WO2004089440A1 - Blutbehandlungsvorrichtung - Google Patents

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WO2004089440A1
WO2004089440A1 PCT/EP2004/001457 EP2004001457W WO2004089440A1 WO 2004089440 A1 WO2004089440 A1 WO 2004089440A1 EP 2004001457 W EP2004001457 W EP 2004001457W WO 2004089440 A1 WO2004089440 A1 WO 2004089440A1
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blood
dialysis fluid
concentration
evaluation unit
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PCT/EP2004/001457
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Malte Gross
Andreas WÜPPER
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Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh
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Definitions

  • the invention relates to the field of blood treatment devices with a blood purification element according to the preamble of claim 1.
  • kidney replacement treatment Various procedures are used in kidney replacement treatment.
  • blood is continuously drawn from a patient during treatment and fed into an extracorporeal circuit. There it flows through a blood purification element in order to then be returned to the patient.
  • the blood purification element usually has a filter element divided into two chambers by a semipermeable membrane, the chamber through which the blood flows.
  • filter elements are mainly used for this, which contain many thousands of hollow fibers, the interior of which is flowed through by blood.
  • a cleaning fluid flows through the other chamber, which contains substances to be removed from the blood, e.g. Absorbs urea by diffusion and has a composition similar to a healthy blood count with respect to other substances to be left in the blood, such as electrolytes. Eliminated fluid volumes are also removed from the blood chamber to the dialysis fluid chamber of the filter element by means of a component that controls the ultrafiltration.
  • the other chamber of the filter element which is henceforth referred to as the first chamber, is not completely flowed through by a second liquid. Rather, only ultrafiltrate is fed into the chamber via the membrane, which is then discharged via an ultrafiltrate drain. The the amount of fluid removed is kept well above that which must be removed from the patient in order to reach his dry weight. In this way, substances to be removed such as urea are removed to a significant extent by convection with the ultrafiltrate. At the same time, almost the entire amount of fluid is replaced by a substitution fluid, which is returned to the patient at a suitable point via the extracorporeal circuit.
  • the determination of treatment parameters on such blood purification devices in particular the blood purification performance of the blood purification element, is of great interest.
  • the clearance or dialysance of the blood purification element is usually stated as the blood purification performance.
  • the clearance K is defined as the blood flow that is completely freed from a substance (eg urea) by the blood purification element.
  • a substance eg urea
  • the clearance depends on the area and material of the dialyzer and the respective operating conditions (blood, dialysis fluid and ultrafiltration flow). The clearance occurs both through diffusion and by convection through the membrane of the filter element - the dialyzer.
  • clearance can also be applied to substances such as Expand sodium ions that are already present in the dialysis fluid.
  • dialysance D It is defined as the blood flow that is brought completely to the concentration level in the dialysis fluid.
  • Kt / V can be calculated from the clearance K, where t is the duration of treatment and V is the volume of distribution of the substance in the human body. Kt V for urea is widely used as a measure of the efficiency of dialysis treatment.
  • the measurement of the urea concentration has so far been relatively complex. Either it requires the taking of blood samples, which is inconvenient for the patient and, moreover, does not allow a quick, automated evaluation, or it is still quite expensive to measure in the used dialysis fluid.
  • dialysance Since clearance in hemodialysis is only a special case of dialysance in the event that the substance in question is not present in the dialysis fluid. that is, it is to be encompassed in the following synonymously with the term dialysance.
  • dialysate form in the following form:
  • Cdo Concentration of the substance in question in the removed dialysis fluid
  • Cdi Concentrate on the substance in the supplied dialysis fluid
  • Cbi Concentrate on the substance in the blood flowing into the extracorporeal circuit (whereby only the volume fraction in which this is to be considered Substance is effectively dissolved)
  • Gibbs-Donnan factor.
  • the Gibbs-Donnan factor takes into account that ions on the blood side, such as Na +, are partially bound to oppositely charged, non-dialyzer proteins. The effect of this is that the diffusive equilibrium (with vanishing flows) in the blood plasma would result in a somewhat higher ion concentration than in the dialysis fluid, since an electric field counteracts the diffusion. In the case of sodium ions in the blood plasma, which is particularly relevant in practice, ⁇ is approximately 0.95. If accuracy is not required, this factor can also be neglected.
