an dem der Druck in der Strömungsbahn sich auf oder nahe der Stationärzustands-Steuerkurve (z. B. auf der Steuerkurve) stabilisiert. Auch kann die adaptive Durchflußrate auf einen niedrigeren Punkt verringert werden, und danach können die Schritte (f) und (g) wiederholt werden, um die Vorrichtung und das Objekt sofort dazu aufzufordern, ungeachtet der Erfassung des vorhergehenden Vorverschluß-Ereignisses eine höhere Blutentnahmerate zu unterstützen.
Bevorzugt ist das Steuersystem in diskreten (z. B. 50 ms) Computerzyklen wirksam. Diese Computerzyklen aktualisieren periodisch Durchflußratenbefehle zu der Pumpe. Während jedes Computerzyklus führt der Prozessor folgendes aus: (a) er tastet den erfaßten Druck ab, (b) er liefert die atmosphärische Kalibrierung dafür, und dann (c) sieht er eine Beschleunigungs-Verzögerungs-Kompensation vor, um einen kompensierten Druckwert zu erzeugen. Die Ist-Durchflußrate wird ebenfalls berechnet und aktualisiert in Abhängigkeit von einem Pumpenmotorgeschwindigkeits-Zählsignal und dann genutzt, um den Druckschnittpunkt auf der Steuerkurve bei der Ist-Durchflußrate zu finden. Der tatsächliche erfaßte Druck wird von dem Steuerkurven-Druckschnittpunkt subtrahiert, um einen Druckfehlerwert zu bilden.
Das Druckfehlersignal wird dann integriert und skaliert, um einen Durchflußsteuerbefehl zu erzeugen. Der Integrator wird einer Untergrenze Null, einer Obergrenze äquivalent der Maximumdurchflußrate und einem Änderungsraten-Grenzwert unterzogen, um einen justierten Durchflußsteuerbefehl zu erzeugen, der als Durchflußratenbefehl einer Durchflußratensteuerung-Servoschleife mit digitaler Rückführung zugeführt wird.
Ein Vorwärtsbereich der Servoschleife umfaßt einen Durchflußratenfehler-Integrator, einen Skalierer und einen D-A- Wandler, die miteinander gekoppelt sind, um ein integriertes Durchflußratenfehlersignal an ein pulsdauermoduliertes bzw. PDM-Motorsteuersystem anzulegen, das selbst eine Servoschleife mit großer Bandbreite ist und den Pumpenmotor antreibt. Ein Geschwindigkeitssignal von dem Pumpenmotor wird als Rückkopplung dem PDM-Motorsteuersystem zugeführt und durch eine kompensierende Beschleunigungs-Verzögerungs- Schaltung geführt, um die aktualisierten Durchflußratenwerte zu liefern, die für die Bezugnahme auf die Durchflußraten- Grenzwertkurve und bei der Bestimmung des Durchflußraten- Fehlersignals in der Durchflußraten-Servoschleife genutzt werden. Ist-Durchflußraten und Ist-Drücke enthalten Skalierfehler infolge der Geometrie und Härte von Schläuchen sowie Drucksensorskalenfehler. Da sich das System aber durch Messen eines Nulldurchflußpunkts und eines zweiten Durchflußpunkts mit im wesentlichen denselben Skalierfehlern an paßt, wie sie bei anderen Durchflußraten und entsprechenden Drücken auftreten, werden diese Fehler im wesentlichen be seitigt, so daß die Skalierfehler lineare Funktionen sind. Das heißt also, das System arbeitet in seinen eigenen Durchfluß- und Druckeinheiten, die durch den momentan gegebenen Schlauch- und Drucksensor bestimmt sind. Ausgleichende Korrekturen einer Nichtlinearität von Pumpe oder Schläuchen ksnnen ebenfalls für große negative Drücke vorgesehen sein, wobei die Polyvinylchlorid-Schläuche, die relativ geringe Härte haben, die Tendenz zeigen, in einer peristaltischen Rollenpumpe etwas abzuflachen und dabei eine dementsprechend leicht verminderte Durchflußrate gegenüber derjenigen zu zeigen, die aus einer idealen linearen Extrapolation von Daten errechnet wird, die bei negativen Drücken mit niedrigerem Wert gemessen werden.

Kurze Erläuterung der Zeichnungen

Das Verständnis der Erfindung ergibt sich aus der nachstehenden genauen Beschreibung im Zusammenhang mit den beigefügten Zeichnungen; die Zeichnungen zeigen in:
Fig. 1 eine schematische und Blockbild-Darstellung einer Fluidströmungsbahn für ein Plasmapheresesystem unter Verwendung einer adaptiven Körperfluiddurchfluß-Steuervorrichtung gemäß der Erfindung;
Fig. 2 ein Diagramm von Durchflußratenkurven und Steuerkurven für die Entnahme und Reinfusion;
Fig. 3 ein Funktionsblockbild eines Plasmapheresesystems, in das eine adaptive Blutdurchfluß-Steuervorrichtung gemäß der Erfindung eingebaut ist;
Fig. 4 ein Flußdiagramm, das einen Plasmapherese-Vorgang verdeutlicht;
Fig. 5 ein Flußdiagramm, das mehr im einzelnen einen Entnahmeschritt veranschaulicht, der bei dem in Fig. 4 gezeigten Vorgang angewandt wird;
Fig. 6 ein Flußdiagramm, das mehr im einzelnen einen Reinfusionsschritt veranschaulicht, der bei dem in Fig. 4 gezeigten Vorgang angewandt wird;
Fig. 7 ein Funktionsblockbild eines Durchflußratensteuerung-Aktualisierungszyklus für die adaptive Durchflußraten-Steuervorrichtung;
Fig. 8 ein Diagramm einer Entnahmedurchflußraten-Grenzwertkurve und von mehreren Stationärzustands- Strömungszuführkurven;
Fig. 9 ein Diagramm eines Objekts mit hoher Stationärzustands-Strömungszuführung und eines Übergangsbahn- Orts von Betriebspunkten nach dem Anfahren einer Blutpumpe;
Fig. 10 ein Diagramm eines Objekts mit mittlerer Stationärzustands-Strömungszuführung und einer entsprechenden Übergangsbahn;
Fig. 11 ein Diagramm eines Objekts mit niedriger Stationärzustands-Strömungszuführung und einer entsprechenden Verschluß-übergangsbahn;
Fig. 12 ein Diagramm eines Objekts mit niedriger Stationärzustands-Strömungszuführung und einer Übergangsbahn, die einen adaptiven Durchflußraten- Grenzwert verwendet; und
Fig. 13 ein Flußdiagramm, das einen adaptiven Durchflußratenbegrenzer zeigt.
In den Fig. 2 und 8 bis 12 ist 1 mmHg äquivalent 133,29 Pa.

