DE2737922A1 - Kuenstliche endokrine druese - Google Patents
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- Y10S128/00—Surgery
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Description
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7 *3 7Q 9
101/025
6380 Bad Homburg v.d.H.
Eine künstliche endokrine Drüse enthält einen Dialysator zur überführung des zu überwachenden Anteils von Blutproben
in eine Ileßflüssigkeit. Das in die Meßflüssigkeit eindiffundierte Substrat wird in einem Analysator quantitativ
bestimmt. Hieraus berechnet ein Regler die zur Aufrechterhaltung des normalen Substrats erforderlichen Hormongaben,
die dementsprechend dem Körper zugeführt werden. Das Blut und die Meßflüssigkeit sind in geschlossenen Kreisläufen
geführt und die in die Meßflüssigkeit gelangenden Umsetzunasprodukte
des Analysators, die durch den Dialysator wieder in das Blut eindringen können, sind mit dem Stoffwechsel
des Patienten verträglich. Die Anordnung kann platzsparend gebaut werden und eignet sich zur Ausbildung als am Körper
tragbares Gerät. Nach einer Ausgestaltung ist der Dialysator als intracorporaler Katheter ausgebildet. Die Anordnung ist
insbesondere als künstliche Pankreas-Betazelle geeignet.
Dr.Hk/Du.
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Die Erfindung bezieht sich auf eine künstliche endokrine Drüse, insbesondere eine künstliche Pankreas-Betazelle nach dem Gattungsbegriff des Hauptanspruchs.
Künstliche Betazellen, etwas ungenau auch "künstliche Bauchspeicheldrüsen" genannt, sind z. B. in den am Schluß
der Beschreibung unter 1) und 2) genannten Druckschriften beschrieben.
Die natürliche Funktion der Betazellen des endokrinen Pankreas besteht in der Hauptsache darin, in Abhängigkeit
vom Glucosegehalt des Blutes das Hormon Insulin zu produzieren und freizusetzen, um dadurch die Aufnahme der im
Blut gelösten Nahrungsstoffe in die Körperzellen und insbesondere den Aufbau von Glykogen aus der im Blut überschüssig vorhandenen Glucose zu steuern. Wenn dieser Regelmechanismus gestört ist, entsteht bekanntlich das Krankheitsbild des Diabetes mellitus (Zuckerkrankheit).
Ein System, das die natürliche Funktion der Betazellen ersetzen soll, muß drei wesentliche Bestandteile haben,
nämlich a) eine Einrichtung zur Messung der Glucosekonzentration im Blut, b) eine Einrichtung für die Zufuhr
von Insulin in den Blutkreislauf und c) einen Regler, der auf Grund der Meßwerte die pro Zeiteinheit zuzuführende
Menge Insulin steuert. Das System kann noch erweitert v/erden, indem zusätzlich die Zufuhr eines dem Insulin entgegenwirkenden
Mittels (z. B. Glucose) vorgesehen wird.
In den obengenannten, in der Literatur beschriebenen künstlichen Betazellen v;ird das fortlaufend dem Patienten entnommene
und gegen Gerinnung vorbehandelte Blut durch einen Dialysator geleitet, worin die Glucosemoleküle durch eine
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Membran in eine Indikatorlösung eindiffundieren. Die dadurch bedingte Farbänderung des Indikators wird colorJ-raetrisch bestimmt. Dieses Meßprinzip bedingt einen hohen
technischen Aufwand mit entsprechend großem Volumen und Gewicht der Meßvorrichtung sowie erheblichem Flüssigkeitsverbrauch, so daß ein an sich wünschenswerter Aufbau in
Form eines am Körper des Patienten tragbaren Gerätes bisher als außerhalb der technischen Möglichkeit angesehen
werden mußte. Ein vor allem für die Daueranwendung wichtiges Problem blieb bisher vollständig ungelöst, nämlich die
fortlaufende Analyse des Glucosegehaltes im Blut ohne ständigen Blutverlust.