  • Equation 1 all quantities except Cbi can easily be measured. To do this, it is sufficient to arrange two conductivity measuring cells in the dialysis fluid circuit, each of which has the conductivity at the input and output of the dialyzer. voices. The latter can easily be converted into the concentrations Cdi and Cdo. If the concentration Cdi is also specified and therefore known, for example because precisely defined liquids are used, the measurement of Cdi can even be dispensed with.
  • the dialysis fluid flow Qd is usually predetermined by the hemodialysis machine and is therefore also known. Otherwise, corresponding sensors can of course also be provided.
  • Cdo1, 2 Cdo before and after (level) or outside and during (bolus) the change.
  • ⁇ Cdi or ⁇ Cdo represent simple differences; in the case of the bolus method, this means the change integrated via the bolus relative to a base level.
  • Cbi can now also be determined using equation (1). It would be considered equivalent to first of all Cbi as the parameter to be determined from a to determine equation corresponding to equation (2), which results from equation (1) when D is eliminated.
  • the mass exchange or filter coefficient kOA is occasionally used, which has a fixed relationship to the dialysance D.
  • the coefficient kOA is determined solely by the substance under consideration and the dialyzer membrane used, but not by treatment parameters such as blood, dialysis fluid or ultrafiltration flow. It is the product of the membrane-dependent parameter kO and the total area of the membrane A.
  • kO corresponds to the diffusion flow of the substance under consideration per unit area of the membrane, divided by the concentration gradient at the membrane.
  • KOA can be interpreted as the maximum possible dialysance in the ideal case of purely diffusive transport with infinitely large dialysis fluid and blood flows.
  • the coefficient kOA for a substance can be determined by measuring the dialysance D according to equation (3):
  • the state of the art invariably specifies methods which allow determination during hemodialysis treatment.
  • different - information such as the ultrafiltration flow Qf withdrawn from the blood during hemodialysis treatment in equations (1) or (2) can be considered.
  • An example is EP 1 062 960 A2, according to which Qd is replaced by the sum of the flows Qd and Qf.
  • the ultrafiltration flow Qf is very small compared to the dialysis liquid flow Qd and also to the blood flow Qb, ie it is a relatively small interference effect.
  • kidney replacement treatment knowledge of the performance of the blood purification element is just as interesting if it is a hemofiltration treatment - be it alone or in combination with a hemodialysis treatment in the form of a hemodiafiltration treatment.
  • the methods developed for hemodialysis can be transferred to hemofiltration and hemodiafiltration if the dialysis fluid flow Qd contains the substitution fluid flow and the concentration for the fresh one Dialysis fluid is equal to the concentration for the substitution fluid.
  • the dialysis fluid flow Qd in equations (1) and (2) is the sum of the flow of dialysis fluid flowing into the first chamber of the hemodialyzer, the flow Qs of the substitution fluid and the total ultrafiltration flow Qf to be withdrawn from the blood.
  • the invention is therefore based on the object of providing a device which, without additional intervention in the blood treatment carried out with a blood purification element, permits determination of a further, different blood purification performance of the blood purification element in relation to a further substance and thus opens up the possibility of also the blood concentration of this further substance to determine.
  • the solution is achieved by the features of claim 1.
  • Advantageous embodiments are the subject of the subclaims.
  • the invention is based on the observation that today's hemodialysis devices often have the possibility, in a proven manner, of determining the blood cleaning performance of the blood cleaning element - here the dialysance of the dialyzer - based on a first substance.
  • the sodium ion dialysance can be determined by changing the concentration in the fresh dialysis fluid.
  • the second blood purification service can be determined directly.
  • This relationship which can be determined in advance in laboratory tests, depends only on the type of blood purification element used.
  • the invention has the advantage that the previously performed measurement of the blood purification performance for a first substance enables individual adjustment of the actual values of the blood purification performance for a second substance, which corresponds to the change in the blood purification performance of a specific blood purification element, e.g. takes sufficient account during blood treatment. In this respect, the invention goes beyond the mere calculation of blood purification performance for different molecular sizes by membrane data.