Genaue Beschreibung einer beispielhaften Ausführungsform

Die folgende genaue Beschreibung im Zusammenhang mit den beiliegenden Zeichnungen soll nur als Beschreibung einer beispielhaften Ausführungsform der Erfindung dienen und nicht die einzige Form darstellen, wie die vorliegende Erfindung aufgebaut sein oder angewandt werden kann. Die Beschreibung erläutert die Funktionen und die Schrittfolge zum Aufbau und zur Implementierung der Erfindung im Zusammenhang mit den beiliegenden Figuren. Es versteht sich jedoch, daß die gleichen oder äquivalente Funktionen und Abläufe mit davon verschiedenen Ausführungsformen erreicht werden können.
Fig. 1 zeigt eine nichtinvasive, sterile Phasmapherese- Strömungsbahn 10 für ein Plasmapheresesystem, das eine adaptive Körperfluiddurchfluß-Steuervorrichtung gemäß der Erfindung verwendet. Ein intravenöser Anschluß der Strömungsbahn 10 an ein Objekt ist durch eine Körperfluid-Strö mungskanalverbindung wie etwa eine Phlebotomienadel 12 gegeben, die zum Einführen in eine Vene eines lebenden (oder toten) Objekts geeignet ist, um eine Zweirichtungs-Kommunikation (z. B. abwechselnde Entnahme und Infusion) von Blut und/oder anderen Fluiden zwischen dem Objekt und der Strömungsbahn 10 des Plasmapheresesystems herzustellen.
Die Strömungsbahn verzweigt sich unmittelbar angrenzend an die Nadel 12, wobei ein Zweig durch eine nichtinvasive penstaltische Antikoagulanspumpe bzw. AK-Pumpe 14 zu einem Antikoagulansbehälter bzw. AK-Behälter 16 verläuft. Während eines Vollblutentnahmezyklus ist die AK-Pumpe 14 wirksam, um einen kleinen Prozentsatz Antikoagulans zu liefern und mit dem Blut während dessen Entnahme zu vermischen, um die Aktivierung von Gerinnungsmechanismen zu verhindern und ein Gerinnen und Anhaften des Bluts an Schlauchseitenwänden zu verhindern, während das Blut durch die Strömungsbahn 10 strömt. Durch Vermischen des Antikoagulans mit dem Vollblut an der Nadel 12 während der Entnahme werden die beiden Flüssigkeiten vollständig miteinander vermischt, und es wird weniger Antikoagulans benötigt. Das ist eine vorteilhafte Auswirkung, die zur Minimierung der Antikoagulansmenge in dem getrennten Plasma beiträgt.
Der andere Zweig der Blutströmungsbahn 10 verläuft durch einen Blasendetektor 18 zu einem weiteren Verzweigungspunkt 22. Von dem Verzweigungspunkt 22 verläuft ein Zweig zu einem P1-Drucksensor 24, der so geschaltet ist, daß er den Fluiddruck an der Objektseite einer Blutpumpe 26 mißt. Der Drucksensor 24 enthält einen Einmal-Filter, der den Sensor mit einer Drucksensorröhre 28 (nicht gezeigt) verbindet, um eine nichtinvasive sterile Atmosphäre in der Strömungsbahn 10 beizubehalten. Der zweite Zweig ab dem Verzweigungspunkt 22 verläuft durch die nichtinvasive peristaltische Blutpumpe 26 zu einem Verzweigungspunkt 30.
Von dem Verzweigungspunkt 30 verläuft ein Zweig durch eine Blutklemme 32 zu einem weiteren Verzweigungspunkt 34. Die andere Strömungsbahn an dem Verzweigungspunkt 30 verläuft durch eine Zellklemme 40 zum Boden eines Zellkonzentratbehälters 42, der Blut mit hohem Hämatokrit aufnimmt und vorübergehend bis zur Reinfusion speichert, nachdem von diesem Blut ein erheblicher Anteil des Plasmas getrennt worden ist.
Von dem Verzweigungspunkt 34 verläuft eine Bahn zu einem zweiten P2-Drucksensor 44, während die andere Bahn durch einen Verzweigungspunkt 46 zu einem Plasmaseparator 48 verläuft, der einen Filter 49 umschließt.
Die genaue Beschaffenheit des Plasmaseparators 48 ist zwar für die Erfindung nicht wesentlich und kann, falls gewünscht, vollständig herkömmlich sein, aber ein sehr vorteilhafter Plasmaseparator ist ein Separator vom umlaufenden Filtertyp gemäß US-A-5 194 145. Für diese Bauart von Separator wird der Endproduktplasmaauslaß durch einen Hämoglobindetektor 50 und eine Plasmaklemme 52 mit einem Plasmabehälter 54 verbunden, der auf Atmosphärendruck gehalten wird. Der Plasmabehälter 54 ist an einem Zugarm 56 zu einer Wiegeschale 58 aufgehängt, die die Plasmamenge in dem Behälter 54 zu dem Plasmapheresesystem rückführt. Da der P2- Drucksensor 44 mit dem Einlaß des Plasmaseparators 48 verbunden ist und der Plasmaauslaß des Separators 48 auf Atmosphärendruck plus einer kleinen Justierung für vertikale Höhenunterschiede gehalten wird, liefert der Drucksensor P2 144 einen Wert des Transmembrandrucks für die Filtermembran in dem Plasmaseparator 48. Dieser Transmembrandruckwert kann zur Überwachung und Steuerung des Betriebs des Plasmaseparators 48 nützlich sein.
Eine weitere Strömungsbahn vom Verzweigungspunkt 46 verläuft durch eine Kochsalzlösungsklemme 60 zu einem Kochsalzlösungsbehälter 62. Diese Strömungsbahn ermöglicht es dem Separator, zuerst mit einer kleinen Menge Kochsalzlösung vor dem Erstgebrauch vorbereitet zu werden, nach dem Endgebrauch mit Kochsalzlösung gereinigt zu werden und eine Kochsalzlösungs-Strömungsbahn von dem Behälter 62 für Kochsalzlösung durch den Verzweigungspunkt 46 zum Verzweigungspunkt 34 und dann durch die Blutklemme 32 zu der Blutpumpe 26 und dem Blasendetektor 18 und zu der Phlebotomienadel 12 zu bilden. Diese Bahn ermöglich es, Kochsalzlösung mit dem Objekt am Ende eines Plasmapheresevorgangs in Kommunikation zu bringen, um einen Fluidersatz für Plasma, das aus dem Vollblut des Objekts entfernt wurde, zu ermöglichen.
Eine Zellpumpe 64 ist zwischen einen Auslaß des Plasmaseparators 48 an derselben Seite der Membran wie der Einlaß an der Oberseite des Zellkonzentratbehälters 42 angeschlossen. Die Zellpumpe 64 steuert daher den Durchfluß von Blut mit hohem Hämatokrit aus dem Plasmaseparator 48 zu dem Zellkonzentratbehälter 42, in dem das Blut mit hohem Hämatokrit vorübergehend während eines Entnahmeunterzyklus aufbewahrt wird. Wenn der Zellkonzentratbehälter 42 voll ist, wird ein Reinfusionsunterzyklus ausgeführt, wobei die Zellklemme 40 geöffnet, die Blutklemme 32 geschlossen und die Blutpumpe 26 in der Gegenrichtung betätigt wird, um das Blut mit hohem Hamatokrit aus dem Zellkonzentratbehälter 42 durch den Blasendetektor 18 und die Phlebotomienadel 12 zurück zu dem Objekt zu überführen.
Die gesamte Körperfluid-Strömungsbahn 10 mit sämtlichen Verzweigungspunkten 22, 30, 34, 46 und die Verbindungsschläuche 66 bestehen aus billigen Einmalgebrauch-Materialien, die vorsterilisiert werden können. Die Blutströmungsbahn wird vollständig nichtinvasiv gehalten, so daß sie gegen Kontaminierung geschützt ist und die Keimfreiheit der Körperflüssigkeit aufrechterhält Der nicht aus Hardware bestehende Teil der Strömungsbahn kann für jedes Objekt jeweils vollständig ausgewechselt werden. Selbst der Plasmaseparator 48 kann so konstruiert sein, daß nur ein steriler, entsorgbarer Bereich mit den Körperfluiden in Kontakt gelangt. Die Gefahr einer Krankheitsübertragung auf das Objekt während des Plasmapheresevorgangs wird dadurch minimiert.
Zur Optimierung der Nutzung der Plasmapheresegeräte und des Bedienungspersonals unter gleichzeitiger Minimierung von Unannehmlichkeiten und Beeinträchtigungen beim Spender ist es erwünscht, einen Plasmapheresevorgang möglichst rasch auszuführen. Charakteristisch ist der Faktor, der die Plasmapherese-Betriebsgeschwindigkeit begrenzt, das intravenöse Blutvolumen und/oder die intravenöse Durchflußrate in dem Blutgefäß, aus dem Blut entnommen und/oder in das Blut infundiert wird. Es ist erwünscht, Blut aus dem Blutgefäß kontinuierlich mit einer relativ hohen Rate (z. B. 150 ml/min) entnehmen zu können, und die Erfahrung hat auch gelehrt, daß viele menschliche Objekte imstande sind, eine gleichbleibende Entnahme und/oder Infusion von Fluiden mit einer so relativ hohen Rate (z. B. 150 ml/min) auszuhalten und zu unterstützen, ohne daß ein Venenkollaps oder eine regionale Abnahme von verfügbarem intravaskulärem Volumen eintritt. Aber auch wenn nur eine momentane Abnahme oder Verringerung des verfügbaren intravaskulären Volumens beobachtet wird, ist es vorteilhaft, kurzzeitige Justierungen nach unten oder Pausen in der Entnahme/Reinfusionsrate vorzusehen, jedoch danach erneut zu versuchen, die Entnahme/Infusionsrate in Richtung zu einem vorbestimmten Maximum (z. B. 150 ml/min) zu erhöhen, um so das System und den Spender wirkungsvoll aufzufordern, die Entnahme/Reinfusion mit der schnellstmöglichen Rate für dieses bestimmte menschliche Objekt unter den dann herrschenden Bedingungen auszuführen.
Die adaptive Blutdurchfluß-Steuervorrichtung der Erfindung ist wirksam, um die maximale verfügbare Durchflußrate entweder für die Entnahme oder die Reinfusion zu bestimmen und den Betrieb der Blutpumpe 26 so zu steuern, daß die Blutpumpe entweder mit einer verringerten Maximalrate (z. B. weniger als 150 ml/min) oder einer vorgegebenen maximalen Durchflußrate (z. B. 150 ml/min) arbeitet, wenn das Spenderobjekt eine solche vorgegebene Maximalrate akzeptieren kann. Außerdem ist die vorliegende Erfindung wirksam, um das menschliche Objekt rasch und häufig erneut anzusprechen, um eine vorher verringerte Maximalrate (z. B. weniger als 150 ml/min) nach oben zu steigern, so daß fortwährend versucht wird, eine Durchflußrate aufrechtzuerhalten, die möglichst nahe an der vorgegebenen Maximaldurchflußrate (z. B. 150 ml/min) liegt.
Eine Vene, die intravenöse Körperflüssigkeiten durch die Phlebotomienadel 12 liefert oder empfängt, kann mit einer dünnwandigen Gummiröhe mit kleinem Durchmesser analoggesetzt werden. Normalerweise hält der Körper einen Druck in der Vene von ungefähr 798 Pa (6 mm Hg) über Atmosphärendruck aufrecht. Das genügt, um die Vene erweitert zu halten und einen noamrlen Blutdurchfluß zu gestatten. Wenn jedoch Blut schneller entnommen wird, als es von der Vene geliefert werden kann, fällt der Druck innerhalb der Vene unter Atmosphärendruck, so daß der äußere Atmosphärendruck auf den Körper zum Kollaps der Vene führt. Der Blutdurchfluß kann wiederhergestellt werden, indem das Pumpen durch die Nadel beendet wird, bis ein normaler Venendruck in der Vene wiederhergestellt ist. Häufig gelangen aber die Seitenwände der Vene mit dem Endpunkt der Phlebotomienadel in Eingriff, wenn die Vene kollabiert, so daß der Blutdurchfluß durch die Nadel blockiert wird. Auch während sich die Vene wieder erweitert, kann die Nadel an der Venenwand verschlossen bleiben, und dann wird es notwendig, die Nadel neu zu positionieren. Das führt natürlich zu einer erheblichen Verzögerung und kann beim Spender Besorgnis hervorrufen.
Während der Reinfusion muß ebenfalls dafür gesorgt werden sicherzustellen, daß die Körperfluiddurchflußrate nicht zu groß ist. Wenn die Durchflußrate zu groß ist, steigt der Druck in der Vene an, bis die Körperflüssigkeiten entweder durch den Abschlußpunkt zwischen der Nadel und der Venenseitenwand auszutreten beginnen oder die Vene erweitern, bis ein Bruch auftritt. In beiden Fällen gelangen Körperflüssigkeiten in das Körpergewebe, das die Vene umgibt, und führen zu einem unerwünschten und sogar potentiell gefährlichen Hamatom.
Es ist während der Venenpunktion üblich, eine Druckmanschette um den oberen Teil des Arms des Objekts mit einem Druck von ca. 7988 Pa (ca. 60 mm Hg) anzulegen, um die Vene besser sichtbar zu machen. Nach der Venenpunktion wird der Druck in der Manschette auf ca. 5331 Pa (ca. 40 mmHg) während der Entnahme und auf im wesentlichen 0 während der Reinfusion verringert. Somit wird der innere Venendruck bei der Null-Durchflußrate (durch die Nadel 12) weitgehend durch den Manschettendruck während der Entnahme bestimmt und ist ungefähr 5331 Pa (ca. 40 mmHg). Die beste Möglichkeit zur Optimierung der Entnahme-Durchflußrate besteht zweifellos darin, den tatsächlichen Veneninnendruck zu messen und die Durchflußrate auf einen Wert zu begrenzen, bei dem der Ist- Venendruck sich an Atmosphärendruck anzunähern beginnt. Die Messung des Ist-Venendrucks ist aber nicht ohne Vielfach- Nadelvorgänge oder teure konzentrische Doppelnadeln praktikabel. Die vorliegende Erfindung verwendet Messungen an Druck/Durchflußrate-Testpunkten zwischen der Nadel 12 und der Blutpumpe 26, um einen Schätzwert darüber zu erzeugen, welchen Druck die maximale Durchflußrate erzeugt, und zwar auf der Basis einer Extrapolation der Meßkurve für im wesentlichen lineare Druck/Durchflußbeziehungen und nichtlineare Druck/Durchflußbeziehungen bei Annäherung an die Sättigung, d. h. Druckabfall, aufgrund von Durchflußbeschränkungen des Objekts.
Es wird nun auf Fig. 2 Bezug genommen; bei der Erstellung der Steuergrenzkurve für die Entnahme tastet die adaptive Durchflußraten-Steuervorrichtung den Druck bei einer Durchflußrate Null am Punkt 70 ab. Wenn die Druckmanschette auf einen typischen Wert von 40 mmHg aufgeblasen ist, wäre zu erwarten, daß der Punkt 70 auch bei ungefähr 5331 Pa (ungefähr 40 mmHg) auftritt, was für einen Schwerkrafteffekt auf das statische Blut in dem Schlauch (in dem folgenden Beispiel mit Null angenommen) eingestellt ist. Für den zweiten Testpunkt ist die Blutpumpe 26 angewiesen, mit einer Rate entsprechend 25 ml/min zu arbeiten, wovon erwartet wird, daß sie innerhalb der Durchflußraten-Kapazität praktisch aller Objekte liegt. Bei unserem vorliegenden Beispiel tritt der zweite Testpunkt bei einer Durchflußrate von 25 ml/min und einem Druck von 1066,2 Pa (8 mmHg) relativ zu Atmosphärendruck auf. Wenn man davon ausgeht, daß das Objekt ohne weiteres imstande ist, die Durchflußrate von 25 ml/min bereitzustellen, dann ergibt sich die Druckdifferenz zwischen dem Testpunkt eins bei 70 und dem Testpunkt zwei bei 72 durch einen verlustinduzierten Druckabfall in der Fluidströmungs bahn zwischen der Vene und dem Drucksensor-Verzweigungspunkt 22. Dieser Druckabfall ist primär auf einen Fluiddurchfluß durch die Engstelle der Nadel 12 zurückzuführen, der von der Nadelgröße, der Viskosität und der Durchflußrate des Bluts abhängig ist. Für einen gegebenen Plasmapheresevorgang bleiben die Nadelgrößenparameter im wesentlichen konstant, und der Druckabfall zwischen der Vene und dem P1-Sensor 24 ist zu der Fluiddurchflußrate und der Viskosität im wesentlichen proportional. Die adaptive Durchflußsteuervorrichtung nutzt den Vorteil dieser linearen Beziehung durch lineare Extrapolation der Druckdaten von Testpunkten 70 und 72 zu Beginn jedes Entnahmeunterzyklus, um eine vollständige Venendruck/Durchflußraten-Kurve 74 zu erzeugen. Die vollständige Druckkurve 74 wird dann um einen Wert nach unten parallelverschoben, der gleich einer Druckdifferenz zwischen den mmHg Druck bei dem Null-Durchflußratendruck am ersten Testpunkt 70 und einem kleinsten akzeptablen inneren Venendruck wie etwa 533,1 Pa (4 mmHg) am Punkt 76 ist, um eine parallelverschobene Durchflußraten-Grenzwertkurve 77 zu erzeugen. Die parallelverschobene Durchflußraten-Grenzwertkurve 77 hat daher das folgende allgemeine Format:
P = {[P(2) - P(1)]/[FR(2) - FR(1)]} x FR + 40-36,
mit P = momentaner Druck, P(2) = erfaßter Druck am Testpunkt 2, P(1) erfaßter Druck am Testpunkt 1, FR(2) = Durchflußrate am Testpunkt 2, FR(1) = Durchflußrate am Testpunkt 1, FR = momentane Durchflußrate, 40 = bei Nulldurchflußrate erfaßter Druck-Achsenabschnitt oder voller Venendruck, und -36 = maximaler zulässiger intravenöser Druckabfall in der Vene, um einen Venenkollaps bei jeder Durchflußrate zu verhindern. Somit ist der Bereich zwischen Kurve 72 und Kurve 77 der Bereich des zulässigen stationären Betriebs.
In einem praktisch verwendeten System ist es notwendig, eine Toleranz für Rauschen, Drift und Dynamik vorzusehen. Die Steuerkurve 78A ist über die Kurve 77 erhoben und im Gegenuhrzeigersinn gedreht, um die Toleranz bei niedriger Blutdurchflußrate und eine etwas höhere Toleranz bei hoher Blutdurchflußrate vorzusehen.
Somit hat die Steuerkurve 78A das folgende allgemeine Format
P = {LP(2)-P(1)]/[FR(1)]+12/FR(3)} x FR+40-36+20
mit +20 = die zusätzliche Toleranz bei Nulldurchfluß, die verschiedene Werte erhalten kann, und +12/FR(3) = eine Abnahme der Steilheit.
Wie am P1-Drucksensor 24 gemessen, folgt der tatsächlich gemessene Druck einer Kurve 80, die im wesentlichen der Durchflußratenkurve 74 folgt, solange das Objekt imstande ist, die entnommene Blutmenge zu liefern. Wenn sich jedoch die entnommene Blutmenge der maximalen Akzeptanzrate nähert, beginnt der innere Venendruck abzufallen, und dieser Druckabfall wird dem Druckabfall über die Nadel überlagert, so daß der Druck der Ist-Durchflußratenkurve 80 rascher als die Durchflußratenkurve 74 abnimmt. Die adaptive Blutdurchfluß- Steuervorrichtung verwendet den P1-Drucksensor 24 zur Überwachung des Istdrucks der Durchflußratenkurve 80, und wenn die Kurve 80 die Entnahmesteuerkurve 78A schneidet, ändert das Fehlersignal innerhalb des Steuersystems, wie nachstehend beschrieben, seine Polarität und treibt die Blutpumpe in Richtung einer verringerten Durchflußrate an. Die adaptive Durchflußsteuervorrichtung wird dann wirksam, um den Betrieb solange an dem Punkt zu halten, an dem die Ist-Durchflußratenkurve 80 die Entnahmedurchflußraten- Grenzwertkurve 78A schneidet, wie dieser Kreuzungspunkt 171 einen Durchflußraten-Grenzwert unterschreitet, der in Fig. 2 als der Maximumdurchflußraten-Grenzwert von 150 ml/min gezeigt ist. Der Durchflußraten-Grenzwert wird solange gefördert, wie das Objekt imstande ist, diesen Durchflußraten- Grenzwert zu akzeptieren. Dort, wo die Druckkurve 80 die Steuerkurve 78A kreuzt und stärker negativ als diese wird, ist die Vene nahe am Eintreten eines Verschlusses. Wie oben erläutert, repräsentiert die parallelverschobene Durchflußraten-Grenzwertkurve 77 den Grenzwert geringfügig unter dem Wert, bei dem ein Venenverschluß auftritt. Eine Alarmgrenzwertkurve 79, die zu der Steuerkurve 78A parallel oder nichtparallel sein kann, ist 7977,4 Pa (60 mmHg) unter der Steuerkurve positioniert. Wenn die Entnahmeblutdurchflußrate die Zuführung von Blut zu der Vene erheblich überschreitet, tritt ein Venenverschluß ein. Es ist dann notwendig, den Trennvorgang zu unterbrechen und die Aufmerksamkeit des Bedieners zu gewinnen, damit dieser feststellt, ob die Venenpunktion in Ordnung ist. Übergangsdurchflußraten, die dazu führen, daß die Druckkurve 80 die parallelverschobene Durchflußraten-Grenzwertkurve 77 schneidet, sollten möglichst vermieden werden.
Beim Beginn des Vorgangs ist die Abgabe aus dem Spendervenendurchfluß im stationären Zustand noch unbekannt, es ist aber doch erwünscht, den Blutstrom in Richtung des maximalen Grenzwerts von 150 ml/min rasch zu beschleunigen, um zu vermeiden, daß im Fall von Objekten, die mit relativ hohen Durchflußraten arbeiten können, Zeit verschwendet wird.
Fig. 8 zeigt eine relativ niedrige Venendurchfluß-Abgabekurve 80 im stationären Zustand, eine mittlere Venendurchfluß-Abgabekurve 170 im stationären Zustand und eine relativ hohe Venendurchfluß-Abgabekurve 180 im stationären Zustand.
Eine Vene ist momentan imstande, erheblich höhere Durchflußraten zu unterhalten als Veneneingangsdurchflußraten im stationären Zustand, und zwar wegen des in der Vene im Bereich der Nadel enthaltenen lokalen Volumens. Beispielsweise wäre es anfangs bei einem Spender, der imstande ist, eine mit der Kurve 180 übereinstimmende Durchflußrate im stationären Zustand abzugeben, kurzzeitig möglich, mit einer Rate von 150 ml/min Blut zu entnehmen. Wenn die Spender-Eingangsdurchflußrate nahe 150 ml/min ist, erfolgt dann, wenn das in der Vene im Nadelbereich enthaltene lokale Volumen verbraucht ist, der Druck sehr schnell ab, und die Blutpumpe wird durch die Wirkung des Steuersystems zurück zu der Abgabekurve 180 im stationären Zustand verlangsamt. Diese Übergangs-Durchflußcharakteristik beim Beginn, die ein Ort von Betriebspunkten kurz nach dem Anfahren der Blutpumpe ist, ist als Übergangsbahn 172 in Fig. 9 gezeigt.
Die Dynamik ist derart, daß bei einem maximalen Durchflußraten-Grenzwert von 150 ml/min und einer Abgabe im stationären Zustand entsprechend der Kurve 180 die am stärksten negative Auswanderung des Übergangswegs 172 nicht auf die parallelverschobene Durchflußraten-Grenzwertkurve 77 trifft, und daher fällt der Druck in der Vene im Bereich der Nadel nicht unter Atmosphärendruck, und die Vene kollabiert nicht und flacht sich nicht ab.
Die Situation ist im Fall eines Blutspenders mit mittlerer Abgabe im stationären Zustand deutlich anders, wie Fig. 10 mit einer Blutabgabekurve 170 im mittleren stationären Zustand und bei maximalem Durchflußraten-Grenzwert 174 von 150 ml/min zeigt. Der Ort von Punkten kurz nach dem Anfahren für diese Situation ist als Übergangsbahn 176 in Fig. 10 gezeigt. Da die Übergangsbahn 176 über und erheblich unter der parallelverschobenen Durchflußraten-Grenzwertkurve 77 kreuzt, kollabiert die Vene, und ein Verschluß tritt ein. In Abhängigkeit von der Dauer der Bahn 176 unterhalb der Kurve 77 kann eine Erholung der Vorrichtung eventuell ohne Anhalten und Pausieren während des erneuten Füllens der Vene stattfinden, es kann aber auch sein, daß das nicht geschieht.
Für die Situation einer niedrigen Venenblutabgabe 80 im stationären Zustand würde ein Verschluß im allgemeinen eintreten, wenn der maximale Durchflußraten-Grenzwert bei 150 ml/min belassen würde, und der Ort von Betriebspunkten in Form einer Übergangsbahn 178 in Fig. 11 würde die Kurve 77 und den Alarmgrenzwert 79 kreuzen und die Vene verschließen, so daß ein rasches Anhalten der Blutpumpe und eine Pause im Ablauf notwendig wären, was in Zeitverlust und vom Bediener vorzunehmenden Handlungen resultiert.
Ein adaptiver Durchflußraten-Grenzwert 182 ist in Fig. 12 gezeigt, wobei die Übergangsbahn nach einem Anfahren der Blutpumpe für eine niedrige Venenblutabgabe im stationären Zustand (Kurve 80) weniger ausgeprägt ist und die Kurve 77 30 nicht überschneidet. Der adaptive Durchflußraten-Grenzwert 182 ist ein schwebender Durchflußraten-Grenzwert, der sich an die verfügbare Durchflußrate anpaßt, wie nachstehend noch beschrieben wird. Der adaptive Durchflußraten-Grenzwert dient dazu, einen übermäßigen Entnahmeblutdurchfluß über die Venenblutabgabe im stationären Zustand hinaus zu verhindern, was zu einer niedrigeren Erschöpfungsrate des lokalen Venenvolumens im Nadelbereich führt, so daß das Steuersystem Zeit hat, die Blutpumpe ohne einen Venenverschluß nachzustellen.
Eine Reinfusionsdurchflußraten-Grenzwertkurve kann für die Reinfusion auf im wesentlichen die gleiche Weise wie für die Entnahme festgelegt werden. Druck kann an ersten und zweiten Durchflußraten-Testpunkten gemessen werden, beispielsweise an einem ersten Testpunkt 90 (Fig. 2) bei einer Durchflußrate Null und einem zweiten Testpunkt bei einer Durchflußrate, die als gut innerhalb der Rücklaufdurchflußrate-Akzeptanz des Objekts angesehen wird. Da die Druckmanschette für die Reinfusion drucklos gemacht ist, liegt der die Ordinate schneidende Testpunkt 90 für die Durchflußrate Null normalerweise bei ungefähr 799,7 bis 1066,3 Pa (6 bis 8 mmHg), was der normale intravenöse Blutdruck ist. Doppelnadelvorgänge, bei denen die Entnahme- und Reinfusionsnadeln unterschiedliche Größe (Innendurchmesser) haben können, haben dabei einen Vorteil wegen der Durchführung von unabhängigen Messungen der Entnahme- und der Reinfusions- Steilheitscharakteristiken mit begleitenden Justierungen der Entnahme- und Reinfusions-Durchflußraten (d. h. Pumpendurchsätze) entsprechend ungefähren Änderungen der Viskositäten und/oder von anderen Variablen.
Insbesondere umfaßt eine Art von Entnahme/Reinfusionsverfahren, das als therapeutischer Plasmaaustausch bekannt ist, folgendes: (a) Entnahme von Vollblut, (b) Trennen und Entfernen von autologem Plasma aus dem Blut, (c) Ersetzen des entfernten autologen Plasmas durch eine Menge an inertem Verdünnungsmittel oder Spenderplasma und (d) Reinfusion der Blutzellen des Patienten mit dem hinzugefügten inerten Verdünnungsmittel oder Spenderplasma. Bei solchen therapeutischen Plasmaaustauschverfahren ist ersichtlich, daß der Hämatokrit und/oder die Viskosität des entnommenen Vollbluts von dem Hämatokrit und/oder der Viskosität der erneut suspendierten Blutzellen, die in den Patienten reinfundiert werden, erheblich verschieden sein können. Bei solchen Prozessen ist es also hocherwünscht, die Entnahme- und Reinfusions-Durchflußraten separat zu überwachen, einzustellen und zu steuern, um die Diffusions-Viskositäten der Fluide, die entnommen und reinfundiert werden, akzeptabel zu machen.
Auch bei Standard-Plasmapheresevorgängen, wobei eine Plasmamenge entnommen und das verbleibende Blutzellkonzentrat reinfundiert wird, geht die bevorzugte Methode der Steuerung des rückgeführten Zellenstroms von einer vorbestimmten ungefähren Zunahme der Viskosität aufgrund der Abtrennung von Plasma aus, beispielsweise von einer Verdoppelung der Viskosität. Die Steilheit der vorbestimmten Viskositäts/Druckabfallkurve, die für die Entnahme ermittelt wird, wird daher größer gemacht durch Multiplikation mit einem Steilheitsfaktor von 1,5 bis 3,0 (2,0 wird derzeit bevorzugt), und ihr Vorzeichen wird geändert, um die Steilheit der Reinfusionsdruck-Steuerkurve zu erhalten. Berechnungen des Steilheitsfaktors können durchgeführt werden unter Nutzung von Ruckführungsfluid-Viskositätsschätzwerten auf der Basis von Schätzungs-Algorithmen oder können tatsächlich gemessene Viskositätswerte nutzen. Die relativen Viskositäten der Fluide können in Abhängigkeit davon verschieden sein, was für ein Fluid zum Patienten/Spender rückgeführt wird (z. B. Kochsalzlösung, Blutzellkonzentrat, Albumin, resuspendiertes Blützellkonzentrat usw.).
Normalerweise kann die periphere Vene, in die Fluide reinfundiert werden, geringe Überdrücke während der Reinfusion tolerieren. Wenn andererseits die Entnahme von Blut aus der Vene mit einer Rate erfolgt, die auch nur geringfügig zu schnell für das verfügbare intravaskuläre Blutvolumen ist, fällt der Druck in der Vene unter den Umgebungsdruck, und die Vene kollabiert. Da also die Reinfusion von Fluid eine weniger strenge Regelung der Fluiddurchflußrate erfordert, ist eine signifikante positive Verschiebung (z. B. 6397,9 Pa (48 mmHg)) bei Nulldurchfluß zulässig. Bei Kenntnis der momentanen ungefähren relativen Viskosität des Rückführfluids kann ein therapeutisches Plasmaaustauschsystem (nicht gezeigt) dadurch optimiert werden, daß der obige Steilheitsfaktor in Abhängigkeit von der kombinierten Viskosität des Gemischs aus konzentrierten Erythrozyten und Ersatzfluid eingestellt wird.
Bei dem vorliegenden Beispiel kann dann die Beziehung zwischen Nadel/Zellkonzentratdurchfluß durch die normale Venendruck-Durchflußratenkurve 92 von Fig. 2 repräsentiert werden, wobei der Punkt 90 der Nulldurchfluß-Venendruck ohne Druckmanschette ist. Bei diesem Beispiel ist die Steilheit der vollen Venendruck-Durchflußratenkurve 72 mit -2,0 multipliziert, um die Steilheit der Normalvenendruck- Durchflußraten-Grenzwertkurve 92 für die Reinfusion zu erhalten. Die Parallelverschiebung der Durchflußratenkurve 92 nach oben um 6397,9 Pa (48 mmHg) erzeugt eine Reinfusions-Steuerkurve 94, die einen Nulldurchflußrate-Schnittpunkt von 7464,2 Pa (56 mmHg) am Punkt 95 hat. Die Steuerkurve 94 wird zu der endgültigen Reinfusions-Steuerkurve, um die Ist-Förderrate zu begrenzen. Die Steuerkurve 94 ist das Ergebnis der positiven Verlagerung um 6397,9 Pa (48 mmHg) unter Änderung des Vorzeichens und Erhöhen der Steilheit der Kurve 74 um einen Faktor Zwei.
Eine Kurve 93 repräsentiert einen tatsächlich gemessenen Druck in einem hypothetischen Fall, wobei das Zellkonzentrat ausreichend viskos ist, um einen etwas verringerten Durchfluß an dem Stabilisierungs-Schnittpunkt 93A mit der Kurve 94 zu bewirken. Dieser verringerte Durchfluß kann ein Vorteil sein, da bei übermäßig hohen Durchflußraten von hochviskosen Fluiden die Fluidscherung zu hoch werden kann und die Erythrozyten schädigt.
Diese Methode der Erzeugung einer Reinfusions-Steuerkurve aus der Entnahmekurve 74 bietet den zusätzlichen Vorteil, daß die Blutpumpe nicht für eine Zwischenmessung pausieren muß, da die Nadel- und die Ursprungsblut-Charakteristiken in der Entnahmemessung bestimmt werden. Wenn das ankommende Blut vom Objekt einen relativ niedrigen Hämatokrit wie etwa hat, ist die Steilheit der Steuerkurve 94 relativ klein, und die Verlagerung von 6397,9 Pa (48 mmHg) gestattet es, daß der Hämatokrit der rückgeführten Zellen (und daher die Viskosität) gegenüber dem Hämatokrit des ankommenden Bluts erheblich erhöht ist, während gleichzeitig hohe Durchflußraten weiterhin zugelassen werden. Bei ankommendem Blut mit relativ hohem Hämatokrit, beispielsweise 45, ist jedoch die Steilheit der Steuerkurve 94 relativ groß, so daß die Verlagerung um 6397,9 Pa (48 mmHg) relativ unbedeutend ist und nicht viel mehr als eine Verdopplung der Viskosität ohne eine Verringerung der Rückführungs-Durchflußrate erlaubt, um die rückgeführten Zellen davor zu schützen, übermäßiger Scherung ausgesetzt zu werden. Andere Methoden können angewandt werden, die mit Schätzwerten oder Messungen der relativen Viskosität arbeiten und die Steilheit entsprechend verstellen.