In der Druckschrift 3) wird vorgeschlagen, statt des Colorimeters eine Glucoseelektrode zur Bestimmung des Glucosegehalts im Blut zu verwenden. Eine Glucoseelektrode besteht
aus einer sauerstoffempfindlichen Elektrode, der das Enzym
Glucoseoxidasc vorgeschaltet ist. In Anwesenheit von Glucose und Sauerstoff bewirkt die Glucoseoxjöase einr
katalytische Oxidation der Glucose zu Gluconsäure und Wasserstoffperoxid. Je nach der Menge der vorhandenen
Glucose wird also die im Bereich der Elektrode auftretende Sauerstoffkonzentration und damit die Stärke des die
Elektrode durchfließenden Stromes herabgesetzt. Solche
Elektroden benötigen wenig Platz und sind bei geeigneter Ausführung zuverlässig und langlebig. Es ist sogar vorgeschlagen worden, derartige Elektroden in die Haut des Patienten zu implantieren; dies hat sich aber auf die Dauer nicht
bewährt. Mit der Glucoseelektrode kann man grundsätzlich im Vollblut messen; das Meßergebnis wird aber von verschiedenen Faktoren beeinflußt und ist nicht zuverlässig. Ferner
bleibt auch bei Verwendung einer Glucoseelektrode als Meßfühler das Problem des ständigen Blutverlustes und der
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Die im Hauptanspruch gekennzeichnete Erfindung hat die
Aufgabe, das Volumen und das Gewicht der künstlichen Betazelle zu reduzieren und gleichzeitig den ständigen
Blutverlust des Patienten zu vermeiden. Zu diesem Zweck sind Blut und Meßflüssigkeit in geschlossenen Kreisläufen
geführt, so daß die Bereitstellung von Vorratsbehältern für die Abfallprodukte überflüssig wird. Voraussetzung
hierfür ist, daß die Umsetzungsprodukte des Analysators
in der Meßflüssigkeit mit dem Stoffwechsel des Patienten veträglich sind, denn durch die Dialysemembran diffundieren
diese Umsetzungsprodukte in das Blut zurück und werden dem Körper des Patienten zugeführt. Bei Verwendung einer Glucoseelektrode
zur Messung des Glucosegehalts ist diese Bedingung erfüllt, denn die durch Umsetzung mit Sauerstoff
gebildete Gluconsäure kann am Stoffwechsel des Patienten teilnehmen.
Da der Blutkreislauf und der Meßflüssigkeitskreislauf durch
die Dialysemembran getrennt sind, besteht eine sichere Infektionsschranke zwischen dem Blutkreislauf und den
übrigen Teilen des Systems.
Die Miniaturisierung läßt sich gemäß einer Ausgestaltung der Erfindung noch weiter treiben, indem der Dialysator
als Katheter ausgebildet und in den Körper selbst verlegt wird. So läßt sich die ganze Anlage in Form eines am oder
im Körper tragbaren Gerätes aufbauen.
Das Anwendungsgebiet der Erfindung ist nicht auf den Ersatz der Betazellenfunktion des Pankreas beschränkt, sondern sie
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läßt sich auch zum Ersatz der Funktion anderer innersekretorischer
Drüsen heranziehen, beispielsweise zur Regelung des Calciumstoffwechsels bei mangelnder Funktion
der Nebenschilddrüse.
Die Erfindung v/ird im folgenden an Hand der Zeichnungen in zwei Ausführungsbeispielen beschrieben. Es zeigen
Fig. 1 den Flüssigkeitskreislauf eines ersten Ausführungsbeispiels mit einem extracorporalen Dialysator und
den weiteren Funktionselementen in schematischer Darstellung,
Fig. 2 den Flüssigkeitskreislauf eines zweiten Ausführunosbeispiels
in schematischer Darstellung einschließlich einer schematischen Teilschnittdarstellung des
verwendeten Dialysekatheters,
Fig. 3 eine schematische Seitenansicht des in beiden Flüssigkeitskreisläufen
verwendeten Pumpen-Oxigenators und
Fig. 4 eine Draufsicht desselben.
