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Die
Erfindung betrifft das Gebiet von Blutbehandlungsvorrichtungen mit
einem Blutreinigungselement nach dem Oberbegriff des Anspruch 1.
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In
der Nierenersatzbehandlung werden verschiedene Verfahren eingesetzt.
Bei einigen dieser Verfahren wird einem Patienten während der
Behandlung kontinuierlich Blut entnommen und in einen extrakorporalen
Kreislauf eingespeist. Dort durchfließt es ein Blutreinigungselement,
um danach zum Patient zurückgeführt zu werden.
Das Blutreinigungselement weist meist einen durch eine semipermeable
Membran in zwei Kammern geteiltes Filterelement auf, dessen eine
Kammer vom Blut durchströmt
wird. Gegenwärtig
werden hierfür vor
allem Filterelemente verwendet, die viele Tausend von Hohlfasern
beinhalten, deren Inneres vom Blut durchflossen wird.
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Bei
der Hämodialyse
wird die andere Kammer von einer Reinigungsflüssigkeit (Dialysierflüssigkeit) durchflossen,
die aus dem Blut zu entfernende Stoffe wie z.B. Harnstoff per Diffusion
aufnimmt und bezüglich anderer,
im Blut zu belassender Stoffe wie Elektrolyte eine Zusammensetzung ähnlich eines
gesunden Blutbildes aufweist. Auszuscheidene Flüssigkeitsvolumina werden mittels
einer Komponente, die die Ultrafiltration steuert, ebenfalls von
der Blutkammer zur Dialysierflüssigkeitskammer
des Filterelementes entfernt.
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Bei
der Hämofiltration
wird die andere Kammer des Filterelementes, die fortan als erste
Kammer bezeichnet wird, nicht durch eine zweite Flüssigkeit
vollständig
durchflossen. Vielmehr wird in diese Kammer nur Ultrafiltrat über die
Membran hinzugeführt,
das dann über
eine Ultrafiltratableitung abgeführt
wird. Dabei wird die entfernte Flüssigkeitsmenge weit über der
gehalten, die dem Patienten zur Erreichung seines Trockengewichtes
entfernt werden muß.
Auf diese Weise werden zu entfernende Stoffe wie Harnstoff in nennenswertem Umfang
durch Konvektion mit dem Ultrafiltrat abgeführt. Gleichzeitig wird fast
die gesamte Flüssigkeitsmenge durch
eine Substitutionsflüssigkeit
ersetzt, die dem Patienten an geeigneter Stelle über den extrakorporalen Kreislauf
zurückgegeben
wird.
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Da
Konvektion und Diffusion verschiedengroße Moleküle unterschiedlich effektiv
durch die Membran entfernen können,
wird auch die Kombination beider Verfahren in Form einer Hämodiafiltrationsbehandlung angewendet.
Moderne Dialysemaschinen bieten hierzu die Möglichkeit, zwischen diesen
Behandlungsmodi zu wechseln, ohne dass es eines komplexen Umbaus
bedarf. Dabei weisen einige bekannte Geräte die Möglichkeit auf, die Dialysier-
und die Substitutionsflüssigkeit
online während
der Behandlung aus Wasser und entsprechenden Konzentrat durch die
Maschine bereitzustellen. Bei diesen Vorrichtungen ist es nicht
mehr notwendig, enorme Mengen dieser Flüssigkeiten (bis ca. 200 Liter)
in Form von Beuteln bereitzuhalten. Eine solche Vorrichtung ist
z.B. Gegenstand der
EP
0 930 080 A1 .
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Um
den Erfolg einer Nierenersatzbehandlung überwachen zu können, ist
die Bestimmung von Behandlungsparametern an solchen Blutreinigungsgeräten, insbesondere
der Blutreinigungsleistung des Blutreinigungselementes, von großem Interesse.
Als Blutreinigungsleistung wird zumeist die Clearance oder Dialysance
des Blutreinigungselementes angegeben.
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Die
Clearance K ist als der Blutstrom definiert, der durch das Blutreinigungselement
vollständig
von einer Substanz (z.B. Harnstoff) befreit wird. Dabei wird bei
einer Hämodialysebehandlung
vorausgesetzt, dass die Dialysierflüssigkeit beim Eintritt in den
Dialysator die zu entfernende Substanz nicht enthält. Die
Clearance ist von Fläche
und Material des Dialysators und den jeweiligen Betriebsbedingungen
(Blut-, Dialysierflüssigkeits-
und Ultrafiltrationsfluss) abhängig.
Die Clearance kommt sowohl durch Diffusion als auch durch Konvektion über die
Membran des Filterelementes – des
Dialysators – zustande.
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Der
Begriff der Clearance läßt sich
auch auf Substanzen wie z.B. Natriumionen erweitern, die bereits in
der Dialysierflüssigkeit
vorhanden sind. In diesem Fall spricht man von der Dialysance D.
Sie ist als der Blutfluss definiert, der vollständig auf das Konzentrationsniveau
in der Dialysierflüssigkeit
gebracht wird.
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Aus
der Clearance K kann die dimensionslose Größe Kt/N berechnet werden, wobei
t die Behandlungsdauer und V das Verteilungsvolumen der Substanz
im menschlichen Körper
ist. Kt/V für
Harnstoff wird weitverbreitet als Maß für die Effizienz einer Dialysebehandlung
angewendet.
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Die
Messung der Harnstoffkonzentration ist jedoch bisher relativ aufwendig.
Entweder erfordert sie die Entnahme von Blutproben, was für den Patienten
mit Unannehmlichkeiten einhergeht und zudem keine schnelle, automatisierte
Auswertung ermöglicht,
oder sie gestaltet sich als Messung in der verbrauchten Dialysierflüssigkeit
immer noch recht aufwendig.
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Eine
Alternative besteht gegenwärtig
in der Bestimmung der ionischen Dialysance. Das Grundprinzip dieser
Messungen beruht auf der Tatsache, dass Harnstoff und kleine Ionen
wie Na+ etc. ein nahezu identisches Diffusionsverhalten
haben. Die Konzentration dieser Ionen lässt in der Dialysierflüssigkeit
leicht mit Hilfe von Messungen der elektrischen Leitfähigkeit
bestimmen, welche mit relativ einfach aufgebauten Messzellen ermittelt
werden kann. Anstelle der Harnstoff-Clearance wird daher zunächst die
Ionen-Dialysance bestimmt. Diese kann dann – aufgrund des gleichen zu
erwartenden Diffusionsverhaltens – gleich der Harnstoff-Clearance
gesetzt werden.