  • An important development of the invention is that with the aid of a sensor for measuring the concentration of the second substance in the used dialysis fluid and - if the concentration of this substance in the fresh dialysis fluid is not known - a corresponding sensor for the fresh dialysis fluid, the concentration of this Substance in the blood flowing to the blood purification element can be determined with the aid of the previously determined blood purification performance, without any intervention in the dialysis fluid concentration or the delivery speeds of the individual fluids being necessary. This is possible without restriction for all substances whose concentration in the dialysis liquid can be determined by measurement technology - regardless of their presence in the fresh dialysis fluid or a limited possibility of variation.
  • the core of the hemodiafiltration device is the hemodialyzer 1.
  • the hemodialyzer 1 is divided by a semipermeable membrane 2 into two chambers 3 and 4, of which the first chamber 3 is part of a dialysis fluid circuit and the second chamber 4 is part of an extracorporeal blood circuit.
  • the extracorporeal blood circuit includes, in addition to other common components (not shown in more detail), a blood supply line 5 with a blood delivery pump 9 and an arterial bladder trap 32 for supplying blood from a patient to the chamber 4, and a blood discharge line 6 with a venous bladder trap 31 for returning the blood to the patient.
  • the dialysis fluid circuit includes a dialysis fluid discharge line divided into sections 8a, 8b, from which an ultrafiltrate discharge line 8b 'branches off.
  • Section 8a leads out of the first chamber 3, a valve 24 being provided to shut off this outlet line of the hemodialyzer.
  • a first downstream sensor designed as a conductivity measuring cell 28 for detecting the electrical conductivity is provided, with which the ion concentration or predominantly the sodium concentration C1do can be determined in a known manner.
  • the measuring cell 28 is connected to a central evaluation and control unit 30 via a data line 28a.
  • the dialysis fluid pump 20 is installed, to which no special accuracy requirements are imposed. All you have to do is Provide sufficient conveying capacity so that the first balancing chamber half 19 of a balancing chamber 18, which is connected in section 8b, can be filled at predetermined times.
  • the balance chamber 18 serves to ensure that section 8b is only flowed through by part of the removed dialysis fluid flow, which corresponds to the fluid flow supplied to the hemodiafiltration device (substitution fluid with flow Qs and fresh dialysis fluid with flow Qd).
  • the balance chamber 18 expediently consists of two balance chambers connected in parallel, so that a practically constant flow can be ensured.
  • the second balancing chamber and the various inlet and outlet valves have not been shown in the drawing.
  • section 8b there is a feed pump 45 designed as a volumetric, preferably a diaphragm pump. With this pump, the ultrafiltrate flow Qf to be removed is conveyed, which should be withdrawn from the patient as a whole.
  • the balance chamber 18 and the pumps 20 and 45 are connected to the evaluation and control unit 30 by means of corresponding control lines 18a, 20a and 45a.
  • Fresh substitution and / or dialysis fluid is provided by a fluid source 11 which is part of a dialysis fluid preparation system.
  • a fluid source 11 which is part of a dialysis fluid preparation system.
  • Various alternatives are available to the person skilled in the art for designing the liquid source. In addition to providing the finished solution in bags, this is in particular the preparation of the liquid in the hemodiafiltration device itself from water and concentrate.
  • the device contains various measuring and control elements, the explanation of which will be omitted here and which are sufficiently known.
  • the dialysis fluid circuit further comprises the following components:
  • the fresh dialysis fluid flows from the fluid source 11 through a first section 7a of a dialysis fluid supply line, to which the sections 7b and 7c are connected. In section 7a, the second balancing chamber half 17 of the balancing chamber 18 is connected.
  • first sterile filter 15 which is divided into two chambers 12 and 14 by a semipermable membrane 13.
  • the liquid leaves the second chamber 14 of the first sterile filter via section 7b of the dialysis liquid supply line, the leads to the first chamber 36 of a second sterile filter 37 divided by a semipermable membrane 38 into two chambers 36 and 39.
  • a first upstream sensor 27 corresponding to the first downstream sensor 28 is provided for detecting the electrical conductivity of the liquid flowing through this sensor, which in turn is connected to the evaluation and control unit 30 via a data line 27a.
