到患者M的脉管接入处(vascular access)的血液移除管路6的第一部分流体连通，而到静脉腔室12的入口 12a与处理单元2下游的血液返回管路7流体连通。入口lla、12a可以设置在相应的动脉和静脉腔室11、12的底部610、620。该入口 Ila和12a被布置成使得在使用中它们被垂直定向并总是充满血液。
[0213]在一实施例中，入口 11a、12a中的一个或两个可被连接到形成在相应的动脉和/或静脉腔室11、12内部的各自的通道700、800。该通道700、800根据使用条件在各腔室中垂直延伸，且出口以一相对于底部610、620的高度位于腔室中。
[0214]动脉和静脉腔室11、12的每个还包括相应的出口 11b、12b用于流出血液。每个出口 llb、12b在血液移除管路6及在血液返回管路7处分别与体外回路8流体连通。出口11b、12b设置在各动脉和静脉腔室11、12的底部610、620并布置成使得在使用中它们被垂直定向并总是充满血液。
[0215]移除管路6的将动脉腔室11的出口 Ilb连接到处理单元2的第一隔室3的部分包括管泵部分6a，其在使用中被蠕动泵9接合(engage)。蠕动泵9被配置为连续地挤压管的相同段(tract)，由此使血液在体外回路8中移动。特定类型的蠕动泵9可设置有两个(或多个)挤压体(例如，以辊的形式)，其在血液泵9的每圈中两次(或多次)作用在管泵部分6a上。
[0216]静脉腔室12可以在内部容置静脉滤过器35，静脉滤过器35将出口 12b与腔室12的剩余容积隔开。例如包括位于出口 12b处的网结构的静脉滤过器35有助于避免气泡到达患者，因为它将更大气泡打碎成更小的气泡，更小的气泡然后被捕获在静脉腔室12中并被排放。静脉和动脉腔室11、12的每个还具有配置为在使用时允许动脉和静脉(arterialand venous)与外部环境之间的气体连通的排气开口或排气管路15、16。
[0217]该装置I还包括用于腔室11、12的至少一个致动器17、18，其工作在排气开口或排气管路15、16上以选择性地禁止气体通过或使气体通过。排气开口或管路15、16可定位在动脉和静脉腔室11、12的上部。根据使用条件，排气开口 15、16可被配置成朝向上方，并意在总是与气体接触。致动器17、18可以是空气泵或夹具(或其它阻塞装置)。致动器17，18可以(或不)被控制单元21控制以允许排气(如果需要)。
[0218]动脉和静脉腔室11、12的每个也可包括用于在腔室接收另外的流体、药物或其他物质的另外的接入处23、24 (服务接入处)。
[0219]关于血液在动脉和静脉腔室11、12中的设定液位，应该注意的是，一般这个液位应在最小值和最大值之间的预定范围内；通常用于静脉腔室12的最小值和最大值不同于用于动脉腔室11的最大和最小液位。当在各腔室内血液液位保持在这些最大和最小值之内时，可以假设设备工作在安全状态。另一方面，当血液液位移动低于最小值或高于最大值时，可能会出现各种问题，如下面所描述的。
[0220]装置I还包括第一流体流拦截设备20及至少第二流体流拦截设备22，第一流体流拦截设备20工作在血液移除管路6上且在血液泵9和动脉腔室11的上游，第二流体流拦截设备22工作在血液返回管路中且在静脉腔室12的下游。拦截设备20、22每个可例如包括由控制单元21控制的各自的夹具，拦截设备20、22被布置在各管路的第一和第二患者端33、34附近。