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Da
die Clearance bei der Hämodialyse
nur einen Spezialfall der Dialysance für den Fall darstellt, dass die
betreffende Substanz nicht in der Dialysierflüssigkeit vorhanden ist, soll
sie im Folgenden synonym mit dem Begriff Dialysance mitumfasst werden.
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Im
Stand der Technik finden sich diverse Veröffentlichungen zur Berechnung
der Dialysance (z.B. J. Sargent und F. Gotch, in: Replacement of
Renal Functions by Dialysis, 4. Auflage, herausgegeben von C. Jacobs
et al., Kluwer, Dordrecht, 1996, S. 39ff). Ohne Ultrafiltration
läßt sie sich
in der sogenannten dialysatseitigen Form in der folgenden Form ausdrücken:
wobei
Qd: Dialysierflüssigkeitsfluß,
Cdo:
Konzentration des betrachteten Stoffes in der abgeführten Dialysierflüssigkeit,
Cdi:
Konzentration des betrachteten Stoffes in der zugeführten Dialysierflüssigkeit,
Cbi:
Konzentration des betrachteten Stoffes im in den extrakorporalen
Kreislauf einströmenden
Blut (wobei nur der Volumenanteil zu betrachten ist, in dem dieser
Stoff effektiv gelöst
ist),
α:
Gibbs-Donnan-Faktor.
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Der
Gibbs-Donnan Faktor berücksichtigt,
dass auf der Blutseite geladene Ionen wie Na+ teilweise
an entgegengesetzt geladene, nicht dialysatorgängige Proteine gebunden werden.
Dieser Effekt hat zur Folge, dass sich im diffusiven Gleichgewicht
(bei verschwindenden Flüssen)
im Blutplasma eine etwas höhere
Ionen-Konzentration
als in der Dialysierflüssigkeit
einstellen würde,
da ein elektrisches Feld der Diffusion entgegenwirkt. Für den in
der Praxis besonders relevanten Fall der Natriumionen im Blutplasma
liegt α bei
ca. 0,95. Sollte es die Genauigkeit nicht erfordern, kann dieser
Faktor auch vernachlässigt
werden.
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In
der Gleichung 1 können
alle Größen außer Cbi
leicht gemessen werden. Dazu genügt
es, zwei Leitfähigkeitsmesszellen
im Dialysierflüssigkeitskreislauf
anzuordnen, die jeweils die Leitfähigkeiten am Eingang und Ausgang
des Dialysators bestimmen. Letztere lassen sich leicht in die Konzentrationen
Cdi und Cdo umrechnen. Falls die Konzentration Cdi auch vorgegeben
und daher bekannt ist, weil z.B. genau definierte Flüssigkeiten
verwendet werden, kann sich die Messung von Cdi sogar erübrigen.
Der Dialysierflüssigkeitsfluss
Qd wird meist durch die Hämodialysemaschine
vorgegeben und ist daher ebenfalls bekannt. Andernfalls können natürlich zusätzlich entsprechende
Sensoren vorgesehen sein.
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Aus
praktischen Gründen
sind Leitfähigkeitsmessungen
auf der Blutseite aber problematisch. Es ist jedoch möglich, durch
eine Änderung
der Konzentration Cdi den Term Cbi zu eliminieren. Dies kann z.B.
in Form einer Konzentrationsstufe oder eines Bolus geschehen. Ersteres
ist in der
DE 39 38
662 A1 beschrieben, letzteres in der
DE 197 47 360 A1 oder WO
00/02604 A1 (auf diese Schriften wird hiermit explizit Bezug genommen).
Beide Möglichkeiten
sollen im folgenden als Alternativen für eine Änderung der Konzentration in
einer frischen Flüssigkeit
gelten, die für
die Blutbehandlung benötigt
wird. Die Dialysance kann dann folgendermaßen bestimmt werden:
wobei
Cdi1,2: Cdi vor
und nach (Stufe) bzw. außerhalb
und während
(Bolus) der Änderung
Cdo1,2:
Cdo vor und nach (Stufe) bzw. außerhalb und während (Bolus)
der Änderung.
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Im
Falle einer Stufenänderung
stellen ΔCdi
bzw. ΔCdo
einfache Differenzen dar, im Falle der Bolusmethode wird darunter
die über
den Bolus integrierte Änderung
relativ zu einem Basisniveau verstanden.
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Mit
Hilfe von D kann nun auch Cbi mit Gleichung (1) bestimmt werden.
Dabei wäre
als äquivalent
anzusehen, zunächst
Cbi als zu bestimmenden Parameter aus einer zu Gleichung (2) entsprechenden
Gleichung zu bestimmen, die aus Gleichung (1) hervorgeht, wenn D
eliminiert wird.
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Es
sind weitere Verfahren im Stand der Technik wie die WO 98/32476
A1 oder
EP 0 658 352
A1 bekannt, die nicht explizit die Gleichung (2) zur Bestimmung
von D einsetzen, aber letztendlich immer auf dem Prinzip beruhen,
eine Änderung
einer physikalischen-chemischen Eigenschaft Cdi herbeizuführen und
die entsprechende Änderung
Cdo festzuhalten, um zu einer Aussage über die physikalisch-chemische
Eigenschaft Cbi auf der Blutseite oder die Blutreinigungsleistung
D zu gestatten.
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Für die Beschreibung
der Blutreinigungsleistung eines Blutreinigungselementes wie eines
Dialysators wird gelegentlich auch der Massenaustausch- oder Filterkoeffizient
k0A herangezogen, der zur Dialysance D in einer festen Beziehung
steht. Der Koeffizient k0A wird allein durch den betrachteten Stoff
und die verwendete Dialysatormembran bestimmt, nicht jedoch durch
Behandlungsparameter wie Blut-, Dialysierflüssigkeit- oder Ultrafiltrationsfluss.
Er ist das Produkt aus dem membranabhängigen Parameter k0 und der
Gesamtfläche
der Membran A. Dabei entspricht k0 dem Diffusionsstrom des betrachteten
Stoffes pro Flächeneinheit
der Membran, dividiert durch das Konzentrationsgefälle an der
Membran. K0A kann als maximal mögliche
Dialysance im Idealfall rein diffusiven Transports bei unendlich
großen
Dialysierflüssigkeit-
und Blutflüssen
interpretiert werden.