Die Kurve 96 von Fig. 2 zeigt eine hypothetische Ist-Strömungsdruckkurve, die eine Nichtlinearität hat, die eintreten würde, wenn eine Begrenzung des Rückflusses eintritt oder die Nadel in das Fleisch abgleiten würde und ein freies Rückströmen blockiert wäre. Diese Situation würde normalerweise zu der Gefahr der Bildung eines Hämatoms führen. Der Schnittpunkt der Kurve 96 mit Kurve 94 am Punkt 96A verringert den Rückführungszellenstrom, um eine verringerte Durchflußkapazität aufzunehmen. Rasche Steigerungen des Drucks über die Kurve 94 hinaus führen zu einem vollständigen Abschalten der Pumpe durch einen Vergleich des Ist- Drucks (Kurve 96) mit einer Schwellenwertkurve, die um einen vorbestimmten Wert wie etwa 7997,4 Pa (60 mmHg) versetzt ist und über der Kurve 94 liegt, wie die Reinfusions-Alarmgrenzwertkurve 95' zeigt. Der Schwellenwert kann eine Funktion des Blutstroms anstatt ein Festwert von 7997,4 Pa (60 mmHg) sein und kann verschiedene Filter-Algorithmen enthalten, um die Detektierung eines Eindringens zu verbessern.
Die Steuerkurve oder Durchflußraten-Grenzwertkurve 94 für die Reinfusion von Zellkonzentrat hat somit die allgemeine Formel:
P = M {[P(1)-(2)]/[FR(2)-FR(19]} X FR+48+8
mit M = ein positiver Viskositäts-Multiplikationsterm, der auf den negativen Teil der Entnahmekurve angewandt wird und andere Werte annehmen kann, +8 = der gemessene Nulldurchfluß-Venendruck in mmHg, und 48 = eine Verlagerung gegenüber dem gemessenen Nulldurchfluß-Venendruck, die verschiedene Werte annehmen kann. Die Änderungen des Vorzeichens der Kurve erfolgen durch Subtraktion von P(2) von P(1) anstatt Substraktion von P(1) von P(2).
Die hypothetische Kurve der Zellkonzentrat-Durchflußrate eines tatsächlichen Spenderobjekts, die beispielsweise durch die Strichlinienkurve 93 repräsentiert ist, zeigt die Durchflußraten-Grenzfunktion des Systems für die Reinfusion. Die adaptive Blutdurchfluß-Steuervorrichtung ist wirksam, um Blut mit einer möglichst hohen Rate bis zu einem Grenzwert des Durchflußratenpunkts zu reinfundieren, bei dem der tatsächliche Meßdruck, der durch die Kurve 93 dargestellt ist, die Steuerkurve 94 schneidet, oder bis der adaptive Durchflußraten-Grenzwert erreicht ist, je nachdem, welcher Wert kleiner ist. Das System stellt somit sicher, daß die optimale Durchflußrate für die Entnahme oder die Reinfusion erreicht wird.
Gemäß Fig. 3 umfaßt ein Plasmapheresesystem 100 einen Prozessor 102, der die Betriebssteuerung des Plamapheresesystems 100 ausführt. Bei dem vorliegenden Beispiel ist der Prozessor 102 ein Mikroprozessor Typ 6502, und es wird davon ausgegangen, daß er die gesamte Speicher- und periphere Logik enthält, die einem Mikroprozessor charakteristisch zugehörig ist, um den richtigen Systembetrieb ausführen zu können. Der Prozessor 102 kommuniziert mit anderen Teilen des Plasmapheresesystems 100 über einen Adreß- und Datenbus 104. Unter den mit dem Adreß- und Datenbus 104 verbundenen Einheiten befindet sich eine Manschettendruckpumpe 106'. Die Manschettendruckpumpe 106' steuert den Druck in der Armmanschette, die dazu dient, den intravenösen Druck in einem Spenderobjekt zu erhöhen.
Ferner sind mit dem Speicherbus 104 die drei Fluidpumpen, und zwar die Antikoagulanspumpe 14, die Blutpumpe 26 und die Zellpumpe 40, sowie der Plasmaseparator 32 verbunden. Die handelsüblichen Motoren, die die umlaufenden Teile dieser Einrichtungen antreiben, enthalten jeweils Hall-Effekt- Sensoren, die 12 Positionsinkrementsignale je Motorumdrehung erzeugen. Diese Positions-Rückführungssignale werden von einem rücksetzbaren Zähler akkumuliert, der jedem der Motoren zugeordnet ist, wobei die summierten Zählwerte periodisch als Positions- und Geschwindigkeits-Rückführung über den Speicherbus 104 zum Prozessor 102 geleitet werden. Ein Digital-Analog-Wandler 106 ist ebenfalls mit dem Speicherbus 104 verbunden und empfängt Geschwindigkeitsbefehle vom Prozessor 102 für jeden der Motoren, die der AK-Pumpe 14, der Blutpumpe 26, der Zellpumpe 40 und dem Separator 32 zugeordnet sind. Digitale Geschwindigkeitsbefehls, die vom Prozessor 102 kommend empfangen werden, werden in Analogsignale umgewandelt, die an die jeweiligen Motoren geleitet werden.
Ein A-D-Wandler 108 ist zur Kommunikation mit dem Prozessor 102 über den Speicherbus 104 geschaltet. Der A-D-Wandler 108 empfängt analoge Informationen über bis zu acht Kanäle und leitet die Informationen in digitaler Form an den Prozessor 102. Unter den Einrichtungen, die Analogsignale an den A-D- Wandler 108 abgeben, sind der Hämoglobindetektor 50, der zwei Kanäle von analoger optischer Information liefert, die für das Auftreten von rotem Hämoglobin in dem Plasma empfindlich ist, der Drucksensor P1, der Drucksensor P2 und ein dritter Drucksensor P3 110, der auf den Druck in der Druck manschette anspricht, die an dem Arm des Spenders angebracht ist. Jeder Drucksensor liefert einen einzelnen Eingangskanal an den A-D-Wandler 108. Die Wiegeskala 58 liefert einen weiteren einzelnen analogen Eingangskanal an den Wandler 108, um das Gewicht des Plasmas und des Beutels anzugeben, die an dem Kraftarm 56 der Wiegeskale 58 hängen. Jede der nichtinvasiven Fluidströmungsklemmen, was die Klemme 60 für Kochsalzlösung, die Blutklemme 20, die Plasmaklemme 52 und die Zellklemme 40 einschließt, ist so gekoppelt, daß sie über den Speicherbus 104 digitale Klemmenbefehle empfängt und darauf anspricht, indem die Strömungsbahn durch die Klemme in Abhängigkeit von den empfangenen Befehlen geöffnet oder geschlossen wird. Auf gleiche Weise ist eine Manschettenklemme 112 angeschaltet, die angeordnet ist, um den Luftdruck in der Druckmanschette an dem Arm eines Spenders zu halten oder abzulassen.
Ein Zellkonzentratpegeldetektor 114 ist ebenfalls so geschaltet, daß er über den Speicherbus 104 Digitalsignale liefert, die den Pegel von Zellkonzentrat in dem Zellkonzentratbehälter 42 anzeigen. Bei dem vorliegenden Beispiel umfaßt der Zellkonzentratpegeldetektor 114 vier optische Sensoren, die angeordnet sind, um anzuzeigen, ob das konzentrierte Zellfluid über oder unter einem unteren Sensor 104a nahe dem Boden des Zellkonzentratbehälters 42, über oder unter einem auf den unteren Sensor folgenden Sensor 114b, der in einem geringen Abstand über dem unteren Sensor 114a angeordnet ist, über oder unter einem oberen Sensor 114d, der nahe dem Oberende des Zellkonzentratbehälters 42 angeordnet ist, um einen Gefülltzustand anzuzeigen, oder über oder unter einem nahe dem oberen Sensor befindlichen Sensor 114c ist, der in kurzem Abstand unter dem oberen Sensor 114d angeordnet ist, um einen Fast-Voll-Zustand anzuzeigen.
Der Blasendetektor 18 ist durch den Speicherbus 104 digital mit dem Prozessor 102 gekoppelt, um eine Anzeige eines Alarmzustands zu liefern, bei dem in der intravenösen Fluidströmungsleitung nahe der Phlebotomienadel eine Blase detektiert wird.
Ein Bedienfeld 120 ist ebenfalls über den Adreß- und Datenbus 104 mit dem Prozessor 102 gekoppelt. Das Bedienfeld 120 empfängt numerische Befehls sowie Vorwärts- und Halt- oder Rückwärtsbefehle, um das schrittweise Vorgehen des Bedieners durch die verschiedenen mit der Plasmapherese zusammenhängenden Schritte zu steuern. Das Bedienfeld 120 liefert außerdem Rückführungsinformation an den Bediener in Form eines Displays, das den Status des Plasmaphereseablaufs anzeigt.
Ein typischer Plasmapherese-Ablaufzyklus unter Verwendung des Plasmapheresesystems 100 ist in Fig. 4 gezeigt. Nach dem Einschalten oder der Beendigung eines vorhergehenden Ablaufs verwendet das System 100 den P1-Drucksensor 24, um den Atmosphärendruck zu messen, der zum Berechnen von Meßdruckdifferenzen relativ zu Atmosphärendruck dient. Das System 100 pausiert dann für die Installation der Einmalschläuche, der Drucksensor-Schnittstellen, des Plasmabehälters 54, des Zellkonzentratbehälters 42 und des Separatorfilters 49, die die in Fig. 1 gezeigte sterile nichtinvasive Fluidströmungsbahn bilden.
Nach Abschluß der Installation der Einmal-Einrichtungen drückt der Bediener die VORWÄRTS-Taste, und das Plasmapheresystem 100 geht zu einem Prüf- und Initialisierungsschritt.
In dem Prüf- und Initialisierungsschritt verwendet das System 100 die verschiedenen Pumpen und Klemmen, um die Einmalschläuche mit Druck zu beaufschlagen und auf Undichtheiten zu prüfen. Wenn irgendwelche Undichtheiten festgestellt werden, hält das System an und fordert den Bediener über eine Nachricht im Display auf, sie zu beseitigen. Angenommen, es werden keine Undichtheiten festgestellt, öffnet das System die Klemme 60 für Kochsalzlösung während einer kurzen vorbestimmten Periode, um die Zuführung mittels Schwerkraft von Kochsalz-Primerlösung in den Schlauch, der zu dem Plasmaseparator 48 führt, sowie in einen kleinen Zwischenraum in dem Plasmaseparator 48 zwischen der Außenwand und der Filtermembran 49 zuzulassen. Während dieses Vorgangs wird die Zellpumpe 64 betätigt, um Luft und schließlich eine geringe Menge Kochsalzlösung aus dem Plasmaseparator 48 in den Zellkonzentratbehälter 42 anzusaugen, wobei die Luft durch eine mit Filter versehene Lüftungsöffnung 116 abgeführt wird. Nach Beendigung der Vorbereitung mit Kochsalzlösung wird die AK-Pumpe 14 betätigt, um den Schlauch zwischen dem AK-Behälter 16 und der Phlebotomienadel 12 mit einem vorbestimmten Volumen Antikoagulansflüssigkeit vorzubereiten.
Nach Beendigung des Vorbereitens mit Antikoagulans pausiert das System, und das Display fordert den Bediener auf, das Spenderobjekt betreffende Informationen einzugeben, die das gewünschte Plasmavolumen, das gesammelt werden soll, und das Kochsalzlösungsvolumen definieren, das am Ende des Vorgangs rückzuführen ist. Zusätzliche für den Ablauf spezifische Informationen können zu dieser Zeit für das gewünschte Verhältnis von Antikoagulans zu Blut eingegeben werden. Wenn der Bediener keinen Wert eingibt, wird ein vorbestimmter Standardwert benutzt.
Fakultative Parameter können außerdem einen vom Bediener gewählten maximalen Durchflußratenwert umfassen, der niedriger als der maximale Durchflußratenwert des Systems von 150 ml/min ist. Wenn das Objekt eine Krankengeschichte oder irgendeinen physischen Zustand hat, der darauf hinweist, daß die maximale Durchflußrate verringert werden sollte, kann dieser Wert nunmehr eingegeben werden. Der reduzierte Maximalwert kann das Auftreten eines Verschlusses ausschließen, wenn die Durchflußrate in Richtung zu dem Standard-Maximalwert von 150 ml/min oder einem anderen gewählten anfänglichen niedrigeren Wert des adaptiven Durchflußraten-Grenzwerts wie etwa 120 ml/min beschleunigt wird.
Der Datenprozessor 102 speichert und hält drei verschiedene Durchflußraten-Grenzwerte. Der erste ist ein Absolutgrenzwert, der mit 150 ml/min definiert ist und unter normalen Umständen nicht geändert werden kann. Der zweite ist der vom Bediener gewählte maximale Durchflußratenwert, der durch die Systemauslegung auf einen Wert zwischen 30 und 150 ml/min begrenzt ist. Ein Standardwert von 150 ml/min wird angewandt, wenn der Bediener keinen anderen Wert eingibt.
Der dritte oder adaptive Durchflußraten-Grenzwert definiert tatsächlich den Durchflußraten-Grenzwert, der zu jeder gegebenen Zeit während des Betriebs des Plasmapheresesystems wirksam ist. Der adaptive Durchflußraten-Grenzwert kann von Zeit zu Zeit automatisch eingestellt werden, ist jedoch immer so begrenzt, daß er kleiner als oder gleich wie der vom Bediener gewählte maximale Durchflußratenwert ist. Jedesmal, wenn der vom Bediener gewählte maximale Durchflußratenwert von einem Bediener aktualisiert wird, wird der adaptive Durchflußratenwert auf einen darauf abgestimmten Wert eingestellt.
Der Bediener kann den von ihm gewählten maximalen Durchflußratenwert jederzeit während des Betriebs des Systems durch Betätigen einer Taste auf dem Bedienfeld 120 nachstellen. Dem Bediener wird dann ein Menü von verfügbaren Funktionen gezeigt, die die Aktualisierung des vom Bediener gewählten maximalen Durchflußratenwerts umfassen. Wenn diese Option gewählt wird, wird der Bediener aufgefordert, den neuen Wert einzugeben. Bei der vorliegenden Konstruktion wird der Fluidstrom durch die Bahn 10 automatisch und rasch immer dann angehalten, wenn ein Bediener ein Wahlmenü anfordert. Der Betrieb wird unter Steuerung durch etwaige neuen Parameter wieder aufgenommen, wenn der Bediener seine Wahl getroffen hat. Es wäre jedoch praktikabel, den Systembetrieb während der Wahlvorgänge durch den Bediener fortzusetzen (nach dem ersten Anfahrvorgang) und den Systembetrieb an etwaige Wählschritte des Bedieners dann, wenn sie durchgeführt werden, anzupassen.
Der adaptive maximale Durchflußratenwert kann ebenfalls während des Systembetriebs automatisch eingestellt werden. Wenn der P1-Drucksensor 24 darauf hinweist, daß ein Verschluß eingetreten ist, wird die Fluidströmung in der Bahn rasch angehalten, und der adaptive maximale Durchflußratenwert wird um einen vorbestimmten Wert wie etwa 40 ml/min verringert. Wenn der Verschluß nur geringfügig ist (wie das etwa in Fig. 10 graphisch dargestellt ist), beginnt der gemessene Druck anzusteigen, und der Normalbetrieb wird wieder aufgenommen, wobei der niedrigere adaptive maximale Durchflußratenwert den Durchflußraten-Grenzwert bestimmt.
Es ist zu beachten, daß der adaptive maximale Durchflußratenwert ein oberer Grenzwert ist, der Durchflußratenbefehlen überlagert wird, die unter Nutzung der Steuerkurven festgelegt sind, wie das in Verbindung mit den Fig. 2 und 12 erläutert wurde. Wenn die festgelegte Durchflußrate unter dem adaptiven maximalen Durchflußratenwert liegt, dann hat der adaptive maximale Durchflußratenwert keine Wirkung auf den Systembetrieb, sondern wird beibehalten, um die Übergangs-Entnahmerate nach einem Anfahrvorgang zu begrenzen (etwa nach dem Beginn eines neuen Entnahmeunterzyklus oder nach der Erholung nach einer Alarmsituation).
Bei Eingabe der für den Ablauf spezifischen Information pausiert das System und fordert den Bediener auf, die Druckmanschette anzulegen. Nach dem Anlegen der Druckmanschette fährt das System fort mit Aufforderungen zur Venenpunktion und zum Anschluß der Blut- und Antikoagulans- Schläuche an die Phlebotomienadel 12. Der Bediener betätigt dann die VORWÄRTS-Taste, und das System geht zu einem Blutprimingschritt weiter.
Während des Blutprimings führt das System einen Primingvorgang mit 25 ml/min durch, während gleichzeitig Druck gemessen wird, um Testpunkt-2-Daten zu gewinnen. Das System 100 ist wirksam, um die Zellkonzentratbahn durch den Blasendetektor 18, die Blutpumpe 26 und die Zellklemme 40 zum Zellkonzentratbehälter 42 vorzubereiten, bis der Fluidpegel im Zellkonzentratbehälter 42 den unteren Sensor 114a erreicht. Wenn Blut in dem Reinfusionsreservoir detektiert wird, hält das System an und mißt den intravenösen Druck bei einer Null-Durchflußrate, um Testpunkt-1-Daten zu gewinnen. Zu diesem Zeitpunkt ist die Blutklemme 32 geschlossen. Nach dem anfänglichen Priming und nach jedem Reinfusionszyklus ist kein vollständiger Primingvorgang erforderlich, und es wird eine vorbestimmte Blutmenge von ungefähr 10 ml (10 cc) gefördert, um die Blutleitung zwischen der Phlebotomienadel 12 und dem Verzweigungspunkt 30 von Zellkonzentrat freizumachen, so daß es nicht zum Separator 48 gepumpt wird.