[0221]装置I还可以包括气泡传感器19，传感器19连接到控制单元21并且能够产生信号，如果信号大于阈值，则确定产生拦截设备22的关闭指令并停止血液泵9。在实践中，或者是气泡传感器19被配置为仅当检测到超过一定大小的气泡时发出信号给控制单元21，或者是气泡传感器19不断地(或者以短的时间间隔)传送信号。在后一种情况下，控制单元21被配置为读取信号，并在信号超过特定阈值时干预关闭指令的产生和血液泵停止。特别地，气泡传感器19位于血液返回管路7上，并且更特别地，在静脉腔室12的沿着体外回路8中的血液流动方向的下游。
[0222]装置I还包括与第二隔室4的出口 4b连接从而至少接收经通过半透膜5滤过的流体的至少一个流体排放管路10。排放管路10接收来自处理单元2的第二隔室4的废物流体，例如，包括用过的透析液和/或通过膜5超滤过的液体。排放管路10引到接收元件27，其例如具有用于废物流体的排泄管或收集袋。一个或多个透析液泵28可工作在排放管路10上。
[0223]例如在附图1中，提供在排放管路10上运行的泵28。需要注意的是，排放管路的结构也可以不同于所示出的(只要它可以适当地排出从第二隔室4出来的流体):例如排放管路10可包括如附图中所示的单个管路或主排泄管路及从主排泄管路分支并设置有各自超滤泵(该方案在图中未示出)的超滤管路。
[0224]在图1的例子中，也存在透析管路25，用于提供新鲜的治疗流体到第二隔室4的入口端口 4a。这条管路的存在不是绝对必要的，因为在不存在透析管路25的情况下，装置I仍然能够执行诸如超滤、血液滤过或血浆滤过等处理。在透析管路25存在的情况下，根据在处理单元2内是否执行通过扩散效应的纯化，第三流体流拦截设备26可用于选择性地允许或禁止流体通过透析管路25。
[0225]透析管路25如果存在则通常配备有透析泵29，并能够从模块30 (例如，透析流体的在线制备部分或袋)接收新鲜流体，并发送该流体至第二隔室4的入口端口 4a。流体排放管路10、透析管路25、以及第二隔室4是治疗流体回路的一部分，在附图中一起用附图标记100表示。
[0226]最后，设备I可以包括置换流体的一个或多个输注管路:例如预输注管路31可以连接到血液移除管路6和/或输注后管路32可连接到血液返回管路7。预输注和/或输注后管路31、32供应以来自袋的流体或直接供应以例如利用模块30在线制备的输注流体。这些管路仅在附图中示意性地表示，因为它们本身是已知的。
[0227]设备I的控制单元21可以包括一个或多个数字模块(例如微处理器类型的)、或一个或多个模拟模块、或数字和模拟模块的合适组合。如图1的示例中所示，控制单元21与血液泵9相连和/或与透析液泵28相连和/或与透析泵29相连以及与位于动脉和静脉腔室11、12的第一和第二压力传感器13、14相连以及可选地与辅助压力传感器(如果存在的话)相连。此外，控制单元21可连接到第一和第二流体流拦截设备20、22以及连接到第三流体流拦截设备26 (如果存在的话)。控制单元21还与气泡检测设备19通信、与模块30(如果制备是在线的话)通信、并可能与排气开口 /管路15、16上的致动器17、18通信。控制单元21配置或编程为执行下述过程。
[0228]如果控制单元21为可编程类型，该单元与用于存储指令的数据承载相连，当指令由控制单元21执行时，指令完成下面描述的过程。数据载体可以包括大容量存储装置(例如光学或磁)、可再编程存储器(EPROM，FLASH)或其它类型的存储器。
[0229]通常，在开始治疗前，装置I经历由控制单元21控制的预充过程。特别地，在治疗之前，盐水溶液注入到体外回路8中以清洗和从血液管路及从处理单元去除任何空气和残余颗粒。在此过程结束时，在动脉和静脉腔室11、12中建立起工作压力下的设定盐水液位。
[0230]一旦患者M通过脉管接入连接到该设备，控制单元21配置为移动至少血液泵9从而在动脉和静脉腔室11、12中产生在每个腔室下部的相应的设定血液液位，同时限制在每个腔室的上部的互补量的气体。这时可以开始治疗并持续所要求的时长从而适当地处理从患者M取出的血液。