Bei dem in Fig. 1 gezeigten Ausführungsbeispiel wird das Blut durch eine doppelläufige Kanüle 101 bekannter Art,
die in ein Blutgefäß 102 des Patienten eingeführt ist, entnommen. Solche Kanülen haben zwei koaxiale Flüssigkeitskanäle, von denen der innere, der mit der Schlauchleitung
103 verbunden ist, zur Abführung des Blutes dient, während durch den äußeren, der mit der Leitung 104 verbunden ist,
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eine die Gerinnung hemmende Substanz, z. B. Heparin,
enthaltende Lösung durch die Pumpe 105 aus dem Vorratsbehälter 1Ο6 zugeführt wird. Die Wirkung gerinnungshemmender
Medikamente kann bekannterweise durch geeignete Antagonisten - im Falle des Heparins ist es Protamin vor
der Reinfundierung des Blutes neutralisiert v/erden. Innerer und äußerer Kanal können in ihren Funktionen
auch vertauscht werden. Die Flußrate der Heparinlösung ist wesentlich geringer als die pro Zeiteinheit entnommene
Blutmenge. Zweck dieser Anordnung ist es, die Gerinnungsfähigkeit des Blutes bereits unmittelbar an der Entnahmestelle
so weit herabzusetzen, daß eine Gerinnung in dem angeschlossenen System verhindert wird. Das durch die
Leitung 103 fließende Blut gelangt zu dem Dialysator 107, der eine semipermeable Membran zur Trennung von Blut-
und Meßkreislauf enthält. Nachdem das Blut den Dialysator passiert hat, fließt es durch die Leitung 108, die Pumpe
109 und die sich daran anschließende Leitung 110 zum Patienten zurück. Die eigentliche Rückführung erfolgt
durch die KanüleHl, die in ein Blutaefäß 112 eingeführt
ist. Die Pumpe 109, die eine bestimmte Menge Blut pro Zeiteinheit durch den Dialysator fördert, kann statt in die
abführende ebenso in die zuführende Leitung 103 des Dialysators
eingefügt werden.
Während längs der einen Oberfläche der semipermeablen Membran des Dialysators das Blut fließt, wird an der anderen
Oberfläche eine Flüssigkeit entlanggeführt, die in dem angeschlossenen Analysekreislauf zirkuliert. Die
durch die Leitung 113 dem Dialysator zufließende Flüssiokeit nimmt auf ihren Weg entlang der Membranoberfläche
annähernd die gleiche Glucosekonzentration wie das an der entgegengesetzten Membranoberfläche fließende Blut an, da
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die Membran für Glucose auf Grund deren relativ geringer
riolekülgröße eine hohe Durchlässigkeit aufweist, so daß
ein rascher Konzentrationsausgleich stattfinden kann. Die über die Leitung 114 abfließende, auf den Glucosegehalt
des Blutes aufgesättigte Flüssigkeit gelangt durch das in
Normalbetrieb geöffnete Schlauchklemmventil 115 zu der Pumpe 116. Die Schlauchklemmventile 117 und 118 sind dabei
geschlossen. Die Pumpe 116 wird gleichzeitig als Oxigenator genutzt, d. h. die geförderte Flüssigkeit wird gleichzeitig
auf den Sauerstoffgehalt der umgebenden Atmosphäre aufgesättigt. Einzelheiten der Funktion der Oxigenator-Pumpe
116 werden weiter unten erläutert. Die auf den Sauerstoffpartialdruck der Luft gesättigte Flüssigkeit passiert
hinter der Pumpe 116 einen Enzymreaktor 119 mit dem Enzym Glucoseoxidase, das Glucose unter Sauerstoffverbrauch in
Gluconsäure umsetzt. Der Enzymreaktor enthält das Enzym vorzugsweise in immobilisierter Form, z. P. an die Oberfläche
eines polymeren Trägermaterials gebunden. Eine von mehreren bekannten Ausführungsformen solcher Reaktoren
besteht z. B. aus einem einfachen Schlauch, der das Enzym an seiner inneren Oberfläche trägt. Der Sauerstoffpartialdruck
am Ausgang des Reaktors, ein Maß für die Glucosekonzentration, wird mit dem Sauerstoff-Meßfühler
120 gemessen. Nach Passieren des Meßfühlers 120 wird die Flüssigkeit durch die Leitung 113 zum Dialysator zurückgeleitet
und durchläuft den beschriebenen Kreislauf von neuem. Die zirkulierende Flüssigkeit nimmt auf Grund der
Eigenschaften des Dialysators 107 hinsichtlich ihrer niedermolekularen Bestandteile etwa die Zusammensetzung des
Blutes an, so daß die Endprodukte des durch Glucoseoxidase katalysierten Glucoseumsatzes vom Stoffwechsel des Patienten
weiter verarbeitet werden können. Es besteht daher andererseits auch die Möglichkeit, weitere Meßfühler, z. E.