Dann schließt die Zellklemme 40, die Blutklemme 32 öffnet, und das Blutpriming wird für die Separatorleitung fortgesetzt, wobei die Blutpumpe 26 Blut durch den Blasendetektor 18, die Pumpe 26, den Verzweigungspunkt 30, die Blutklemme 32, den Verzweigungspunkt 34 und den Verzweigungspunkt 46 zum Plasmaseparator 48 fördert. Während die Blutpumpe 26 in Betrieb ist, ist die Zellpumpe 64 mit im wesentlichen derselben Geschwindigkeit wirksam, um das Fluid aus dem Plasmaseparator 48 zu extrahieren und es in den Zellkonzentratbehälter 42 zu fördern, während das Fluid gleichzeitig durch Blut ersetzt wird. Während des ersten Primings ist das ausgetauschte Fluid primär Kochsalzlösung von dem Kochsalzlösungs-Primingvorgang. Nach jedem Reinfusionsunterzyklus ist das Fluid primär Blut. Wenn ein umlaufender Filter verwendet wird, wird der Filter zu diesem Zeitpunkt auf Normalgeschwindigkeit beschleunigt. Das Priming wird fortgesetzt, bis der Pegel im Zellkonzentratbehälter den Sensor 114b über dem untersten Sensor erreicht.
Sobald der Zellkonzentratbehälter 42 mit Primingfluiden bis zu dem über dem untersten Sensor befindlichen Sensor 114b gefüllt ist, wird die Plasmaklemme 52 geöffnet und beginnt mit dem Plasmatrennvorgang, und die Blutpumpe 26 wird aktiviert, um die optimale Durchflußrate zu erzeugen, wie in Verbindung mit Fig. 2 erläutert wurde. Während des Entnahmezyklus trennt der Plasmaseparator 48 Plasma von dem Vollblut, wobei das Plasma durch den Hämoglobindetektor 50 und die Plasmaklemme 52 zum Plasmabehälter 54 geht. Das verleibende Fluid aus konzentrierten Zellen hoher Dichte geht aus dem Plasmaseparator 48 durch die Zellpumpe 64 zu dem Zellkonzentratbehälter 42 unter Steuerung durch die Zellpumpe 64. Die Plasmaseite des Plasmaseparators 48 wird auf Atmosphärendruck gehalten, weil das Plasma in einen weichwandigen Plasmabehälter 54 strömt, der Atmosphärendruck ausgesetzt ist. Der Drucksensor 44, der mit dem Einlaß des Plasmabehälters 48 durch den Verzweigungspunkt 34 und den Verzweigungspunkt 46 gekoppelt ist, zeigt somit den Transmembrandruck für die Filtermembran 49 in dem Plasmaseparator 48 an.
Während der Ausführung des Entnahmezyklus ist der Prozessor 102 wirksam, um alle 50 ms Statusparameter des Systems 100 zu aktualisieren. Diese Statusparameter umfassen Drucksensorwerte, Motordrehzahlen, Klemmenzustände, Fluidpegelanzeigen und Status des Blasendetektors 18 und des Bedienfelds 114. Solange weder vom Zellkonzentratpegeldetektor 114 angezeigt wird, daß der Zellkonzentratbehälter 42 gefüllt ist, noch von der Wiegeskala 58 angezeigt wird, daß der Plasmabehälter gefüllt ist, wird der Entnahmezyklus fortgesetzt.
Zuerst verwendet das System 100 einen vorbestimmten Standardwert für Strömungskonstanten, die das Verhältnis des Strömungsvolumens zu dem Rotationszählwert der Blutpumpe 26 und der Zellpumpe 64 definieren. Um jedoch eine verbesserte Genauigkeit zu erreichen, werden diese Strömungskonstanten während jedes Entnahme-Reinfusions-Zyklus aktualisiert unter Verwendung von tatsächlichen Volumendaten. Rotationszählwerte (12 je Umdrehung) werden aufrechterhalten, während der Fluidpegel in dem Zellkonzentratbheälter 42 von dem Sensor 114b zu dem Sensor 114c ansteigt. Das Gewicht des Plasmabehälters 54 wird ebenfalls für diese Punkte gespeichert, so daß die entsprechende Volumenänderung zu der bekannten Volumenänderung in dem Zellkonzentratbheälter 42 addiert werden kann, um den Gesamtvolumenstrom durch die Blutpumpe 26 zu erhalten. Die Entnahmerichtung-Strömungskonstante wird auf gleiche Weise für die Blutpumpe 26 während jedes Entnahme- Teilzyklus bestimmt. Die neuen Strömungskonstanten werden dann für die alten substituiert, kurz bevor die Blutleitung für den zweiten und jeden folgenden Zyklus dem Priming unterzogen wird.
Wenn detektiert wird, daß einer der Fluidbehälter gefüllt ist, führt das System einen Reinfusionszyklus aus, während dessen Ablaufs Zellkonzentrat in dem Zellkonzentratbheälter 42 zu dem Spender rückgeleitet wird, bis der Fluidpegel im Zellkonzentratbehälter 42 den untersten Pegelanzeigepunkt 114a erreicht. Nachdem von dem Zellkonzentratpegeldetektor 114 angezeigt wird, daß der Zellkonzentratbheälter 42 leer ist, wird der Status des Plasmabehälters 54 geprüft. Wenn er nicht voll ist, mißt das System P1 für die nächsten Zyklustestpunkt-1-Daten, und die Blutleitung wird erneut mit Blut vorbereitet, so daß Testpunkt-2-Daten erhalten werden, und der nächste Entnahmezyklus wird wie vorher ausgeführt.
Wenn anschließend an einen Reinfusionszyklus der Plasmabehälter 54 als voll festgestellt wird, werden die Blut- und Zellkonzentrat-Fluidströmungsbahnen mit Kochsalzlösung gespült, während das Blut und Zellkonzentratfluid, die aus den Strömungsbahnen gespült werden, zum Spenderobjekt in einem Reinfusionsvorgang rückgeleitet werden. Charakteristisch wird die letzte Reinfusion von Kochsalzlösung fortgesetzt, bis eine gewählte Menge Kochsalzlösung, die ausreicht, um den Plasmaseparator 48 und die Strömungsbahn von dem Plasmaseparator 48 durch den Zellkonzentratbehälter 42 und die Blutpumpe 26 zu spülen, durchgespült worden ist. Dann wird die Zellklemme 40 geschlossen, die Separatorklemme 32 wird geöffnet, und das Spülen von Kochsalzlösung vom Behälter 62 wird durch den Verzweigungspunkt 46, den Verzweigungspunkt 34 und den Verzweigungspunkt 30 bis zur Nadel 12 unter Steuerung durch die Blutpumpe 26 fortgesetzt. Das Fördern von Kochsalzlösung wird charakteristisch fortgesetzt, bis eine Kochsalzlösungsmenge, die vom Bediener früher im Prozeß verlangt wurde, in das Objekt infundiert ist. Das System 100 pausiert dann zur Abnahme der gebrauchten Einmalgegenstände und bis zur Installation von neuen Einmal-Einrichtungen bis zur Aktivierung der VORWÄRTS-Taste, um einen neuen Plasmapheresevorgang mit einem neuen Objekt zu beginnen.
Ein Flußdiagramm, das die Ausführung des in Fig. 4 gezeigten Entnahmeschritts zeigt, ist im einzelnen in Fig. 5 gezeigt, auf die nun Bezug genommen wird. Zuerst wird die Blutklemme geöffnet und die Zellklemme geschlossen. Der 50 ms dauernde Entnahme-Aktualisierungszyklus des Computers beginnt mit einer Aktualisierung der Blutpumpen- und Geschwindigkeitsbefehle sowie weiterer Befehle für den Systembetrieb, die nicht direkt auf die Blutdurchflußsteuerung bezogen sind. Dieser Aktualisierungs-Computerzyklus umfaßt das Sammeln von Systemstatusdaten und die Berechnung von neuen Befehlsparametern. Auf die Blutdurchflußsteuerung während der Entnahme ist ferner die Aktualisierung des Geschwindigkeitsbefehls für die AK-Pumpe und die Aktualisierung des Geschwindigkeitsbefehls für die Zellpumpe direkt bezogen. An diesem Punkt führt der Prozessor 102 die adaptiven Durchflußraten- Grenzwertberechnungen aus, die in Fig. 13 gezeigt und nachstehend beschrieben sind. Nach dem Rücksprung sieht der Prozessor 102 dann die gesammelten Daten vom Hämoglobindetektor 50 und vom Blasendetektor 18. Wenn entweder Hämoglobin oder eine Blase detektiert sind oder irgendeiner der Statusparameter wie etwa ein Druck außerhalb eines annehmbaren Bereichs ist, wird eine Notfallnachricht angezeigt, und das System wird als Teil eines Notfallabarbeitungsvorgangs abgeschaltet.
Normalerweise sind der Hämoglobin- und der Blasentest negativ, und der Prozessor 102 prüft, ob entweder der Zellkonzentratpegeldetektor 114 einen Gefülltzustand oder die Wiegeskala 58 einen Gefülltzustand für den Plasmabehälter 54 anzeigt. Wenn einer der Behälter(als gefüllt angezeigt wird, verzweigt sich der Ablauf zu einem Reinfusionszyklus. Andernfalls wird der Entnahme-Aktualisierungszyklus erneut ausgeführt.
Der Reinfusionszyklus von Fig. 4 ist im einzelnen in dem Flußdiagramm von Fig. 6 gezeigt, auf das nun Bezug genommen wird. Zum Beginn der Reinfusion wird die Blutklemme 20 geschlossen, die Zellklemme 40 geöffnet und die Manschettenklemme 112 geöffnet, um die Druckmanschette drucklos zu machen. Das System fährt dann fort, gepackte Zellen zurück zum Spenderobjekt zu fördern, wobei der Blutpumpen-Geschwindigkeitsbefehl in einem 50-ms-Zyklus wie im Fall der Entnahme aktualisiert wird. Während der Reinfusion wird jedoch die parallelverlagerte Reinfusions-Durchflußraten- Grenzwertkurve 94 genutzt, wie sie in Fig. 2 gezeigt ist, und nicht die Durchflußraten-Grenzwertkurve 78, die für die Entnahme genutzt wird.
Während der Reinfusion wird ein Test durchgeführt, um Blasen durch den Blasendetektor 18 und übermäßigen Druck an P1 zu erfassen. Das Erfassen des Drucks durch P1-Drucksensor 24 an diesem Punkt ist ein extra Grenzwerttest zusätzlich zu der normalen Durchflußraten-Aktualisierung, die in Verbindung mit der Durchflußratenberechnung von Durchflußraten-Steuerparametern durchgeführt wird. Wenn eine Blase detektiert wird oder der Druck an P1 einen vorbestimmten Grenzwert überschreitet, beginnt die Notfallabarbeitung mit der Anzeige einer Notfallnachricht, und das System 100 wird abgeschaltet, wobei sämtliche Pumpen sehr rasch angehalten werden. Normalerweise detektiert das System, daß weder eine Blase noch übermäßiger Druck vorliegt, und es prüft dann die Pegelanzeigedaten von dem Zellkonzentrat-Pegeldetektor 114. Wenn der Zellkonzentratbehälter 42 nicht leer ist, wird der Zyklus wiederholt. Wenn jedoch angezeigt wird, daß der Zellkonzentratbehälter leer ist, wird abgefragt, ob der Plasmabehälter gefüllt ist. Wenn der Plasmabehälter gefüllt ist, geht der Ablauf des Systems 100 weiter, um die Einmal-Einrichtungen auszuspülen, wie in Fig. 4 angedeutet ist. Wenn der Plasmabehälter 54 nicht voll ist, geht das System zu einem neuen Entnahmezyklus weiter, nachdem die Pumpendurchflußkonstanten aktualisiert worden sind und die Druckmanschette wieder aufgeblasen wurde.
Eine adaptive Durchflußraten-Steuervorrichtung 130, die den Betrieb eines Motors M2 steuert, der die Blutpumpe 26 antreibt, ist als Funktionsblockbild in Fig. 7 dargestellt, auf die nun Bezug genommen wird. Obwohl nicht gezeigt, versteht es sich, daß die digitalen mathematischen Operationen von dem Prozessor 102 (Fig. 3) ausgeführt werden. Im allgemeinen spricht die adaptive Steuervorrichtung 130 auf Druckwerte vom P1-Drucksensor 24 und Ist-Motorgeschwindigkeitszählsignale von dem Motor M2 für die Blutpumpe 26 an, um Motorgeschwindigkeitsbefehlssignale für den Motor M2 und die Blutpumpe 26 zu erzeugen.
Die Operation des Motors M1, der die AK-Pumpe 14 antreibt, und des Motors M3, der die Zellpumpe 64 antreibt, sind relativ zu dem Motor M2, der die Blutpumpe 26 antreibt, skaliert. Beispielsweise kann die AK-Pumpe 14 l bis 5 % des Volumens der Blutpumpe 26 fördern, während die Zellpumpe 64 50 % des Volumens der Blutpumpe 26 fördert. Mit Ausnahme der Geschwindigkeits-Skalierung sind die Geschwindigkeitssteuersysteme für die Motoren, die die AK-Pumpe 14 und die Zellpumpe 64 antreiben, im wesentlichen gleich wie das System 130 und sind daher nicht gesondert gezeigt.
Von dem P1-Drucksensor 24 empfangene Druckwerte werden von dem A-D-Wandler 108 in digitale Form umgewandelt und dem Prozessor 102 zugeführt. Die digitalen Druckwerte werden kalibriert, um einen Null-Druckwert bei Atmosphärendruck zu erhalten, indem ein Atmosphärendruck-Kalibrierfaktor subtrahiert wird. Der kalibrierte Druck wird dann einer Beschleunigungs/Verzögerungs-Ausgleichsfunktion in folgender Form unterzogen:
PC = [Pn - α Pn-1]/[1-∞]
mit Pn = der aktuelle kalibrierte Druckwert, Pn-1 = der Beschleunigungs/Verzögerungs-kompensierte Druckwert von dem vorhergehenden Aktualisierungszyklus, und = der resultierende kompensierte Druckwert. Es sei daran erinnert, daß während des Betriebs der Blutpumpe 26 der Geschwindigkeitsbefehl des Motors M2 wiederholt in einem 50-ms-Zyklus aktualisiert wird. α ist eine Proportionalitätskonstante, die charakteristisch ca. 0,5 sein kann. Die Beschleunigungs/Verzögerungs-Kompensation des kalibrierten Druckwerts ist durch einen Block 132 dargestellt und tendiert zur Kompen sation von Rampenverzögerungen und anderen Verzögerungen an anderen Teilen des Steuersystems, um die Stabilität des Systembetriebs zu verbessern.
Der kompensierte Druckwert PC wird in einen Schritt 134 eingebracht, in dem die geeignete Entnahme- oder Reinfusions-Durchflußraten-Grenzwertkurve von Fig. 2 auf Systemstatusparameter angewandt wird, um ein Druckfehlersignal PE zu erzeugen. In Schritt 134 wird ein verlagertes oder skaliertes Durchflußratenzählsignal, das die Ist-Geschwindigkeit der Blutpumpe 26 darstellt, mathematisch auf die Gleichung angewandt, die die geeignete Durchflußraten- Grenzwertkurve repräsentiert, um den Druck zu erzeugen, bei dem die Durchflußraten-Grenzwertkurve die Ist-Durchflußrate der Vorrichtung schneidet, um einen Grenzdruck PL zu erzeugen. Ein Druckfehlersignal PE wird dann als die Differenz zwischen PC und PL gebildet, wobei das Vorzeichen von positiv ist, wenn der Ist-Druck PC innerhalb des Grenzpunkts liegt, und negativ ist, wenn PC über den Grenzpunkt hinausgeht. Anders ausgedrückt gilt für die Entnahme PE = PC - PL und für die Reinfusion PE = PL - PC, wobei PC und PL mit Vorzeichen versehene reelle Zahlen sind. Das Nettoresultat ist ein Wert für PE, der negativ zunimmt, wenn die Durchflußrate über den Punkt ansteigt, bei dem der gemessene Druckwert außerhalb der Grenzen der Durchflußraten-Grenzwertkurve entweder während der Entnahme oder der Reinfusion liegt. Es ist zu beachten, daß die Drehrichtung des Motors M2 unabhängig von dem Prozessor 102 gesteuert wird, wobei nur die Drehgeschwindigkeit von der adaptiven Durchflußraten-Steuervorrichtung 130 gesteuert wird.
In einem Integrations- und Begrenzungsschritt 136 wird der Druckfehlerwert PE integriert, was dazu beiträgt sicherzustellen, daß alle Durchflußratenfehler gegen Null oder innerhalb eines Schwellenwerts mit akzeptabler Abweichung korrigiert werden. Die Integrationswerte werden dann auf einen gewählten maximalen positiven Wert entsprechend dem adaptiven maximalen Durchflußratenwert begrenzt, der wie vorher beschrieben bestimmt und gespeichert wird. Ein negativer Wert für das integrierte Druckfehlersignal (der anzeigt, daß die Ist-Durchflußrate außerhalb der akzeptablen Grenzen liegt) wird auf Null begrenzt, um jedes falsche Ansprechen durch das richtungslose Geschwindigkeitswert- Steuersystem zu vermeiden.