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Der
Koeffizient k0A für
einen Stoff kann anhand der Messung der Dialysance D nach Gleichung
(3) bestimmt werden:
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Im
Stand der Technik werden dabei ausnahmslos Verfahren angegeben,
die eine Bestimmung während
einer Hämodialysebehandlung
erlauben. Zwar finden sich dort auch – zum Teil unterschiedliche – Angaben,
wie der während
einer Hämodialysebehandlung
dem Blut entzogene Ultrafiltrationsfluss Qf in den Gleichungen (1)
oder (2) berücksichtigt
werden kann. Beispielhaft sei hier die
EP 1 062 960 A2 genannt,
wonach Qd durch die Summe der Flüsse
Qd und Qf ersetzt wird. Bei einer Hämodialysebehandlung ist jedoch
der Ultrafiltrationsfluss Qf sehr klein im Vergleich zum Dialysierflüssigkeitsfluss
Qd und auch zum Blutfluss Qb, d.h. es handelt sich um einen verhältnismäßig kleinen
Störeffekt.
So liegen z.B. typische Werte bei Qf = 15 ml/min, Qd = 500 ml/min
und Qb = 300 ml/min.
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Für den Blutfluss
Qb in Gleichung (3) gelten ähnliche
Einschränkungen
wie für
die Konzentration Cbi in Gleichung (1). In Gleichung (3) muss zum
Teil nur der Volumenanteil des Blutes betrachtet werden, in dem der
betrachtete Stoff effektiv gelöst
ist. Je nach Stoff kann dies z.B. der Blutwasseranteil ohne oder
mit Blutzellen sein. Dem Fachmann sind dabei die Wege hinreichend
bekannt, den bezüglich
des Vollblutflusses anteiligen Fluss auf der Basis von durchschnittlichen,
angenommen oder gemessenen Daten über die Blutzusammensetzung
(Hämatokrit,
Proteine, etc.) abzuleiten (z.B. J. Sargent und F. Gotch, in: Replacement
of Renal Functions by Dialysis, 4. Auflage, herausgegeben von C.
Jacobs et al., Kluwer, Dordrecht, 1996, S. 41ff), so dass an dieser
Stelle von einer näheren
Erläuterung
abgesehen wird.
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Bei
einer Nierenersatzbehandlung ist aber die Kenntnis der Leistungsfähigkeit
des Blutreinigungselementes genauso von Interesse, wenn es sich
um eine Hämofiltrationsbehandlung
handelt – sei
es allein oder in Kombination mit einer Hämodialysebehandlung in Form
einer Hämodiafiltrationsbehandlung.
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Wie
in der vorangemeldeten deutschen Patentanmeldung 102 12 247.4 beschrieben
wird, auf deren Offenbarungsgehalt hiermit explizit Bezug genommen
wird, lassen sich die für
die Hämodialyse
entwickelten Verfahren auf die Hämofiltration
und die Hämodiafiltration übertragen,
wenn der Dialysierflüssigkeitsfluss
Qd den Substitutionsflüssigkeitsfluss
enthält
und die Konzentration für
die frische Dialysierflüssigkeit
gleich der Konzentration für
die Substitutionsflüssigkeit
ist. In diesem Fall ist der Dialysierflüssigkeitsfluss Qd in den Gleichungen
(1) und (2) der Summe des in die erste Kammer des Hämodialysators
fliessendes Flusses an Dialysierflüssigkeit, dem Fluss Qs der
Substitutionsflüssigkeit
und dem insgesamt dem Blut zu entziehenden Ultrafiltrationsfluss
Qf zu setzen.
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Mit
den bisher genannten Verfahren ist es – wie oben ausgeführt – möglich, die
Konzentration Cbi eines ersten Stoffes im der Blutreinigungseinheit
zuströmenden
Blut und/oder die Blutreinigungsleistung der Blutreinigungseinheit
aufgrund von Konzentrationsmessungen in der Dialysierflüssigkeit
zu bestimmen, wobei allerdings die Konzentration des ersten Stoffes
in der Dialysierflüssigkeit
während
des Verfahrens geändert werden
muss. Dies erfordert eine gewisse Mindestmesszeit für die entsprechende
Einstellung oder Veränderung
der Konzentration. Besonders nachteilig ist, dass mit diesen Methoden
keine Stoffe zugänglich
sind, die in der frischen Dialysierflüssigkeit im Allgemeinen nicht
vorkommen (wie z.B. Kreatinin oder Phosphat) oder deren Variation
im Sinne der Patientenverträglichkeit
kritisch sein kann (wie z.B. Kalium).
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Es
sind andere Verfahren wie in der
US
6,126,831 beschrieben bekannt, bei denen zur dialysatseitigen Messung
von Blutbestandteilen der Dialysierflüssigkeitsfluss so verlangsamt
oder sogar angehalten wird, dass die sich die Konzentration beider
Flüssigkeiten
so angleicht, dass die Konzentration in der Dialysierflüssigkeit direkt
der Konzentration Cbi im Blut entspricht. Derartige Verfahren sind
ebenfalls zeitaufwendig und gehen mit einem direkten Eingriff in
die Blutbehandlung einher.
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Der
Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, eine Vorrichtung bereitzustellen,
die ohne zusätzlichen
Eingriff in die mit einem Blutreinigungselement erfolgende Blutbehandlung
eine Bestimmung einer weiteren Blutreinigungsleistung des Blutreinigungselementes
bezogen auf einen weiteren Stoff erlaubt und damit die Möglichkeit
eröffnet,
auch die Blutkonzentration dieses weiteren Stoffes zu bestimmen.
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Die
Lösung
gelingt durch die Merkmale des Anspruchs 1. Vorteilhafte Ausführungsformen
sind Gegenstand der Unteransprüche.
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Die
Erfindung basiert auf der Beobachtung, dass heutige Hämodialysevorrichtungen
oft über
die Möglichkeit
verfügen,
in bewährter
Art und Weise die Blutreinigungsleistung des Blutreinigungselementes – hier die Dialysance
des Dialysators – bezogen
auf einen ersten Stoff zu bestimmen. Dabei kann wie vorher beschrieben
die Natriumionen-Dialysance mit Hilfe einer Veränderung der Konzentration in
der frischen Dialysierflüssigkeit
bestimmt werden. In diesem Fall ist es nun möglich, die zur ersten Blutreinigungsleistung
verschiedene zweite Blutreinigungsleistung für einen zweiten Stoff zu bestimmen,
ohne dass ein weiteres Messverfahren notwendig ist. Vielmehr kann
aufgrund von in einer Auswerteeinheit hinterlegten Beziehungen zwischen
den beiden Blutreinigungsleistungen die zweite Blutreinigungsleistung
direkt bestimmt werden. Diese Beziehung, die in Laborversuchen vorab
ermittelt werden kann, hängt
nur von der Art des verwendeten Blutreinigungselementes ab.