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in Form ionenselektiver und/oder gassensitiver Elektroden, evtl. unter Einbeziehung weiterer enzymatischer Reaktionen,
in den Analysekreislauf einzufügen, wenn v/eitere Analysenwerte zu anderen Zwecken gewonnen werden sollen.
Da die semipermeable Membran als keimdichte Schranke zwischen Blutkreislauf und Meßkreislauf dient, ist es
wünschenswert, ein Leck in dieser Membran rechtzeitig zu erkennen. Diesem Zweck dient der Membranleckdetektor 121
in Form einer aus Lichtquelle und Lichtsensor bestehenden Lichtschranke, durch die die als transparenter Schlauch
ausgebildete Leitung 114 hindurchgeht. Bei einem Membranleck tritt Blut in die zirkulierende Flüssigkeit über,
so daß die vom Lichtsensor aufgenommene Lichtintensität sich vermindert und dementsprechend durch in der Steuerung
des Systems vorgesehene Sicherheitsfunktionen der gesamte Kreislauf stillgesetzt wird. Eine gleichartige Sicherheitseinrichtung
in Form einer Lichtschranke 122 dient zur Kontrolle des zum Patienten zurückgeleiteten Blutes auf das
Vorhandensein von Luft. Luft kann bei Undichtigkeiten des Systems von der Pumpe 109 angesaugt und in die zum Patienten
führende Leitung gefördert werden. Um eine dadurch mögliche Gefährdung des Patienten auszuschließen, ist in
der Steuerung des Systems vorgesehen, daß bei Auftreten einer erhöhten Lichtintensität am Lichtsensor der Lichtschranke
122 automatisch die Pumpe 109 oder der gesamte Kreislauf stillgelegt wird.
Zur überwachung und Aufrechterhaltung der Meßgenauigkeit
ist vorgesehen, die aus den Elementen 116, 119 und 120 bestehende Meßvorrichtung in regelmäßigen Zeitabständen
zu kontrollieren und zu eichen. Hierzu wird das Schlauchklemmventil 115 geschlossen, die Schlauchklemmventile 117
und 118 werden geöffnet. Der Analysenstrecke wird dadurch
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aus dem Vorratsgefäß 123 eine Eichflüssigkeit mit definierter
Glucosekonzentration zugeführt. Eine gleichgroße Flüssigkeitsmenge fließt durch das Schlauchklemmventil
in den Sammelbehälter 124. Es ist zweckmäßig, der Eichflüssigkeit, die sich in dem Vorratsgefäß 123 befindet,
bakteriostatisch oder bakterizid wirkende Substanzen bzw. auch fungicide Mittel zuzufügen, um ein Keimwachstum im
Analysenkreislauf zu unterdrücken.
Der Sauerstoff-Meßfühler ist mit einem elektronischen
Regler 125 verbunden, dessen Zweck im wesentlichen darin besteht, in Abhängiokeit von der gemessenen Glucosekonzentration
eine Infusionspumpe für Insulin zu steuern. Diese Infusionspumpe 126, die z. B. als Schlauchpumpe ausgebildet
sein kann, fördert eine das Insulin enthaltende Lösung aus dem Vorratsgefäß 127 in die zum Patienten führende Leitung
110, so daß das Insulin zusammen mit dem zurückgeführten Blut in den Blutkreislauf des Patienten gelangt.