Das Differenzierglied 137, das auch ein angepaßtes Filter sein kann, ist ebenfalls wirksam zum Empfang des Druckfehlerwerts PE und zum Erzeugen eines Ausgangssignals F(P,(S,S²)P). Das Signal F(P,(S,S²)P) repräsentiert eine Funktion der ersten und zweiten Ableitung des Drucks in bezug äuf die Zeit und ist nützlich, um eine frühzeitige Anzeige einer Übergangsbahn 178 zu liefern, die erheblich unter der parallelverlagerten Durchflußraten-Grenzwertkurve 77 von Fig. 11 kreuzt.
Das Differenzierglied 137 ist eine Möglichkeit zum raschen Ansprechen auf Druckbedingungen, die den Beginn eines Verschlusses anzeigen. Die Erfahrung hat gezeigt, daß eine Regelung erster Ordnung der Steuervorrichtung ungenügend ist, um in einigen Fällen Verschlüsse zu vermeiden, wie oben unter Bezugnahme auf die Fig. 8 bis 12 erörtert wurde. Andere Elemente zum Beschleunigen des Ansprechens der Vorrichtung auf das Einsetzen eines Verschlusses, die nachstehend im einzelnen erläutert werden, umfassen die Anwendung von graduierten Dekrementen, einer graduierten Begrenzung der Anstiegsgeschwindigkeit und von entgegengesetzter Pumpentätigkeit. Diese Elemente erleichtern eine gesteigerte Effizienz und einen erhöhten dynamischen Bereich der Blutentnahmevorrichtung, während gleichzeitig die Verschlußrate verringert wird.
Das Ausgangssignal des Differenzierglieds 137 wird einem adaptiven Durchflußratenbegrenzer 139 zugeführt, der Informationen von dem maximalen Durchflußraten-Grenzwert/Alarmschwellenwert-Ausgangssignal 141 und dem Differenzierglied 137 verarbeitet.
Der adaptive Durchflußratenbegrenzer 139 (Fig. 13) erstellt den adaptiven Durchflußraten-Grenzwert 182, der dem Ausgangssignal des Integrators in 136 überlagert wird, um die Blutrate zu begrenzen und dadurch die Bluterschöpfungsrate in dem Bereich der Nadel nach dem Anfahren der Blutpumpe zu begrenzen
Gemäß der vorliegenden Erfindung und der nachstehenden genauen Erläuterung sind die folgenden Variablen wie in der nachstehenden Tabelle I angegeben definiert. TABELLE I
Gemäß Fig. 13 werden in dem Prozessor Werte für jede der in der TABELLE I angegebenen Variablen errechnet und/oder anderweitig definiert, um Einstellungen an dem "adaptiven Durchflußraten-Grenzwert" vorzunehmen, der nachstehend durch das Akronym EXTRATE bezeichnet wird. HIGHCOUNTER ist ein Register, das das konsekutive Auftreten von 50-ms-Computerzyklen zählt, in denen die gesteuerte Blutpumpe in Abhän gigkeit von dem Steuersystem nahe an den adaptiven Durchflußraten-Grenzwert EXTRATE angenähert wird. HIGHTIME ist eine akkumulierte Zeitdauer, nach der es erwünscht ist, EXTRATE zu erhöhen (z. B. 15 Sekunden). Ähnliche Definitionen zur Senkung von EXTRATE gelten für LOWCOUNTER und LOWTIME (z. B. 18 Sekunden).
Jeder Computerzyklus von 50 ms während des Entnahmeunterzyklus des Flußdiagramms von Fig. 13 wird ausgeführt. In 192 wird abgefragt, ob der Entnahmeunterzyklus gerade beginnt, wobei HIGHCOUNTER und LOWCOUNTER in 194 auf Null gesetzt werden.
Block 196 prüft die momentane Blutpumpenrate und legt fest, ob sie innerhalb von BOFFSET (z. B. 5 ml/min) von EXTRATE liegt, d. h. ob sie innerhalb einer Soll-Durchflußbereichszone 183 zwischen EXTRATE und (EXTRATE - 5 ml/min) liegt. Wenn sie bei EXTRATE ist, wird HIGHCOUNTER inkrementiert. Wenn sie unter EXTRATE ist, wird HIGHCOUNTER dekrementiert. Ein Test wird durchgeführt, um festzustellen, ob HIGHCOUNTER HIGHTIME erreicht hat, und wenn ja, dann wird EXTRATE um 5 ml/min erhöht.
Gleichartige logische Schritte werden in Block 198 durchgeführt, um EXTRATE zu verringern, wenn die gesteuerte Blutpumpe ständig unter (EXTRATE - 5) ml/min ist.
Auf diese Weise wird EXTRATE veranlaßt, der gesteuerten Blutpumpenrate zu folgen, so daß in Abhängigkeit von dem Anf ahrvorgang die Übergangsbahn gesteuert wird und Verschlüsse vermieden werden.
Schritt 200 sieht eine Grenzwertprüfung vor, um sicherzustellen, daß EXTRATE innerhalb der Grenzen bleibt, und sieht vor, daß die Zähler während Verschlüssen und zu anderen Zeiten, wenn die Blutpumpe mit Null-Durchflußrate gesteuert wird, auf Null rückgesetzt werden.
Wie Fig. 7 zeigt, wird das Ausgangssignal der Skaliereinrichtung 138 zugeführt, die wirksam ist, um das kombinierte Signal mit 1/8 zu skalieren, um eine Skalier- Kompatibilität mit anderen Systemparametern sicherzustellen.
Der mit FL bezeichnete begrenzte Durchflußbefehl wird einem tatsächlichen Durchflußkalibrierschritt 144 zugeführt, in dem die Durchflußkonstante genutzt wird, um den begrenzten Durchflußbefehl FL zu kalibrieren, um ein kalibriertes Durchflußbefehlssignal FLC zu erzeugen. Wie bereits erläutert, wird für den ersten Entnahme-Reinfusions-Zyklus ein vorbestimmter Wert genutzt, der aus tatsächlichen Daten während anschließender Zyklen bestimmt wird. Die nichtinvasiven peristaltischen Pumpen, die verwendet werden, um Fluid durch die Fluidströmungsbahn in dem Plasmapheresesystem 100 zu fördern, weisen vier gleichbeabstandete Rollen auf, die biegsame Schläuche, die die Strömungsbahn definieren, zwischen den Rollen und einer kreisrunden Umfangswand zusammendrücken. Die Fluidmenge, die während einer Vierteilumdrehung des Pumpenkopfs tatsächlich gefördert wird, ist davon abhängig, wieviel Fluid sich in der Strömungsbahn zwischen zwei benachbarten Rollen befindet, die an der Umfangswand rotieren. Diese Fluidmenge hängt wiederum von dem genauen Innendurchmesser der Strömungsbahn-Schläuche ab, und da die Schläuche von sich aus eine gewisse Biegsamkeit und Elastizität haben müssen, ist sie auch von dem Druck des Fluids und der genauen Elastizität der Schläuche abhängig. Da für jeden Plasmapheresevorgang jeweils andere Sets von Einmalschläuchen verwendet werden und die Systemdrücke für verschiedene Plasmapheresevorgänge nicht immer identisch sind, treten kleine, jedoch bedeutsame Änderungen in der Beziehung zwischen der Geschwindigkeit der Blutpumpe 26, die von dem adaptiven Durchflußraten-Steuersystem 130 erfaßt wird, und der Ist-Fluiddurchflußrate auf.
Durch Kalibrierung des begrenzten Durchflußbefehls FL während der Entnahme kann das Plasmavolumen, das aus dem Blut des Spenders in dem Plasmaseparator 48 getrennt wird, optimiert werden.
Das kalibrierte FL-Signal wird einer Beschleunigungs-Begrenzungsbefehlstabelle in Schritt 146 zugeführt. Die Beschleunigungs-Begrenzungsbefehlstabelle umfaßt eine Nachschlagetabelle von 256 Wörtern x 8 Bits und ein Fortschalt- oder Zählregister, das eine Adresse zum Zugriff auf die Nachschlagetabelle speichert.
Das Zählerregister wird so gesteuert, daß es in Abhängigkeit von dem kalibrierten Durchflußbefehlssignal FLC jeweils um einen Zählwert inkrementiert oder dekrementiert wird. Wenn FLC größer als der Zählwert ist, wird der Zähler um Eins inkrementiert. Wenn FLC kleiner als der Zählwert ist, wird der Zähler um Eins dekrementiert. Der Zählwert wird dann zum Zugriff auf die Nachschlagetabelle genutzt, um einen Tabellenwert zu erhalten. Dann wird ein justiertes Durchflußsteuersignal AFC aktualisiert unter Nutzung von entweder dem Tabellenwert des Signals FLC oder von FLC selbst in Abhängigkeit davon, welches in der geringsten Änderung des Werts des Signals AFC gegenüber dem aktuellen Wert resultiert, der aus dem vorhergehenden Aktualisierungszyklus bestimmt wurde.
Bei größeren Durchflußwerten kann sich der Tabellenwert um mehrere Einheiten für jedes Inkrement im Zählwert ändern. Unter Nutzung der kleineren durch FLC oder den Tabellenwert erzeugten Änderung kann das Signal AFC unter Bedingungen des stationären Zustands bei Werten stabilisiert werden, die zwischen den Tabellenwerten liegen, um eine präzisere Geschwindigkeitssteuerung zu ermöglichen.
Die Wertetabelle für die Beschleunigungs-Begrenzungsbefehlstabelle 146 ist exponentieller Natur. Die Tabelle erzeugt Werte von 0, 9, 10, 11 für Eingangswerte von 0, 1, 2 bzw. 3. Die Null gewährleistet, daß ein Null-Eingangssignal ein Null-Ausgangssignal erzeugt, während der Sprung auf 9 im nächsten Schritt Verschiebungen in dem speziellen D-A- Wandler 106 kompensiert. Jeder Schritt in der Tabelle inkrementiert um 1,03 gegenüber dem vorhergehenden Schritt. Bei kleinen Eingangsadreßwerten wird dieser Schritt auf Eins gerundet. Bei größeren Werten um 100 wird der Schritt dementsprechend zu 3.
Die in die Tabelle eingebaute exponentielle Beziehung ermöglicht ihre Verwendung zur Steuerung aller drei Pumpen 14, 26, 64 und verringert dadurch den Speicherbedarf. Wenn die Tabelle linear wäre, würden die AK-Pumpe 14 und die Zellpumpe 64 proportional schneller als die Blutpumpe 26 beschleunigen. Volle Geschwindigkeit für die Blutpumpe 26 könnte beispielsweise FLC = 90 entsprechen und würde 90 Aktualisierungszyklen benötigen, um die Blutpumpe 26 auf volle Geschwindigkeit zu beschleunigen. Die langsamere AK Pumpe 14 und Zellpumpe 64 könnten FLC = 30 oder 40 entsprechen und somit die volle Geschwindigkeit innerhalb von 30 oder 40 Aktualisierungszyklen erreichen. Diese Pumpen würden dann während der verbleibenden 60 oder 50 Zählzyklen, die zum Erreichen der vollen Geschwindigkeit der Blutpumpe 26 erforderlich wären, proportional schnell laufen. Die exponentielle Tabellenbeziehung ermöglicht es, daß Geschwindigkeitsänderungen von allen drei Pumpen 14, 26 und 64 ungefähr im richtigen Verhältnis bleiben, während für alle nur eine einzige Nachschlagetabelle benutzt wird.
In einem Subtraktionsschritt 148 wird der verlagerte Durchflußraten-Zählzyklus für das neueste 50-ms-Aktualisierungsintervall von dem neu berechneten justierten Durchflußraten- Befehlssignal subtrahiert, um ein Durchflußraten-Fehlersignal FRE zu erzeugen, das gleich der Differenz zwischen dem justierten Durchflußraten-Befehlssignal und der Ist- Durchflußrate ist. Das Durchflußraten-Fehlersignal wird in einem Integrationsschritt 150 integriert und durch Multiplikation mit 1/8 in einem Skalierungsschritt 152 skaliert, bevor es dem D-A-Wandler 106 (siehe Fig. 3) zugeführt wird. Der D-A-Wandler 106 wandelt das integrierte und skalierte Durchflußraten-Fehlersignal in ein analoges Durchflußraten- Fehlersignal um, das einer PDM-Motorsteuerschaltung 160 zugeführt wird. Die PDM-Motorsteuerschaltung 160 enthält eine breitbandige PDM-Motortreiberschaltung herkömmlicher Art und stellt effektiv eine breitbandige Servoschleife innerhalb einer digitalen Servoschleife mit schmalerer Bandbreite dar.
An dem Blutpumpenmotor M2 ist eine Hall-Effekt-Sensoranordnung vorgesehen, die 12 Ausgangsimpulse für jede 360º- Umdrehung des Motors M2 erzeugt. Diese Impulse werden in einem Impulszählschritt 162 erfaßt und gezählt. Die abgegebenen Impulszählwerte werden einem Subtrahierschritt 164 und einem Skalierschritt 166 zur Multiplikation mit 8 zugeführt, um die verlagerten Durchflußraten-Zählwerte zu erzeugen, die an die Entnahme- und Reinfusionskurven 134 und den Subtrahierer 148 angelegt werden. Der Impulszähler 162 erzeugt ein Ausgangssignal, das die Rotationsposition des Motors bezeichnet. Der Subtrahierer 164 wirkt effektiv als Differenzierglied, um das Positionssignal in ein Geschwindigkeitssignal umzuwandeln, indem ein vorhergehender Zählwert von einem aktuellen Zählwert subtrahiert wird, um eine der Geschwindigkeit entsprechende Zählwertdifferenz zu bilden. Diese Differnez wird von dem Skalierglied 166 skaliert, um das verlagerte Durchflußraten-Zählwertsignal zu erzeugen.
Die adaptive Durchflußraten-Steuervorrichtung 130 ist somit in sich wiederholenden 50-ms-Aktualisierungs-Computerzyklen (Abtastrate) während der Entnahme oder Reinfusion wirksam, um die Geschwindigkeit des Motors M2 zu steuern, der die Blutpumpe 26 antreibt, so daß sichergestellt wird, daß der Körperfluiddurchfluß entweder zu oder von dem Objekt mit der maximal möglichen Rate erfolgt, ohne daß die Akzeptanzfähigkeit des Spenders oder die durch die Konstruktion vorgegebene Grenze des Systems von 150 ml/min überschritten wird. Diese Optimierung der Körperfluid-Durchflußrate gewährleistet eine optimale Nutzung der Geräte und eine geringste Unannehmlichkeit und Beeinträchtigung des Objekts, während gleichzeitig ein Venenkollaps, der die Nadel während der Entnahme verschließen könnte, oder ein überhoher Druck während der Reinfusion ausgeschlossen wird.
Während des normalen Anhaltens der Pumpen 14, 26 und 64 wird der normale Steuerungsalgorithmus gemäß Fig. 7 teilweise umgangen, wobei die Ausgänge des Integrators und Begrenzers 136, der Ausgang des Integrators 150 und des Schrittzählers für den Beschleunigungs-Begrenzungsbefehl und die Tabelle 146 sämtlich in jedem der Steuerungsalgorithmen für die drei Pumpen direkt auf Null gesetzt sind. Wenn eine Notfall-Abschaltung ausgeführt wird, wenn beispielsweise ein negativer Wert von 20 oder mehr für das Ausgangssignal des Integrators und Begrenzers 136 anzeigt, daß der Ist-Betriebspunkt weit außerhalb der richtigen Durchflußraten-Begrenzungskurve ist, oder wenn das Differenzierglied 137 den Beginn eines Verschlusses detektiert, erhält der Blutpumpenmotor nur einen Gegenrichtungsbefehl, bis ein Aktualisierungszyklus ein verlagertes Durchflußraten-Zählwertsignal von im wesentlichen Null erzeugt. Das gibt eine sehr niedrige oder Null- Geschwindigkeit an. Dann wird der normale Anhaltevorgang wie oben beschrieben ausgeführt.
Immer, wenn der Integrator und Begrenzer 136 einen Fehlerwert von 20 oder mehr während eines Entnahmezyklus abgibt, bedeutet dies das Auftreten eines Verschlusses. Um die Wahrscheinlichkeit zu verringern, daß zusätzliche Verschlüsse auftreten, sobald die Vorrichtung zur vollen Geschwindigkeit zurückkehrt, wird der adaptive momentane maximale Durchflußratenwert (EXTRATE) um 40 ml/min verringert. Wenn ein Objekt bei dem kleinsten Schwellenwert kein Blut liefern kann, wird angenommen, daß entweder die Nadel 12 nicht richtig eingesetzt ist oder daß das Objekt kein geeigneter Kandidat für diesen Zweck ist.
Die adaptive Durchflußraten-Steuervorrichtung 130 ist somit wirksam, um die Körperfluiddurchflußrate möglichst hoch zu halten, ohne die Akzeptanzfähigkeit des Objekts oder die konstruktionsbedingte Durchflußrate von 150 ml/min des Plasmapheresesystems zu überschreiten. Die Steuervorrichtung 130 gewährleistet somit eine maximale Nutzung der Einrichtungen und minimale Unannehmlichkeiten und Beeinträchtigungen des Spenders, während gleichzeitig ein Schutz vor einem Verschluß der Nadel 12 infolge eines Venenkollapses oder einer Gewebeverletzung durch überhohen intravenösen Druck geboten wird.