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Die
Erfindung weist dabei den Vorteil auf, dass durch die vorher erfolgte
Messung der Blutreinigungsleistung für einen ersten Stoff eine individuelle
Anpassung der Ist-Werte der Blutreinigungsleistung für einen zweiten
Stoff ermöglicht
wird, die der Veränderung
der Blutreinigungsleistung eines bestimmten Blutreinigungselementes
z.B. während
einer Blutbehandlung ausreichend Rechnung trägt. Insofern geht die Erfindung über das
bloße
Berechnen der Blutreinigungsleistung für verschiedene Molekülgrößen durch
Membrankenndaten hinaus.
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Eine
wichtige Fortbildung der Erfindung besteht darin, dass mit Hilfe
eines Sensors zur Messung der Konzentration des zweiten Stoffes
in der verbrauchten Dialysierflüssigkeit
und – falls
die Konzentration dieses Stoffes in der frischen Dialysierflüs sigkeit
nicht bekannt ist – eines
entsprechenden Sensors für
die frische Dialysierflüssigkeit,
die Konzentration dieses Stoffes im dem Blutreinigungselement zuströmenden Blut
mit Hilfe der vorher bestimmten Blutreinigungsleistung bestimmt
werden kann, ohne dass ein Eingriff in die Dialysierflüssigkeitskonzentration
oder die Fördergeschwindigkeiten
der einzelnen Flüssigkeiten
notwendig ist. Dies ist ohne Einschränkung für alle Stoffe möglich, deren
Konzentration in der Dialysierflüssigkeit
messtechnisch festgestellt werden kann – unabhängig von ihrem Vorhandensein
in der frischen Dialysierflüssigkeit
oder einer eingeschränkten
Möglichkeit
der Variation.
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Die
Erfindung sowie eine beispielhafte Ausführungsform einer erfindungsgemäßen Hämodiafiltrationsvorrichtung
werden anschließend
anhand der Zeichnung näher
erläutert.
Die Zeichnung zeigt dabei eine schematisierte Darstellung dieser
Ausführungsform.
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Kernstück der Hämodiafiltrationsvorrichtung
ist der Hämodialysator 1.
Der Hämodialysator 1 ist
durch eine semipermeable Membran 2 in zwei Kammern 3 und 4 eingeteilt,
von denen die erste Kammer 3 Teil eines Dialysierflüssigkeitskreislaufs
und die zweite Kammer 4 Teil eines extrakorporalen Blutkreislaufs
sind.
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Der
extrakorporale Blutkreislauf umfasst neben anderen, nicht näher gezeigten
gebräuchlichen
Komponenten eine Blutzuführieitung 5 mit
einer Blutförderpumpe 9 und
einem arteriellen Blasenfänger 32 zum
Zuführen
von Blut von einem Patienten zur Kammer 4 sowie eine Blutabführleitung 6 mit
einem venösen
Blasenfänger 31 zur
Rückführung des
Blutes zum Patienten.
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Der
Dialysierflüssigkeitskreislauf
beinhaltet eine in Abschnitte 8a, 8b eingeteilte
Dialysierflüssigkeitsabführleitung,
von der eine Ultrafiltratabführleitung 8b' abzweigt. Der
Abschnitt 8a führt
aus der ersten Kammer 3 heraus, wobei ein Ventil 24 zu
Absperrung dieser Ausgangsleitung des Hämodialysators vorgesehen ist.
Am Ende des Abschnitts 8a ist ein als Leitfähigkeitsmesszelle 28 zur
Erfassung der elektrischen Leitfähigkeit
ausgebildeter erster abstromiger Sensor vorgesehen, mit der die
Ionenkonzentration bzw. vorwiegend die Natriumkonzentration C1do
auf bekannte Art und Weise ermittelt werden kann. Hierzu ist die
Messzelle 28 mit einer zentralen Auswerte- und Steuereinheit 30 über eine
Datenleitung 28a verbunden.
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Im
Abschnitt 8b ist die Dialysierflüssigkeitspumpe 20 eingebaut,
an die keine besonderen Genauigkeitsanforderungen gestellt werden.
Sie muss lediglich eine ausreichende Förderkapazität bereitstellen, damit die
erste Bilanzkammerhälfte 19 einer
Bilanzkammer 18, die in den Abschnitt 8b geschaltet
ist, in vorgegebenen Zeiten gefüllt
werden kann. Die Bilanzkammer 18 dient der Gewährleistung,
dass der Abschnitt 8b nur von einem Teil des abgeführten Dialysierflüssigkeitsflusses
durchflossen wird, der dem der Hämodiafiltrationsvorrichtung
zugeführten
Flüssigkeitsfluss
entspricht (Substitutionsflüssigkeit
mit Fluss Qs und frische Dialysierflüssigkeit mit Fluss Qd). Die
Bilanzkammer 18 besteht dabei zweckmäßigerweise aus zwei parallel
geschalteten Bilanzkammern, damit ein praktisch konstanter Fluss
gewährleistet
werden kann. Der Einfachheit halber wurde auf die Darstellung der
zweiten Bilanzkammer sowie der diversen Eingangs- und Ausgangsventile
in der Zeichnung verzichtet.
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In
dem Abschnitt 8b' ist
eine als volumetrische, vorzugsweise als Membranpumpe ausgebildete
Förderpumpe 45 vorgesehen.
Mit dieser Pumpe wird der zu entfernende Ultratfiltratfluss Qf gefördert, der
dem Patienten insgesamt entzogen werden soll. Die Bilanzkammer 18 sowie
die Pumpen 20 und 45 sind mit entsprechenden Steuerleitungen 18a, 20a und 45a mit
der Auswerte- und Steuereinheit 30 verbunden.
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Die
Abschnitte 8b und 8b' münden schließlich in einen Abfluss 16,
wobei unerheblich ist, ob sich die beiden Abschnitte noch in der
Vorrichtung wie gezeigt vereinigen oder nicht.