Der elektronische Regler soll sowohl den aktuellen Istwert der Glucosekonzentration K„, als auch deren zeitlichen
Differentialquotienten dK /dt, d. h. die Änderungsgeschwindigkeit der Glucosekonzentration, berücksichtigen, wobei
die Änderungsgeschwindigkeit mit einer nichtlinearen Funktion f bewertet wird, so daß als Rechengröße ein "wahrscheinlicher
Endwert" der Glucosekonzentration in der Form K_ =K_ + f (dK_/dt) auftritt. Eine zweite nichtlineare
GL· G G
Bewertungsfunktion bestimmt die pro Zeiteinheit zuzuführende Menge Insulin (m_) in Abhängigkeit von dem "wahrscheinlichen
Endwert" der Glucosekonzentration, d. h. m =g(K ). Geeignete
Bewertungsfunktionen sind aus der Literatur bekannt. Um die bei den periodisch durchgeführten Eichkontrollen ermittelten
Kontrollwerte hinsichtlich etwaiger Empfindlichkeitsänderungen der Meßeinrichtung automatisch zu berücksichti-
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gen, muß der Regler außerdem in der Lage sein, den Meßwert K mit einem entsprechenden, bei der Eichung
ermittelten Korrekturfaktor zu versehen. Die beschriebenen
Rechenoperationen, die der Regler 125 ausführen muß, können in verschiedener Weise verwirklicht werden.
Es ist allerdings wegen der Komplexität der Gesamtaufgabe naheliegend, hierfür ein digitales System mit einem
Mikroprozessor einzusetzen.
In einer bevorzugten Ausführung des Reglers ist eine diskontinuierliche Arbeitsweise in der Form vorgesehen,
daß die Berechnung der optimalen Insulinmenge und dementsprechend die Dosierung und Zuführung dieser Menge mit
Hilfe der Insulinpumpe nur in größeren Zeitabständen, z. B. am Ende eines Zeitintervalls von jeweils 10 bis
Minuten, erfolgt, wobei die Istwerte der Glucosekonzentration und deren iinderungsgeschwindigkeit als Mittelwerte
über einen Teil des Zeitintervalls ermittelt werden. Dadurch ergibt sich die Möglichkeit, in jedes dieser Zeitintervalle
einen Eichvorgang einzuschalten, oder zumindest nach Ablauf von jeweils einer bestimmten Anzahl (z. B. 5 oder 10)
von Zeitintervallen einen Eichvorgang in das nachfolgende Zeitintervall einzufügen.
Aus Fig. 1 ist ersichtlich, daß für die Pumpen 109, 105 und 116, die im wesentlichen mit konstanter Geschwindigkeit
betrieben werden, ein gemeinsamer Antrieb in Form eines Elektromotors 128 benutzt v/erden kann, wobei evtl.
unterschiedliche Getriebeuntersetzungen in der Figur nicht berücksichtigt sind. Neben dieser durch den gemeinsamen
Antrieb bedingten Vereinfachung ergibt sich eine weitere
Vereinfachung dadurch, daß der Motor 128 auch zur Steuerung
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der einzelnen Meß- und Eichvorgänge und der damit verbundenen Funktionen des Reglers 125 herangezoqen wird,
wobei auch die Betätigung der Schlauchklemmventile 115, 117 und 118 für den Eichvorgang durch den Antriebsmotor
128 veranlaßt wird. Es geschieht dies vorzugsweise dadurch, daß der Motor über ein Getriebe mit geeigneter Untersetzung
nicht dargestellte Nockenscheiben bewegt, die entsprechende Kontaktgeber für die Auslösung der elektrischen Funktionen
des Reglers 125 und Antriebshebel für das Schließen und öffnen der Schlauchklemmventile 115, 117 und 118
betätigen.