Claims

1. Vorrichtung zur gesteuerten Entnahme von Blut aus einer Nadel (12), die mit einem Blutgefäß verbindbar ist, wobei die Vorrichtung folgendes aufweist: ein Fluidreservoir (42, 54), das mit der Nadel (12) durch eine Fluidströmungsbahn in Fluidverbindung ist; eine Entnahmepumpe (26) zum Fördern von Blut aus der Nadel durch die Fluidströmungsbahn zu dem Fluidreservoir; einen Drucksensor (24) zum Erfassen des Drucks in der Fluidströmungsbahn; einen Durchflußratensensor zum Erfassen der Durchflußrate in der Fluidströmungsbahn; eine adaptive Durchflußraten-Steuereinrichtung (130), die mit 1) dem Drucksensor, 2) dem Durchflußratensensor und 3) der Pumpe betriebsmäßig verbunden ist, um Druck- und Durchflußratensignale von dem Druck- und dem Durchflußratensensor zu empfangen und Steuersignale zu der Pumpe zu senden; wobei die adaptive Durchflußraten-Steuereinrichtung (130) programmiert ist, um die folgenden Schritte auszuführen:

(a) Empfangen und Speichern einer Maximaldurchflußrate- Grenzwertvorgabe (174);

(b) Erstellen und Speichern einer Durchflußrate/Druck- Standardkurve (74), die die Durchflußrate/Druck-Beziehung von Blut, das durch das Blutgefäß und die Strömungsbahn geht, definiert, wobei die Druckänderung zwischen dem Blutgefäß und dem Drucksensor infolge von Nadelgrößenparametern im wesentlichen konstant ist;

(c) Verschieben von Durchflußrate/Druck-Punkten auf der Standardkurve zu einem stärker negativen Druckwert auf der Druckachse, um eine Steuerkurve (78a) zu erstellen, die eine kleinste akzeptable Fluiddurchflußrate/Druck-Beziehung darstellt;

(d) Vorgeben eines anfänglichen adaptiven Durchflußrate(182)-Grenzwerts, der nicht größer als die Maximaldurchflußratenvorgabe (174) ist;

(e) Anweisen der Pumpe (26), während einer ersten zeitlich gesteuerten Förderperiode Blut mit einer Rate zu fördem, die im wesentlichen gleich der anfänglichen adaptiven Durchflußrate ist;

dadurch gekennzeichnet, daß die Steuereinrichtung (130) programmiert ist, um:

(f) zu erfassen, ob der Druck in der Strömungsbahn über einem Wert auf der Steuerkurve (78a) verblieben ist, der der Rate entspricht, mit der Blut während der gesamten unmittelbar vorhergehenden zeitlich gesteuerten Förderperiode gefördert wurde, und wenn das der Fall ist, um den adaptiven Durchflußratengrenzwert (182) um einen vorbestimmten Inkrementwert zu erhöhen und danach die Pumpe (26) anzuweisen, während einer anschließenden zeitlich gesteuerten Förderperiode Blut mit dem erhöhten adaptiven Durchflußrate-Grenzwert zu fördern, um den Fluiddruck in der Fluidströmungsbahn zu verringern;

(g) zu erfassen, ob der Druck in der Strömungsbahn unter einen Meßwert auf der Steuerkurve gefallen ist, der mit der Rate übereinstimmt, mit der das Blut gerade gefördert wird, und wenn das der Fall ist, die Pumpe anzuweisen, die Durchflußrate auf einen Stationärzustand zu verringern, bei dem ein Durchflußrate/Druck-Punkt (171) auf der Steuerkurve für eine zeitlich gesteuerte Stabilisierungsperiode ausgebildet wird.