  • substitution liquid passing through the membrane 38 leaves the second chamber 39 of the sterile filter 37 via the substitution liquid line 7c '.
  • a feed pump 41 is provided for conveying the substitution liquid flow Qs.
  • a shutoff valve 43 must be provided before the substitution line 7c 'opens into the venous bladder trap 31 (position dilution).
  • provision can be made (drawn in dashed lines) to let the supplemental fluid line 7c 'open into the arterial bladder trap (predilution).
  • a further shut-off valve 46 would then be provided in this section.
  • a section 7c of the dialysis fluid line leads from the first chamber 36 of the second sterile filter 37 to the first chamber 3 of the hemodialyzer 1.
  • the section 7c can be closed by a shut-off valve 23 which is connected to the evaluation and control unit 30 via the control line 23a.
  • This valve can thus be used to control whether a blood treatment should be carried out as a pure hemofiltration treatment (valve closed) or as part of a hemodiafiltration treatment (valve open). It is also possible to change the treatment mode during a treatment. Furthermore, by stopping of the pump 41 and the closing of the valves 43 and 46, a pure hemodialysis treatment can be carried out at any time.
  • valves 43 and 46 control via lines 43a and 46a
  • valves 43 and 46 for flow control or to supplement / replace them with own funding in order to record the distribution of the substitution liquid flow Qs.
  • a first bypass line 21 is also provided, which connects the first chamber 12 of the first sterile filter 15 to the section 8a of the dialysis fluid discharge line and which can be closed by a valve 22 during normal operation.
  • a second bypass line 25 which branches off from section 7b of the dialysis liquid supply line and also flows upstream into section 8a of the dialysis liquid discharge line.
  • the second bypass line can be closed by a valve 26.
  • the hemodiafiltration device also contains an evaluation and control unit 30, which in turn consists of an evaluation unit 33 and a control unit 34, which are connected to one another by a data line 35.
  • the control unit is connected to the various control elements of the hemodiafiltration device via the control lines 9a, 11a, 18a, 20a, 23a, 41a, 43a, 45a and 46a in order to be able to control their operation. Only the control elements that are necessary for understanding the invention were mentioned.
  • the evaluation unit is connected to some sensors via data lines. In the present case, these are in particular the two conductivity sensors 27 and 28. Furthermore, there are a second upstream sensor 47 and a second downstream sensor 48 for detecting the concentration of a second substance such as potassium, calcium, phosphate, creatinine or glucose in the dialysis fluid circuit intended. To design such second sensors 47 and 48 a wide variety of embodiments adapted to the purpose are familiar to the person skilled in the art.
  • the sensors 47 and 48 are connected to the evaluation unit 33 via data lines 47a and 48a.
  • the use of a second upstream sensor can be dispensed with in the case where the concentration of the second substance in the fresh dialysis liquid is known. This can be used with high accuracy in particular if the second substance is not at all present in the fresh dialysis fluid, such as, for example, in body excretion products such as creatinine.
  • the volume of a balance chamber filling is known very precisely.
  • the flow Qs + Qd can be determined very precisely via the frequency of the balancing chamber cycles.
  • the pump 45 is volumetric and can therefore also be used to determine the flow Qf, as here as a diaphragm pump, via the frequency of the pump strokes and the known stroke volume. This eliminates inaccuracies that e.g. caused by a substitution liquid pump 41 designed as a roller pump, the delivery rate of which can fluctuate in a certain range due to tolerance fluctuations of the pump hose segment and also due to fluctuations in boost pressure.
  • the device according to the invention is suitable for carrying out the following method steps.
  • the liquid source 11 is controlled in such a way that it provides dialysis liquid with a sodium concentration C1di1. This concentration is recorded by the first upstream sensor 27 and transmitted to the evaluation unit 33.
  • the liquid flows Qb and Qd are set on the conveyors / pumps 9, 18, 20, 41 and 45 and the valves 23, 43 and 46 are opened or closed for the hemodialysis mode.
  • the values for Qb and Qd are also transmitted from the control unit 34 to the evaluation unit 33.
  • the sodium Concentration values C1do1 are recorded by the first downstream sensor 28 and transmitted to the evaluation unit 33.