In Fig. 2 ist ein zweites Beispiel für den Flüssigkeitskreislauf einer "künstlichen Bauchspeicheldrüse" angegeben.
Dieses Beispiel bezieht sich vorzugsweise auf eine am Körper des Patienten tragbare Vorrichtung. Der Unterschied
gegenüber dem ersten Beispiel besteht im wesentlicher, darin, daß anstelle des extracorporalen Dialysators ein intracorporaler
Dialysator in Form eines Dialyse- oder Filterkatheters vorgesehen ist. Der in ein Blutgefäß des Patienten
eingeführte Dialysekatheter 201 mit der auf gewindeartig oder parallel zur Längsachse verlaufenden Rippen
202 eines Grundkörpers 203 abgestützten Dialysemembran 204 und den Zufluß- und Abflußkanälen 205 und 206 bildet
einen Teil des Analysdkreislaufes für die Messung der GIucosekonzentration.
Die Flüssigkeit, die über die Leitung 207 in den Kanal 205 eintritt und bei 208 zur Riäksdte der Membran
geleitet wird, nimmt auf ihrem weiteren Weg entlang der inneren Membranfläche annähernd die gleiche Glucosekonzentration
wie das an der äußeren Membranfläche fließende Blut an. Die über die Leitung 209 abfließende, auf den
Glucosegehalt des Blutes aufgesättigte Flüssigkeit gelangt
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durch das im Normalbetrieb geöffnete Schlauchklemmventil 210 zu dem Pumpen-Oxigenator 211. Nach Passieren
des Enzymreaktors 212 und des Sauerstoff-Meßfühlers 213 wird die Flüssigkeit durch die Leitung 207 in den Kanal
205 des Katheters zurückgeleitet und durchläuft den beschriebenen Kreislauf von neuem. Die Funktionen der genannten
Elemente sind die gleichen wie bei dem ersten Ausführungsbeispiel,
ebenso die der Eichung dienenden Schlauchklemmventile 214 und 215 sowie der Behälter 216 und 217.
Auch hier ist es zweckmäßig, der im Behälter 216 enthaltenen Eichflüssigkeit Substanzen beizumischen, die ein
Keimwachstum verhindern, so daß diese Substanzen bei den periodischen Eichvorgängen in den Analysenkreislauf gelangen.
Ebenso kann der Zusatz gerinnungshemmender Substanzen, z. B. Heparin, vorteilhaft sein, um eine Tendenz
zur Blutgerinnung an der äußeren Membranoberfläche zu unterdrücken.
Die von dem elektronischen Regler 218 gesteuerte Insulin-Infusionspumpe
kann als Schlauchpumpe ausgebildet sein, oder, wie in diesem Beispiel gezeigt, als Spritzenpumpe,
bestehend aus einem Motor 219, einem Getriebemechanismus 220 und einer Injektionsspritze 221, die das Insulin enthält.
Der Getriebemechanismus 220 setzt die Drehbewegung des Motors 219 in eine Linearbewegung zum Antrieb des Kolbens
der Injektionsspritze 221 um;letztere ist mit einem Kanal
223 des Katheters 201 verbunden,der frei auf der Ober^l^che
des Katheters mündet.
Zur automatischen Erkennung eines evtl. Defektes der Membran des Katheters ist wie bei dem ersten Ausführungsbeispiel ein Membranleckdetektor in Form einer Lichtschranke
222 vorgesehen, durch die die als transparenter Schlauch
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ausgebildete Leitung 209 hindurchgeht. Die durch das Auftreten von Blut in dieser Leitung bedingte Verminderung
der Lichtintensität am Lichtsensor löst ein Signal aus, das den Antrieb der Pumpe 211 stillsetzt und darüber
hinaus eine akustische Störungsmeldung veranlaßt.