2. Nichttherapeutisches Verfahren zur gesteuerten Entnahme von Blut aus einer Blutsammelnadel (12), die mit einem Blutgefäß eines Spenders verbindbar ist, und entlang einer Fluidströmungsbahn, die mit dem Auslaß der Nadel verbunden ist, wobei das Verfahren die folgenden Schritte aufweist:

(a) Ausbilden eines Maximaldurchflußrate-Grenzwerts (174) innerhalb der Durchflußbahn;

(b) Verwenden eines Drucksensors (24) zum Erfassen des Drucks in der Strömungsbahn und Ausbilden einer Durchflußrate/Druck-Standardkurve (74), die die Durchflußrate/Druck- Beziehung von Blut definiert, das durch das Blutgefäß und die Strömungsbahn fließt, wobei die Druckänderung zwischen dem Blutgefäß und dem Drucksensor (24) aufgrund von Nadelgrößenparameternn im wesentlichen konstant ist;

(c) Verschieben von Durchflußrate/Druck-Punkten auf der Standardkurve zu einem stärker negativen Druckwert auf der Druckachse, um eine Standardkurve (78a) zu erstellen, die eine kleinste akzeptable Fluiddurchflußrate/Druck-Beziehung darstellt;

(d) Ausbilden eines anfänglichen adaptiven Durchflußrategrenzwerts (182), der nicht größer als der Maximaldurchflußrate-Grenzwert (174) ist;

(e) Fördern von Blut durch die Strömungsbahn mit der anfänglichen adaptiven Durchflußrate während einer ersten zeitlich gesteuerten Förderperiode;

gekennzeichnet durch:

(f) Bestimmen, ob der Druck innerhalb der Durchflußbahn oberhalb eines Werts auf der Steuerkurve verblieben ist, der mit der Rate übereinstimmt, mit der Blut während der gesamten unmittelbar vorhergehenden zeitlich gesteuerten Förderrate gefördert wurde, und wenn das der Fall ist, Erhöhen des adaptiven Durchflußrate-Grenzwerts (182) um einen vorbestimmten Inkrementwert und anschließendes Fördern von Blut mit dem erhöhten adaptiven Durchflußrate-Grenzwert während einer anschließenden zeitlich gesteuerten Förderperiode;

(g) Erfassen, ob der Druck innerhalb der Strömungsbahn unter einen Wert auf der Steuerkurve fällt, der der Rate entspricht, mit der das Blut gerade gefördert wird, und wenn das der Fall ist, Anweisen der Pumpe (26), die Durchflußrate auf eine Stationärzustandsrate zu verringern, bei der eine Durchflußrate und ein Druckpunkt (171) auf der Steuerkurve (78a) für eine zeitlich gesteuerte Stabilisierungsperiode ausgebildet wird.

3. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder Verfahren nach Anspruch 2, wobei die Schrritte folgendes aufweisen:

(h) Bestimmen nach Beendigung der zeitlich gesteuerten Stabilisierungsperiode, ob der Punkt (171) der Stationärzustandsrate um mehr als einen vorbestimmten Wert unter dem adaptiven Durchflußrate-Grenzwert (182) liegt; und wenn das der Fall ist,

(i) Verringern des adaptiven Durchflußrate-Grenzwerts (182) um einen vorbestimmten Abnahmewert und anschließendes Anweisen der Pumpe (26), für eine anschließende zeitlich gesteuerte Förderperiode mit dem verringerten adaptiven Durchflußrate-Grenzwert zu fördern.

4. Vorrichtung oder Verfahren nach Anspruch 3, wobei der vorbestimmte Wert unterhalb des adaptiven Durchflußrate- Grenzwerts 2 bis 20 ml/min ist.

5. Vorrichtung oder Verfahren nach Anspruch 4, wobei der vorbestimmte Wert unterhalb des adaptiven Durchflußrate Grenzwerts 4 bis 6 ml/min ist.

6. Vorrichtung oder Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei der Zunahmewert zwischen 2 und 20 ml/min liegt.

7. Vorrichtung oder Verfahren nach Anspruch 6, wobei der Zunahmewert 5 ml/min ist.

8. Vorrichtung oder Verfahren nach Anspruch 3, 4 oder 5, wobei der Abnahmewert zwischen 2 und 20 ml/min liegt.

9. Vorrichtung oder Verfahren nach Anspruch 8, wobei der Abnahmewert 5 ml/min oder 10 ml/min ist.

10. Vorrichtung oder Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei jede zeitlich gesteuerte Förderperiode eine Länge von 10 bis 60 s hat.

11. Vorrichtung oder Verfahren nach Anspruch 10, wobei jede zeitlich gesteuerte Förderperiode eine Länge von 15 s hat.

12. Vorrichtung oder Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei der anfängliche Maximaldurchflußrate- Grenzwert (174) 150 ml/min ist.

13. Vorrichtung oder Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei der anfängliche adaptive Durchflußrate Grenzwert (182) 120 ml/min ist.

14. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder nach einem der Ansprüche 3 bis 13, die ferner folgendes aufweist:

wenigstens eine mathematische Signalaufbereitungseinheit (102), die mit dem Drucksensor (24) verbunden ist, um das Drucksignal aufzubereiten und die Brauchbarkeit des Drucksignals als Indikator für einen Blutgefäßverschluß zu optirrtieren.

15. Vorrichtung nach Anspruch 14, wobei die mathematische Signalaufbereitungseinheit (102) eine Vielzahl von Korrelationsfiltern oder angepaßten Filtern aufweist.

16. Vorrichtung nach Anspruch 15, wobei die angepaßten Filter an ein typisches Drucksignal angepaßt und an typisches Rauschen fehlangepaßt sind.

17. Vorrichtung nach Anspruch 15, wobei die mathematische Signalaufbereitungseinheit (102) eine Einrichtung hat, um das Drucksignal durch faltungsangepaßte Filterfunktionen zu analysieren.

18. Vorrichtung oder Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Schritte folgendes aufweisen:

Berechnen und Überwachen der Druckänderungsrate in bezug auf die Zeit;

Bestimmen, wann die Druckänderungsrate in bezug auf die Zeit einen fortschreitenden Verschluß der Strömungsbahn anzeigt; und in Abhängigkeit davon

Anweisen der Pumpe (26), die Durchflußrate durch die Strömungsbahn so zu verringern, daß ein vollständiger Verschluß der Strömungsbahn vermieden wird.

19. Vorrichtung oder Verfahren nach Anspruch 18, wobei die Schritte aufweisen: Berechnen und Überwachen der Druckände rungsrate in bezug auf die Zeit durch Berechnen wenigstens einer Ableitungsfunktion des Drucks.

20. Vorrichtung oder Verfahren nach Anspruch 19, wobei die Schritte aufweisen: Berechnen und Überwachen der ersten Ableitung dp/dt des Drucks.

21. Vorrichtung oder Verfahren nach Anspruch 19, wobei die Schritte aufweisen: Berechnen und Überwachen des Drucks sowie der ersten Ableitung dp/dt und der zweiten Ableitung dp²/dt² des Drucks.

22. Vorrichtung oder Verfahren nach Anspruch 21, wobei die Schritte aufweisen: Überwachen eines Drucksignals und Erzeugen von wenigstens einem Signal wenigstens einer Ableitungsfunktion des Drucks und Verknüpfen von wenigstens zwei dieser Signale, um ein zusammengesetztes Signal zu erzeugen, aus dem eine Indikation für einen Verschluß der Fluidströmungsbahn erkennbar ist.

23. Vorrichtung und Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die zeitlich gesteuerte Stabilisierungsperiode eine Länge von 10 bis 60 s hat.

24. Vorrichtung oder Verfahren nach Anspruch 23, wobei die zeitlich gesteuerte Stabilisierungsperiode eine Länge von 18 s hat.

25. Vorrichtung oder Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, die ferner für die gesteuerte Infusion von Fluid in das Blutgefäß vorgesehen ist, wobei die Schritte folgendes aufweisen:

Ändern des Vorzeichens der Standardkurve (74), so daß eine Grundkurve (92) ausgebildet wird, die der Standardkurve direkt entspricht;

Erhöhen der Grundkurve (92) um einen vorbestimmten Druckjustierfaktor; und

Ändern der Neigung der resultierenden Kurve um einen vorbestimmten Neigungsjustierfaktor, um eine Infusionssteuerkurve (94) zu bilden.

26. Vorrichtung nach Anspruch 25, die eine Blutverarbei tungseinrichtung (48) aufweist, die das durch die Strömungsbahn entnommene Blut empfängt, und die aufweist: eine zweite Strömungsbahn zur Infusion von wenigstens einem Teil des Bluts in ein Blutgefäß, eine Infusionspumpe (64) in der zweiten Strömungsbahn, einen zweiten Drucksensor (44) und einen zweiten Durchflußratensensor, der der zweiten Strömungsbahn zugeordnet ist, wobei die Durchflußrate-Steuereinrichtung (130) zusätzlich mit der Infusionspumpe (64), dem zweiten Drucksensor (44) und dem zweiten Durchflußratensensor betriebsmäßig verbunden ist und eine Einrichtung (102) aufweist, um einen maximalen Infusionsdurchflußrate- Grenzwert zu empfangen und zu speichern.

27. Vorrichtung nach Anspruch 26, wobei die erste Strömungsbahn mit einem ersten Blutgefäß durch eine erste Nadel in Fluidverbindung bringbar ist und die zweite Strömungsbahn mit einem zweiten Blutgefäß durch eine zweite Nadel in Fluidverbindung bringbar ist.

28. Vorrichtung oder Verfahren nach Anspruch 21, 26 oder 27, wobei ein vorbestimmter Druckjustierfaktor von 6397,9 Pa (48 mm Hg) aufgebracht wird.

29. Vorrichtung oder Verfahren nach Anspruch 21, 26, 27 oder 28, wobei ein Neigungsjustierfaktor von -2,0 aufgebracht wird.

30. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 26 bis 29, wobei die Blutverarbeitungseinrichtung (48) eine Aphereseeinrichtung ist.

31. Vorrichtung nach Anspruch 30, wobei die Aphereseein richtung (48) eine Plasmaphereseeinrichtung aufweist, um einen Teil des Plasmas von dem entnommenen Blut zu trennen und zu entfernen.

32. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 26 bis 29, wobei die Blutverarbeitungseinrichtung Einheiten (48, 60, 62) aufweist, um einen therapeutischen Plasmaaustausch vorzunehmen, wobei eine Menge an autologem Plasma von dem Blut getrennt und entfernt wird und anschließend eine Menge an Verdünnungsfluid dem plasmaarmen Blut zugefügt wird und anschließend das Gemisch aus dem plasmaarmen Blut und dem Verdünnungsfluid durch die zweite Strömungsbahn reinfundiert wird.

33. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 26 bis 32, wobei die Durchflußrate-Steuereinrichtung (130) ferner folgendes aufweist:

(h) Mittel zum Einstellen eines anfänglichen adaptiven Infusionsdurchflußrate-Grenzwerts, der nicht größer als der maximale Infusionsdurchflußrate-Grenzwert ist;

(i) Mittel zum Anweisen der Infusionspumpe (64), während einer ersten zeitlich gesteuerten Förderperiode Blut mit einer Rate zu infundieren, die im wesentlichen gleich der anfänglichen adaptiven Infusionsdurchflußrate ist;

(j) Mittel zum Erfassen, ob der Druck in der zweiten Strömungsbahn während der gesamten unmittelbar vorhergehenden zeitlich gesteuerten Förderperiode über demjenigen Druckwert auf der Infusionssteuerkurve verblieben ist, der der Rate entspricht, mit der Blut infundiert wurde, und wenn das der Fall ist, zum Erhöhen des adaptiven Infusionsdurchflußrate-Grenzwerts um einen vorbestimmten Erhöhungswert und zum anschließenden Anweisen der Infusionspumpe (64), während einer darauffolgenden zeitlich gesteuerten Förderperiode Blut mit dem erhöhten adaptiven Infusionsdurchflußrate-Grenzwert zu fördern;

(k) Mittel zum Erfassen, ob der Druck in der zweiten Strömungsbahn unter denjenigen Druckwert auf der Steuerkurve gefallen ist, der der Rate entspricht, mit der das Blut gerade infundiert wird, und wenn das der Fall ist, zum Anweisen der Pumpe, die Infusionsdurchflußrate auf eine Stationärzustandsrate zu verringern, bei der während einer zeitlich gesteuerten Stabilisierungsperiode ein Durchflußrate/Druck-Punkt (96a) auf der Infusionssteuerkurve (94) ausgebildet wird.

34. Vorrichtung nach Anspruch 33, wobei die Durchflußrate- Steuereinrichtung (130) ferner folgendes aufweist:

(1) Mittel, um nach Beendigung der zeitlich gesteuerten Stabilisierungsperiode zu bestimmen, ob der Punkt (96a) auf der Infusionssteuerkurve (94), bei dem die Stationärzustandsrate für die Stabilisierungsperiode ausgebildet worden ist, um mehr als einen vorbestimmten Wert unter dem adaptiven Durchflußrate-Grenzwert liegt, und wenn das der Fall ist, um:

den adaptiven Infusionsdurchflußrate-Grenzwert um einen vorbestimmten Abnahmewert zu vermindern, um einen verminderten adaptiven Infusionsdurchflußrate-Grenzwert auszubilden, und anschließend

die Infusionspumpe (64) anzuweisen, während einer anschließenden zeitlich gesteuerten Förderperiode Blut mit dem verminderten adaptiven Infusionsdurchflußrate- Grenzwert zu infundieren.

35. Vorrichtung oder Verfahren nach einem der Ansprüche 14 bis 34, wobei das Ausgangssignal von wenigstens einem angepaßten Filter berechnet und überwacht wird.

36. Vorrichtung oder Verfahren nach einem der Ansprüche 18 bis 34, das ferner folgendes aufweist: Abgeben von wenigstens einem Drucksignal an ein angepaßtes Filter und überwachen des Ausgangssignals des angepaßten Filters, um das Auftreten eines einem Verschluß vorangehenden Druckabfalls zu bestimmen.

37. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 18 bis 36, die ferner folgendes aufweist:

wenigstens eine mathematische Signalaufbereitungseinheit (102), die mit dem zweiten Drucksensor (44) verbunden ist, um das von dem zweiten Drucksensor empfangene Drucksignal aufzubereiten, um die Brauchbarkeit des von dem zweiten Drucksensor empfangenen Drucksignals als Indikator für eine Überdruckbildung während der Infusion zu optimieren.

38. Vorrichtung nach Anspruch 37, wobei die mathematische Signalaufbereitungseinheit entsprechend Anspruch 15, 16 oder 17 ist.