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Frische
Substitutions- und/oder Dialysierflüssigkeit wird von einer Flüssigkeitsquelle 11 bereitgestellt, die
Teil eines Dialysierflüssigkeitsaufbereitungssystems
ist. Zur Ausgestaltung der Flüssigkeitsquelle
stehen dem Fachmann unterschiedliche Al ternativen zur Verfügung. Neben
einer Bereitstellung der fertigen Lösung in Beuteln ist dies insbesondere
die Aufbereitung der Flüssigkeit
in der Hämodiafiltrationsvorrichtung
selbst aus Wasser und Konzentrat. Die Vorrichtung enthält hierfür diverse
Mess- und Steuerelemente, auf deren Erläuterung an dieser Stelle abgesehen
wird und die hinlänglich
bekannt sind.
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Der
Dialysierflüssigkeitskreislauf
umfasst ferner die folgenden Komponenten: Die frische Dialysierflüssigkeit
fließt
von der Flüssigkeitsquelle 11 durch
einen ersten Abschnitt 7a einer Dialysierflüssigkeitszuführleitung,
an den sich die Abschnitte 7b und 7c anschließen. In
den Abschnitt 7a ist die zweite Bilanzkammerhälfte 17 der
Bilanzkammer 18 geschaltet. Er mündet schließlich in die erste Kammer 12 eines
durch eine semipermable Membran 13 in zwei Kammern 12 und 14 geteilten
ersten Sterilfilters 15. Die Flüssigkeit verläßt nach Passage
der Membran 13 die zweite Kammer 14 des ersten
Sterilfilters über
den Abschnitt 7b der Dialysierflüssigkeitszuführleitung,
die zur ersten Kammer 36 eines durch eine semipermable
Membran 38 in zwei Kammern 36 und 39 geteilten
zweiten Sterilfilters 37 führt. In den Abschnitt 7b ist
ein dem ersten abstromigen Sensor 28 entsprechender erster
aufstromiger Sensor 27 zur Erfassung der elektrischen Leitfähigkeit
der diesen Sensor durchfließenden
Flüssigkeit
vorgesehen, der wiederum mit einer Datenleitung 27a mit
der Auswerte- und Steuereinheit 30 verbunden ist.
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Die
die Membran 38 passierende Substitutionsflüssigkeit
verläßt die zweite
Kammer 39 des Sterilfilters 37 über die
Substitutionsflüssigkeitsleitung 7c'. In diesem
Abschnitt ist eine Förderpumpe 41 zur
Förderung
des Substitutionsflüssigkeitsflusses
Qs vorgesehen. Bevor die Substitutionsleitung 7c' in den venösen Blasenfänger 31 mündet (Postdilution),
ist ein Absperrventil 43 vorsehen. Alternativ oder zusätzlich kann
vorgesehen sein (gestrichelt gezeichnet), die Substitutionsflüssigkeitsleitung 7c' in den arteriellen
Blasenfänger münden zu
lassen (Prädilution).
In diesem Abschnitt wäre
dann ein weiteres Absperrventil 46 vorgesehen.
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Aus
der ersten Kammer 36 des zweiten Sterilfilters 37 führt ein
Abschnitt 7c der Dialysierflüssigkeitsleitung zur ersten
Kammer 3 des Hämodialysators 1.
Der Ab schnitt 7c ist durch ein Absperrventil 23 verschließbar, das über die
Steuerleitung 23a mit der Auswerte- und Steuereinheit 30 verbunden
ist. Mit diesem Ventil kann somit gesteuert werden, ob eine Blutbehandlung
als reine Hämofiltrationsbehandlung
(Ventil geschlossen) oder als Teil einer Hämodiafiltrationsbehandlung
durchgeführt
werden soll (Ventil geöffnet).
Es ist auch möglich,
während
einer Behandlung den Behandlungsmodus zu wechseln. Des Weiteren
kann durch das Anhalten der Pumpe 41 und das Schließen der
Ventile 43 und 46 jederzeit eine reine Hämodialysebehandlung durchgeführt werden.
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Mit
Hilfe der Ventile 43 und 46 (Steuerung über Leitungen 43a und 46a)
kann zwischen Prä-
und Postdilution gewechselt oder sogar beides gleichzeitig ermöglicht werden.
Hierzu kann vorgesehen sein, die Ventile 43 und 46 zur
Flusssteuerung einzusetzen oder durch eigene Fördermittel zu ergänzen/auszutauschen
um die Aufteilung des Substitutionsflüssigkeitsflusses Qs zu erfassen.
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Für hier nicht
näher beschriebene
Sicherheits- und Reinigungsfunktionen ist des Weiteren eine erste Bypassleitung 21 vorgesehen,
die die erste Kammer 12 des ersten Sterilfilters 15 mit
dem Abschnitt 8a der Dialysierflüssigkeitsabführleitung
verbindet und welche durch ein Ventil 22 während des
normalen Betriebs verschließbar
ist. Gleiches gilt für
eine zweite Bypassleitung 25, die von dem Abschnitt 7b der
Dialysierflüssigkeitszuführleitung
abzweigt und aufstromig ebenfalls in den Abschnitt 8a der
Dialysierflüssigkeitsabführleitung mündet. Die
zweite Bypassleitung ist durch ein Ventil 26 verschließbar.
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Die
Hämodiafiltrationsvorrichtung
enthält
ferner eine Auswerte- und Steuereinheit 30, die ihrerseits aus
einer Auswerteeinheit 33 und einer Steuereinheit 34 besteht,
die durch einen Datenleitung 35 miteinander verbunden sind.
Die Steuereinheit ist über
die Steuerleitungen 9a, 11a, 18a, 20a, 23a, 41a, 43a, 45a und 46a mit
den diversen Steuerelementen der Hämodiafiltrationsvorrichtung
verbunden, um deren Betrieb steuern zu können. Dabei wurden nur die
Steuerelemente/-leitungen erwähnt,
die für
das Verständnis
der Erfindung erforderlich sind.
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Die
Auswerteeinheit ist über
Datenleitungen mit einigen Sensoren verbunden. Im vorliegenden Fall sind
dies im Besonderen die beiden Leitfähigkeitssensoren 27 und 28.
Des Weiteren sind ein zweiter aufstromiger Sensor 47 und
ein zweiter abstromiger Sensor 48 zur Erfassung der Konzentration
eines zweiten Stoffes wie z.B. Kalium, Calcium, Phosphat, Kreatinin
oder Glukose im Dialysierflüssigkeitskreislauf
vorgesehen. Zur Ausgestaltung derartiger zweiter Sensoren 47 und 48 sind
dem Fachmann verschiedenste, dem Zweck angepasste Ausführungsformen
geläufig.