Ein Ausführungsbeispiel des erwähnten Pumpen-Oxigenators 116 bzw. 211 ist in Fig. 3 und 4 daroestellt.Diese Einrichtung,
die die Funktionen einer Pumpe und eines Oxigenators in sich vereinigt, gleicht in ihrem Aufbau einer normalen
Schlauchpumpe, vorzugsweise in Form einer sogenannten statorlosen Schlauchpumpe, bei der der Pumpenschlauch
mit einer gewissen Vorspannung über den Rotor geschlungen ist, so daß der Schlauchquerschnitt an den Auflaqestellen
auf den Rollen des Rotors infolge dieser Vorspannung vollständig verschlossen wird. Für die gleichzeitige Funktion
als Pumpe und als Oxigenator wird die Tatsache ausgenutzt, daß bestimmte Kunststoffe, z. B. Silikonkautschuk, die
sich wegen ihrer Elastizität als Material für Schläuche von Schlauchpumpen eignen, eine sehr hohe Gasdurchlässigkeit
aufweisen. Es hat sich gezeigt, daß bei geeigneter Dimensionierung neben der Pumpwirkung eine sehr wirksame
Funktion als Oxigenator erreicht werden kann. Hierzu ist eine möglichst geringe Wandstärke und große Oberfläche
des Schlauches sowie eine relativ hohe Verweilzeit des Mediums in der Pumpe vorteilhaft. Eine Optimierung hinsichtlich
der verschiedenen Anforderungen ist dadurch zu erreichen, daß der Förderstrom in mehrere parallele Teilströme
verzweigt und auf mehrere parallele Pumpenschläuche verteilt wird.
Bei dem in Fig. 3 und 4 gezeigten Ausführungsbeispiel trägt der Rotor 301, der von der Achse 302 eines Getriebe-
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motors 303 in Drehung versetzt wird, vier Rollen 304,
die im Rotor frei drehbar gelagert sind, über diese Rollen sind Pumpenschläuche 305 gespannt, deren Enden
in einer Halterung 306 befestigt sind. Zur Verteilung des in der Leitung 307 fließenden Mediums auf die Pumpenschläuche dienen Verteilerstücke 308.
Bei den im Zusammenhang mit Fig. 1 und Fig. 2 beschriebenen Ausführungsbeispielen wurde im Interesse einer
möglichst weitgehenden gerätetechnischen Vereinfachung auf die an sich bekannte Möglichkeit einer Gegenregulation
durch Infusion von Glucose (oder evtl. Glucagon) im Falle einer Unterschreitung einer bestimmten Glucosekonzentration
im Blut verzichtet, da ein Glucosedefizit auch durch orale Verabreichung von Glucose ausgeglichen werden kann. Eine
zv/eckmäßige Ergänzung der beschriebenen Systeme kann jedoch in einem mit dem Sauerstoff-Meßfühler 120 bzw. 213
verbundenen Anzeigegerät bestehen, an dem die aktuelle Glucosekonzentration abgelesen v/erden kann und/oder in
einer Vorrichtung zur Grenzwertüberwachung, die bei Erreichen bestimmter kritischer Werte der Glucosekonzentration
ein Warnsignal auslöst.
Die Erfindung ist nicht auf die im einzelnen beschriebene Anwendung als Ersatz der Betafunktion des Pankreas beschränkt, sondern kann auch zur Substitutionstherapie bei
Ausfall anderer endokriner Drüsen dienen. Als Beispiel sei die Regelung des Calcium-Stoffwechseis bei Ausfall der
Nebenschilddrüsen erwähnt. Die Nebenschilddrüsen sind der Bildungsort des Parathormons, das die CaIcium-Ionenaktivität im Blut und in der extrazellulären Flüssigkeit erhöht. Der Antagonist des Parathormons ist das Thyreocalcitonin, das in den parafollikulären Zellen der Schilddrüse
gebildet wird.
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Bei Ausfall der Nebenschilddrüsen können die Anordnungen nach Fig. 1 oder Fig. 2 weitgehend unverändert übernommen
werden. Das Glied 120 bzw. 213 ist in diesem Fall als calcium-selektiver Sensor ausgebildet; der Enzymreaktor
119 bzw. 212 entfällt. Das Vorratsgefäß 123 bzw. 216 enthält eine Eichlösung mit definierter Calciumionenkonzentration. Das Gefäß 127 bzw. 221 enthält Parathormon. Evtl.
ist eine zusätzliche automatische Injektionsvorrichtung für Thyreocalcitonin und/oder Calcium sinnvoll.