  • the liquid source 11 carries out a change in the sodium concentration of the dialysis liquid e.g. in bolus form, i.e. the sodium concentration is changed briefly and then returns to the initial value.
  • the corresponding concentrations C1di2 and C1do2 are recorded and transmitted to the evaluation unit 33.
  • the evaluation unit 33 determines the ion dialysance or sodium ion dialysance D1 of the hemodiafiltration device as the blood purification performance L1 of the blood purification element 1 for a first substance in the known manner using equation (2).
  • dialysance D1 is referred to below as effective dialysance D1eff in order to be able to differentiate it from the theoretical dialysance D1th to be expected on the basis of knowledge of the membrane material.
  • the evaluation unit 33 is suitable according to the invention to use one of the two methods described below. In both methods, the evaluation unit assumes previously determined mass exchange coefficients kOA1, 2 for the two substances to be considered, which have a fixed relationship to one another:
  • the evaluation unit 33 can determine the corresponding theoretical dialysance values D1th and D2th by solving equation (3), since the values for the blood flow Qb and the dialysis fluid flow Qd are also stored in the evaluation unit 33.
  • the effective dialysance value D2eff for potassium can now be determined using equation (5):
  • the evaluation unit 33 first uses the measured dialysance dieff for sodium to determine the corresponding effective mass exchange coefficient kOAleff using equation (3).
  • the stored value for f is then used to determine the effective mass exchange coefficient kOA2eff for potassium using equation (4).
  • This is then used in turn to determine the effective dialysance D2eff for potassium using equation (3).
  • the factor f and not the value for kOAlth needs to be stored.
  • the stored values for kOA can be stored for a series of dialyzers that differ only in the active membrane area A, but have the same membrane type, in such a way that only one membrane-specific value (such as kO) needs to be stored while the others Let values be calculated accordingly by proportionality to A. In the second method, this is not necessary because the factor f is independent of the active membrane area A.
  • the evaluation unit 33 After the evaluation unit 33 has determined the dialysance D2eff as the blood cleaning performance of the blood cleaning element 1 in relation to a second substance, the latter can likewise be brought to the user's knowledge on a display unit.
  • the determined value of D2eff is used to determine the concentration C2bi of the second substance in the blood supply line 5.
  • the measured values of the second upstream and downstream sensors 47 and 48 which determine the concentrations C2di and C2do of the second substance in the fresh and used dialysis fluid, are recorded by the evaluation unit 33. No intervention in the treatment process is necessary for this.
  • the evaluation unit determines C2bi by solving equation (1) according to Cbi.
  • cardiopulmonary recirculation returns directly to the fistula via the patient's vascular system without having undergone a metabolism. This part of the recirculation is inherent and cannot be avoided, even if it is not a dominant effect.
  • Equation (6) can be taken into account to improve the accuracy of D2eff.
  • the invention can be used not only in the case of pure hemodialysis, but also in the case of an ultrafiltration (Qf> 0) and / or hemodiafiltration (Qs> 0) which has not been switched off.
  • the evaluation unit 33 is not only used for this purpose via the line 35 Values for Qd and Qb, but also for Qf and for Qs transmitted.
  • the evaluation unit 33 can then determine the diffusive part of the dialysance using equation (6):
  • Equation (7) corresponds to a generalization of equation (3).
  • the embodiment shown in the drawing has first and second upstream sensors 27 and 47 for measuring the concentrations C1di of the first substance and C2di of the second substance in the fresh dialysis fluid.
  • the downstream sensors 28 and 48 can also be used to measure the concentrations in the fresh dialysis liquid if the fresh dialysis liquid is passed directly to the downstream sensors bypassing the dialyzer. This can be done by opening the bypass valves 22 or 26.
  • This alternative embodiment is not associated with any particular disadvantages, in particular for the measurement of the second substance. Since the concentration of the second substance in the fresh dialysis fluid remains constant in most cases, only a single measurement is required at the beginning of the treatment. Should this concentration nevertheless change due to a controlled variation during a flower treatment, the measurement can be carried out by a short circuit be updated in the bypass. If such a bypass circuit is periodically carried out in the blood treatment device due to other process steps (for example, for rinsing the first sterile filter 15), the measurement of the second substance can be carried out simultaneously without additional process steps.