Die Sensoren 47 und 48 sind über Datenleitungen 47a und 48a mit
der Auswerteeinheit 33 verbunden. Der Einsatz eines zweiten
aufstromigen Sensors kann sich in dem Fall erübrigen, in dem die Konzentration
des zweiten Stoffes in der frischen Dialysierflüssigkeit bekannt ist. Dies
kann insbesondere dann mit hoher Genauigkeit ausgenutzt werden,
wenn der zweite Stoff in der frischen Dialysierflüssigkeit
gar nicht enthalten ist, wie z.B. bei Körperausscheidungsprodukten
wie Kreatinin.
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Das
Volumen einer Bilanzkammerfüllung
ist sehr genau bekannt. Über
die Frequenz der Bilanzkammertakte kann der Fluss Qs + Qd sehr genau
bestimmt werden. Die Pumpe 45 ist volumetrisch und kann
damit ebenfalls genutzt werden, um – wie hier als Membranpumpe über die
Frequenz der Pumphübe
und das bekannte Hubvolumen – den
Fluss Qf zu bestimmen. Dies beseitigt Ungenauigkeiten, die z.B.
durch eine als Rollenpumpe gestaltete Substitutionsflüssigkeitspumpe 41 entstehen,
deren Fördermenge
aufgrund von Toleranzschwankungen des Pumpschlauchsegments und auch
durch Ladedruckschwankungen in einem gewissen Bereich schwanken
kann.
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Die
erfindungsgemäße Vorrichtung
ist geeignet, die folgenden Verfahrensschritte durchzuführen. Dabei
sei der Einfachheit halber zunächst
angenommen, dass während
der Erfassung der Messwerte eine reine Hämodialysebehandlung ohne Ultrafiltration
durchgeführt
wird, also Qs = Qf = 0 ist.
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Die
Flüssigkeitsquelle 11 wird
so angesteuert, dass sie Dialysierflüssigkeit mit einer Natriumkonzentration
C1di1 bereitstellt. Diese Konzentration wird über den ersten aufstromigen
Sensor 27 aufgezeichnet und an die Auswerteeinheit 33 übermittelt.
An den Fördereinrichtungen/Pumpen 9, 18, 20, 41 und 45 werden
die Flüssigkeitsflüsse Qb und
Qd eingestellt sowie die Ventile 23, 43 und 46 für die Betriebsart
der Hämodialyse geöffnet bzw.
geschlossen. Die Werte für
Qb und Qd werden außerdem
von der Steuereinheit 34 an die Auswerteeinheit 33 übermittelt.
Die Natriumkonzentrationswerte C1do1 werden durch den ersten abstromigen Sensor 28 aufgezeichnet
und an die Auswerteeinheit 33 übermittelt.
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Zu
einem Zeitpunkt, an dem der Steuerablauf dies automatisiert vorsieht
oder dies aus einem anderen Grund (z.B. manuell) veranlasst wurde,
führt die
Flüssigkeitsquelle 11 auf
Anweisung der Steuereinheit 34 eine Änderung der Natriumkonzentration
der Dialysierflüssigkeit
z.B. in Bolusform durch, d.h. die Natriumkonzentration wird kurzzeitig
verändert
und nimmt danach wieder den Ausgangswert an. Die entsprechenden
Konzentrationen C1di2 und C1do2 werden aufgezeichnet und an die
Auswerteeinheit 33 übermittelt.
Nach dem Abklingen des Bolus bestimmt die Auswerteeinheit 33 die
Ionen-Dialysance bzw. Natriumionen-Dialysance D1 der Hämodiafiltrationsvorrichtung
als Blutreinigungsleistung L1 des Blutreinigungselementes 1 für einen
ersten Stoff in der bekannten Art und Weise mit Hilfe von Gleichung
(2). Dieser Wert kann dann über
eine nicht gezeigte Anzeigeeinheit, die meist sowie Teil derartiger
Blutbehandlungsvorrichtungen ist, angezeigt werden. Die gemessene
Wert Dialysance D1 wird im Folgenden als effektive Dialysance D1eff
bezeichnet, um sie von der aufgrund der Kenntnis des Membranmaterials
zu erwartenden, theoretischen Dialysance D1th abgrenzen zu können.
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Zur
Bestimmung der Blutreinigungsleistung L2 des Blutreinigungselementes 1 für einen
zweiten Stoff ist die Auswerteeinheit 33 erfindungsgemäß geeignet,
eins der beiden im folgenden beschriebenen Verfahren anzuwenden.
Bei beiden Verfahren wird von der Auswerteeinheit von vorher ermittelten
Massenaustauschkoeeffizienten k0A1,2 für die beiden zu betrachtenden
Stoffe ausgegangen, die in einer festgelegten Beziehung zueinander
stehen: k0A2 = f·k0Al (4)
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Für einen
von der Anmelderin unter der Bezeichnung F60 vertriebenen Dialysefilter
konnte z.B. für Harnstoff
(beziehungsweise Natrium) als ersten Stoff und für Kalium als zweiten Stoff
Werte von k0A1 = 734.7 ml/min sowie f = 1,08 gefunden werden. Entweder
sind diese Werte oder die Werte von k0A1 und k0A2 in der Auswerteeinheit 33 hinterlegt.
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Mit
Hilfe der bekannten Werte kann die Auswerteeinheit
33 durch
Auflösung
der Gleichung (3) die entsprechenden theoretischen Dialysance-Werte
D1th und D2th bestimmen, da die Werte für den Blutfluss Qb und den
Dialysierflüssigkeitsfluss
Qd ebenfalls in der Auswerteeinheit
33 abgelegt sind. Mit
Hilfe des gemessenen, effektiven Dialysance-Wertes D1eff für Natrium
kann nun der effektive Dialysance-Wert D2eff für Kalium mit Gleichung (5)
ermittelt werden:
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Andererseits
ist es auch möglich,
dass die Auswerteeinheit 33 zunächst anhand der gemessenen
Dialysance D1eff für
Natrium den entsprechenden effektiven Massenaustauschkoeffizienten
k0A1eff mit Hilfe von Gleichung (3) bestimmt. Der hinterlegte Werte
für f wird
dann dazu verwendet, mit Gleichung (4) den effektiven Massenaustauschkoeffizienten
k0A2eff für
Kalium zu bestimmen. Dieser wird dann wiederum verwendet, um mit
Hilfe von Gleichung (3) die zu bestimmende effektive Dialysance
D2eff für
Kalium zu bestimmen. Im Gegensatz zur ersten Methode braucht in
diesem Fall nur der Faktor f und nicht zusätzlich der Wert für k0A1th
hinterlegt zu werden.