Die dargestellte und beschriebene Anordnung ergibt eine wesentliche Erhöhung der Funktionssicherheit in medizinischer und technischer Hinsicht, da jedes Infektionsrisiko
vermieden ist und die Analysenvorrichtung nicht durch Blutbestandteile in ihrer Funktion beeinträchtigt werden
kann. Durch die automatische periodische Prüfung und Eichung des Meßsystems wird eine hohe Funktionssicherheit
erreicht. Hierzu tragen zusätzlich der Detektor für Membranlecks und gegebenenfalls der Luftdetektor bei. Der technische Aufwand kann gering gehalten werden, wenn in der beschriebenen Weise die Funktionen von Oxigenator und Pumpe
vereinigt sind und der Antriebsmotor der Pumpe gleichzeitig für die Betätigung der Schlauchkletnmventile bei der
Eichung und als Taktgeber für den Ablauf der Meß- und Eichvorgänge herangezogen wird.
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Bericht über den Stand der Technik
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Diabetes 23_ (1974) S. 397 bis 404
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Le e rs e11 e
Claims (8)
- München, den jM ^1* 101/025Dr. E. Fresenius Chem.-pharm. Industrie KG, Apparatebau KG,6380 Bad Homburg v.d.H.Ansprüche!^Künstliche endokrine Drüse, bestehend aus einer Vorrichtung zur laufenden Blutentnahme, einem Dialysator zur überführung des zu überwachenden Anteils des entnommenen Blutes in eine Meßflüssigkeit, einem Analysator zur quantitativen Bestimmung dieses Anteils, einem Regler und einer Vorrichtung zur Zuführung der vom Regler errechneten Hormonmengen in den Körper, dadurch gekennzeichnet, daß das den Dialysator durchströmende Blut und die Meßflüssigkeit in geschlossenen Kreisläufen geführt sind und daß die in die Meßflüssigkeit gelangenden Umsetzprodukte des Analysators mit dem Stoffwechsel des Patienten verträglich sind.Dr.Hk/Me909810/0098
- 2. Künstliche Drüse nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Dialysator aus einem intracorporalen Katheter (201) besteht.
- 3. Künstliche Drüse nach Anspruch 2, gekennzeichnet durch eine auf der Außenfläche des Katheters (201) aufliegende, durch Rippen (202) eines Grundkörpers (203) abgestützte Dialysemembran (204), mit dem Meßflüssigkeitsverlauf in Verbindung stehende Zu- und Abflußkanäle (205, 206) für den Raum auf der Rückseite der Membran und einen frei auf der Oberfläche des Katheters mündenden Kanal (223), der mit der Vorrichtung(221) zur Hormonzuführung in Verbindung steht.
- 4. Künstliche Drüse nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch eine Umschaltvorrichtung (115, 117, 118; 210, 214, 215) zur periodischen Eichung des Analysators mit einer Eichflüssigkeit (123, 216).
- 5. Künstliche Drüse nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Meßflüssigkeitspumpe (116, 211) mit Schaltnocken zur Betätigung der Umschaltvorrichtung versehen ist.
- 6. Künstliche Drüse nach einem der vorhergehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch optische überwachungsvorrichtungen909810/0098(121, 122; 222) für Blut im Meßflüssigkeitskreislauf und/oder Luft im rückqeführten Blut.
- 7. Künstliche Pankreas-Betazelle nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß im Meßflüssigkeitskreislauf ein Oxigenator (116, 211), ein Enzymreaktor (119, 212) und ein sauerstoffempfindlicher Meßfühler (120, 213) hintereinander angeordnet sind.
- 8. Künstliche Pankreas-Betazelle nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß der Oxigenator als Rollenpumpe mit für den Luftsauerstoff durchlässigen Schläuchen (305) ausgebildet ist.909810/0098
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