[0231 ] 在整个治疗过程中，动脉和静脉腔室11、12中的血液液位连续地改变(虽然以小的量)，这至少是由于这样的事实:控制单元21移动在血液泵9并产生可变的血液流率，该可变的血液流率包括等于期望的血液流率值的恒定流率分量和基本上处于零平均值的可变流率分量。这特别是由于这样的事实:血液泵9性质上是蠕动的，因此在回路中产生与泵转子相联的辊/多辊操作的管泵部分6a的连续挤压动作引起的非恒定的血液流。
[0232]换言之，沿管部分6a进行的管收缩(由接触泵部分6a的泵辊产生)引起泵入体外回路的血液的液压。在所描述的示例中，泵9包括带有两个(或多个)辊的转子，在泵转子转动时辊“挤压”管部分6a并使血液回路中的流体前进。
[0233]替代已经描述的，可以使用能够产生非恒定的流率的其它类型的“蠕动”泵，该非恒定流率包括平均恒定分量和可变的零平均分量。例如，可以使用直线蠕动泵(例如，“手指”泵)或循环驱动泵、或能够在血液中产生脉动的夹具。
[0234]或者，控制单元21可以被配置为控制泵9在血液产生脉动，从而使用不具有固有地产生的压力变化的其它种类的泵。或者，控制单元21可以控制治疗流体回路100中的致动器，诸如循环驱动夹具(作为第三流体流拦截设备26)或另一泵(作为透析液泵28或透析泵29)，该致动器配置为在体外血液回路8中流动的血液中诱发压力脉冲。
[0235]不论如何产生，可变的血流流率在动脉和静脉腔室11、12 二者中均产生时变的压力函数P (t)，该函数包括围绕平均压力值Pavg振荡的压力分量Λ P (t)。当泵9或其他致动器产生脉动时，治疗流体回路100中的阀26可以关闭从而以增加血液脉冲的大小。
[0236]控制单元21被配置为监控静脉和动脉腔室12、11的上部120、110中的气体/空气的体积V1、V2。
[0237]例如，控制单元21配置为:计算静脉和动脉腔室12、11的上部120、110中的气体/空气的体积V1、V2 (以及，可能的话，气体的摩尔量)，然后，从这些体积V1、V2 (以及从腔室12、11的已知几何形状)计算这些腔室12、11中的血液的液位L1、L2。这允许检测腔室11、12中血液液位L1、L2的变化并因而有助于减少输注气体气泡到患者体内的风险。
[0238]为了这个目的，控制单元21从第一压力传感器14以及从第二压力传感器13接收与血液泵9 (或其它致动器)产生的时变压力P (t)相关的压力信号Pl (t)和P2(t)。主要由于静脉腔室12的上部120中的气体/空气的所述体积VI，该时变压力P(t)以第一时间延迟(相对于它的产生)到达第一压力传感器14。主要由于动脉腔室11的上部110中的气体/空气的所述体积V2，该时变压力P (t)以第二时间延迟(相对于它的产生)到达第二压力传感器13。
[0239]在频域中，第一时间延迟对应于第一相移Θ I且第二时间延迟对应于第二相移Θ 2，这些相移如下:
[0240]Θ I = arctan (_ ω *R1*C1)
[0241 ] θ 2 = arctan (- ω *R2*C2)，其中:
[0242]ω压力信号的角频率
[0243]Rl静脉腔室的流体阻力
[0244]R2动脉腔室的流体阻力
[0245]Cl = K1*V1/P1静脉腔室的流体顺应性
[0246]C2 = K2*V2/P2动脉腔室的流体顺应性
[0247]Pl静脉腔室中的平均压力
[0248]P2动脉腔室中的平均压力
[0249]控制单元21配置为接收所述压力信号Pl (t)、P 2(t)并计算出时间延迟/相移之间的差Θ = θ 1-Θ 2:
[0250]Θ = (arctan(_ω*Rl*kl*Vl/Pl)