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Die
hinterlegten Werte für
k0A können
für eine
Serie von Dialysatoren, die sich nur in der aktiven Membranfläche A unterscheiden,
aber die gleiche Membranart aufweisen, dahingehend gespeichert werden,
dass nur ein membranspezifischer Wert (wie k0) hinterlegt zu werden
braucht, während
sich die anderen Werte durch die Proportionalität zu A entsprechend berechnen
lassen. Bei der zweiten Methode ist dies nicht erforderlich, da
der Faktor f unabhängig
von der aktiven Membranfläche
A ist.
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Es
liegt auf der Hand, dass die Berechnungen für jeden zweiten Stoff durchgeführt werden
können,
für die
entsprechende Daten: nach Gleichung (4) vorliegen. So gilt z.B.
für die
F60-Membran f = 0,52 für
Glukose, f = 0,71 für
Kreatinin und f = 0,66 für
Phosphat.
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Nachdem
die Auswerteeinheit 33 die Dialysance D2eff als Blutreinigungsleistung
des Blutreinigungselementes 1 bezogen auf einen zweiten
Stoff bestimmt hat, kann dieser auf einer Anzeigeeinheit dem Benutzer ebenfalls
zur Kennntis gebracht werden.
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In
einer besonders vorteilhaften Ausführungsform der Erfindung wird
der ermittelte Wert von D2eff verwendet, um die Konzentration C2bi
des zweiten Stoffes in der Blutzuführleitung 5 zu bestimmen.
Hierzu werden die Messwerte der zweiten aufstromigen und abstromigen
Sensoren 47 und 48, die die Konzentrationen C2di
und C2do des zweiten Stoffes in der frischen und verbrauchten Dialysierflüssigkeit
feststellen, durch die Auswerteeinheit 33 erfasst. Hierfür ist keinerlei
Eingriff in den Behandlungsablauf notwendig. Die Auswerteeinheit
bestimmt dann C2bi durch Auflösung
von Gleichung (1) nach Cbi.
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Die
beiden beschriebenen Verfahren zur Anwendung der Gleichung (4) führen bei
der Anwendung auf "ideale" Systeme zu gleichen
numerischen Ergebnissen. In der praktischen Anwendung kommt es jedoch
zu kleineren Abweichungen, deren Ursachen im Folgenden näher erläutert werden.
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Eine
der Hauptursachen für
die Abweichungen liegt in dem Umstand, dass in einem realen Dialysesystem
eine Rezirkulation von gereinigtem Blut auftritt, wodurch die theoretisch
erreichbare Dialysance Dth vermindert wird. Per Messung ist nur
die entsprechend verminderte effektive Dialysance Deff feststellbar.
Die Rezirkulation kann dabei in dem Patientengefäß – meist einer arterio-venösen Fistel – auftreten, dem
das Blut entnommen und wieder zurückgegeben wird. In diesem Fall
kann gereinigtes Blut unmittelbar zum Dialysator 1 zurückkehren.
Diese sogenannte Fistelrezirkulation kann jedoch durch eine geeignete
Wahl des Blutflusses Qb weitgehend vermieden werden, solange der
Blutfluss Qb kleiner als dem der Fistel zufließenden Blutfluss ist. Ein Teil
des gereinigten Blutes kehrt jedoch als sogenannte kardiopulmonäre Rezirkulation
direkt über
das -Gefäßsystem
des Patienten zur Fistel zurück,
ohne einen Stoffwechsel durchlaufen zu haben. Dieser Teil der Rezirkulation
tritt inhärent
auf und kann nicht vermieden werden, auch wenn es sich um keinen
dominierenden Effekt handelt.
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Der
Einfluss der Rezirkulation auf die Dialysance oder Clearance ist
unter anderem von H.D. Polaschegg und N.W. Levin (in "Replacement of Renal
Functions by Dialysis",
4. Auflage, herausgegeben von C. Jacobs et al., Kluwer, Dordrecht,
1996, S. 371) beschrieben worden. Danach gibt es den folgenden Zusammenhang
zwischen der durch die Rezirkulation R verminderten effektiven Dialysance
Deff und der entsprechenden Dialysance Dth ohne Rezirkulation für den gleichen
Dialysator und die gleichen Flussverhältnisse:
wobei
R den Anteil des rezirkulierten Blutes zwischen 0 und 1 an dem Blutfluss
Qb angibt. Falls die Rezirkulation R bekannt ist (durch andere Messverfahren),
kann Gleichung (6) für
die Verbesserung der Genauigkeit von D2eff berücksichtigt werden.
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Weitere
Unterschiede zwischen den beiden Rechenmethoden werden dadurch verursacht,
dass die verwendeten Parameter wie Flüssigkeitsflüsse oder auch die Werte für k0A und/oder
f nur innerhalb gewisser Fehlergrenzen bekannt sind. Dies führt durch
den Eingang des Ist-Wertes D1eff für die Dialysance für den ersten
Stoff zu unterschiedlichen Folgefehlern für D2eff, deren Einfluss jedoch
begrenzt ist und durch Kalibrierungsmessungen im Labor vorab untersucht
werden kann.
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Die
Erfindung kann nicht nur bei der reinen Hämodialyse; sondern auch im
Fall einer nicht ausgeschalteten Ultrafiltration (Qf > 0) und/oder der Hämodiafiltration
(Qs > 0) angewendet
werden. Wie in der deutschen Patentanmeldung 102 12 247.4 ausgeführt werden
dazu der Auswerteeinheit
33 über die Leitung
35 nicht
nur die Werte für
Qd und Qb, sondern auch für
Qf und für
Qs übermittelt.
Die Auswerteeinheit
33 kann dann den diffusiven Teil der
Dialysance anhand Gleichung (6) bestimmen:
wobei
k = 1 bei Prädilution
und k = 0 bei Postdilution. Daraufhin kann der Membranaustauschkoeffizient
k0A bestimmt werden, für
den nur der diffusive Teil der Dialysance relevant ist:
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Gleichung
(7) entspricht einer Verallgemeinerung von Gleichung (3).
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Die
in der Zeichnung dargestellte Ausführungsform weist erste und
zweite aufstromige Sensoren 27 und 47 zur Messung
der Konzentrationen C1di des ersten Stoffes und C2di des zweiten
Stoffes in der frischen Dialysierflüssigkeit auf. Alternativ zu
diesen aufstromigen Sensoren können
zur Messung der Konzentrationen in der frischen Dialysierflüssigkeit
auch die abstromigen Sensoren 28 und 48 eingesetzt
werden, wenn die frische Dialysierflüssigkeit unter Umgehung des
Dialysators di rekt zu den abstromigen Sensoren geleitet wird. Dies
kann durch Öffnung
der Bypass-Ventile 22 oder 26 geschehen.
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Diese
alternative Ausführungsform
ist insbesondere für
die Messung des zweiten Stoffes nicht mit besonderen Nachteilen
verbunden. Da die Konzentration des zweiten Stoffes in der frischen
Dialysierflüssigkeit in
den meisten Fällen
konstant bleibt ist nur eine einzige Messung am Beginn der Behandlung
erforderlich. Sollte sich diese Konzentration aufgrund einer gesteuerten
Variation während
einer Blutbehandlung dennoch ändern,
kann die Messung jeweils durch eine kurze Schaltung in den Bypass
aktualisiert werden. Falls bei der Blutbehandlungsvorrichtung eine
solche Bypass-Schaltung aufgrund von anderen Verfahrensschritten
periodisch durchgeführt
wird (z.B. zur der Spülung
des ersten Sterilfilters 15), kann die Messung des zweiten
Stoffes ohne zusätzliche
Verfahrensschritte gleichzeitig durchgeführt werden.
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Die
Erfindung ermöglicht
damit eine einfache und unkomplizierte Bestimmung der Blutreinigungsleistung
eines Blutreinigungselementes für
einen zweiten Stoff, nachdem die davon abweichende Blutreinigungsleistung
für einen
ersten Stoff zuvor ermittelt wurde. Des Weiteren wird die Bestimmung
der Blutkonzentration von Stoffen durch Messungen in der Dialysierflüssigkeit
ermöglicht,
die vorher aufgrund der schlechten Zugänglichkeit der aktuellen Blutreinigungsleistung
des Blutreinigungselementes bezogen auf diese Stoffe nicht möglich war.
Dies gestattet eine patientenverträglichere Blutbehandlung.
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Durch
die Bestimmung der Kaliumkonzentration kann Arrhytmien während der
Dialyse besser vorgebeugt werden. Die Überwachung der Glukosekonzentration
bietet insbesondere bei diabetischen Patienten einen wichtigen Aspekt
zur Vermeidung von Komplikationen. Die Kenntnis der Calciumkonzentration
im Blut ist besonders wichtig beim Einsatz von Citrat als Antikoagulanzmittel.
In diesem Fall muss Calcium in die Blutabführleitung infundiert werden,
damit das Citrat vor der Rückgabe
des Blutes an den Patienten gebunden wird. Dabei ist darauf zu achten,
dass die Calciumkonzentration als Folgeerscheinung nicht zu hoch
wird. Die Kenntnis der Phosphatkonzentration stellt ebenfalls eine
wichtige Information dar, da insbesondere bei Dialysepatienten die
Gefahr besteht, dass ein zu hoher Phosphatspiegel zu Ablagerungen
von Calciumphosphat im Gewebe führt.
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Durch
die erfindungsmäße Vorrichtung
stehen die entsprechenden Messwerte unmittelbar während der
Blutbehandlung zur Verfügung,
ohne dass es der aufwendigen Analyse von Blutproben in einem Labor
bedarf.
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- 1
- Dialysator
- 2
- semipermeable,
Membran des Dialysators
- 3
- erste
Kammer des Dialysators
- 4
- zweite
Kammer des Dialysators
- 5
- Blutzuführleitung
- 6
- Blutabführleitung
- 7a
- erster
Abschnitt der Dialysierflüssigkeitsleitung
- 7b
- zweiter
Abschnitt der Dialysierflüssigkeitleitung
- 7c
- dritter
Abschnitt der Dialysierflüssigkeitsleitung
- 7c'
- Substitutionsflüssigkeitleitung
- 8a
- erster
Abschnitt der Dialysierflüssigkeitsabführleitung
- 8b
- zweiter
Abschnitt der Dialysierflüssigkeitsabführleitung
- 8b'
- Ultrafiltratabführleitung
für Flüssigkeitsentzug
- 9
- Blutpumpe
- 11
- Dialysier-/Substitutionsflüssigkeitsquelle
- 12
- erste
Kammer des ersten Sterilfilters
- 13
- semipermeable
Membran des ersten Sterilfilters
- 14
- zweite
Kammer des ersten Sterilfilters
- 15
- erster
Sterilfilter
- 16
- Abfluß
- 17
- zweite
Bilanzkammerhälfte
- 18
- Bilanzkammer
- 19
- erste
Bilanzkammerhälfte
- 20
- Dialysierflüssigkeitumwälzpumpe
- 21
- erste
Bypass-Leitung
- 22
- erstes
Bypass-Ventil
- 23
- Dialysierflüssigkeitszuführventil
- 24
- Dialysierflüssigkeitsabführventil
- 25
- zweite
Bypass-Leitung
- 26
- zweites
Bypass-Ventil
- 27
- erster
aufstromiger Sensor zur Erfassung der Leitfähigkeit der frischen Dialy
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- sierflüssigkeit
zur Feststellung der Natriumionenkonzentration
- 28
- erster
abstromiger Sensor zur Erfassung der Leitfähigkeit der verbrauchten
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- Dialysierflüssigkeit
zur Feststellung der Natriumionenkonzentration
- 30
- Auswerte-
und Steuereinheit
- 31
- venöser Blasenfänger
- 32
- arterieller
Blasenfänger
- 33
- Auswerteeinheit
- 34
- Steuereinheit
- 35
- Datenleitung
zwischen Auswerte- und Steuereinheit
- 36
- erste
Kammer des ersten Sterilfilters
- 37
- zweites
Sterilfilter
- 38
- semipermeable
Membran des zweiten Sterilfilters
- 39
- zweite
Kammer des zweiten Sterilfilters
- 41
- Substitutionsflüssigkeitspumpe
- 43
- Postdilutionventil
- 45
- Pumpe
für Flüssigkeitsentzug
- 46
- Prädilutionsventil
- 47
- zweiter
aufstromiger Sensor zur Erfassung der Konzentration eines zweiten
-
- Stoffes
in der frischen Dialysierflüssigkeit
- 48
- zweiter
abstromiger Sensor zur Erfassung der Konzentration des zweiten
-
- Stoffes
in der verbrauchten Dialysierflüssigkeit