  • the invention thus enables a simple and uncomplicated determination of the blood purification performance of a blood purification element for a second substance after the blood purification performance deviating therefrom for a first substance has previously been determined. Furthermore, the determination of the blood concentration of substances is made possible by measurements in the dialysis fluid, which was previously not possible due to the poor accessibility of the current blood cleaning performance of the blood cleaning element based on these substances. This allows a more patient-friendly blood treatment.

Abstract

Die Erfindung betrifft das Gebiet von Blutreinigungsvorrichtungen mit einem durch eine semipermeable Membran (2) in zwei Kammern geteilten Blutreinigungselement (1), deren erste Kammer (3) Teil eines Dialysierflüssigkeitskreislaufs und deren zweite Kammer (4) Teil eines extrakorporalen Blutkreislaufs ist. Die Erfindung ermöglicht eine einfache und unkomplizierte Bestimmung der Blutreinigungsleistung des Blutreinigungselementes für einen zweiten Stoff, die von einer zuvor ermittelten und von dieser abweichenden Blutreinigungsleistung für einen ersten Stoff abgeleitet wird. Auf diese Weise gestattet die erfindungsgemässe Blutbehandlungsvorrichtung auch die Bestimmung der Blutkonzentration der zweiten Stoffe während der Blutbehandlung durch Messungen in der Dialysierflüssigkeit ohne Eingriff in den Behandlungsablauf, was bei bisherigen Methoden nicht möglich war.

Description

Blutbehandlungsvorrichtung
Die Erfindung betrifft das Gebiet von Blutbehandlungsvorrichtungen mit einem Blutreinigungselement nach dem Oberbegriff des Anspruch 1.
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 durchflössen wird.
Bei der Hämodialyse wird die andere Kammer von einer Reinigungsflüssigkeit (Dialysierflüssigkeit) durchflössen, 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 Dialysierflüssig- keitskammer des Filterelementes entfernt.
Bei der Hämofiltration wird die andere Kammer des Filterelementes, die fortan als erste Kammer bezeichnet wird, nicht durch eine zweite Flüssigkeit vollständig durchflössen. 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.
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.
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.
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.
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.
Aus der Clearance K kann die dimensionslose Größe Kt/V 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.
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.
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 Hamstoff-Clearance wird daher zunächst die lonen-Dialysance bestimmt. Diese kann dann - aufgrund des gleichen zu erwartenden Diffusionsverhaltens - gleich der Harnstoff-Clearance gesetzt werden.
Da die Clearance bei der Hämodialyse nur einen Spezialfall der Dialysance für den Fall darstellt, dass die betreffende Substanz nicht in der Dialysierflüssigkeit vorhan- den ist, soll sie im Folgenden synonym mit dem Begriff Dialysance mitumfasst werden.
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:
Cdo — Cdi
D = Qd aChi - Cdi (1 ).
wobei
Qd: Dialysierflüssigkeitsfluß,
Cdo: Konzentrati on des betrachteten Stoffes in der abgeführten Dialysierflüssigkeit, Cdi: Konzentrat on des betrachteten Stoffes in der zugeführten Dialysierflüssigkeit, Cbi: Konzentrat on 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.
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.
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 be- stimmen. 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 Hämodialy- semaschine vorgegeben und ist daher ebenfalls bekannt. Andernfalls können natürlich zusätzlich entsprechende Sensoren vorgesehen sein.
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:
fl-flrfO-^ Cdil^ -fltfO- g) (2), - Cdil ACdi
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.
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.
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.
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.
Für die Beschreibung der Blutreinigungsleistung eines Blutreinigungselementes wie eines Dialysators wird gelegentlich auch der Massenaustausch- oder Filterkoeffizient kOA herangezogen, der zur Dialysance D in einer festen Beziehung steht. Der Koeffizient kOA wird allein durch den betrachteten Stoff und die verwendete Dialy- satormembran bestimmt, nicht jedoch durch Behandlungsparameter wie Blut-, Dialysierflüssigkeit- oder Ultrafiltrationsfluss. Er ist das Produkt aus dem membranabhängigen Parameter kO und der Gesamtfläche der Membran A. Dabei entspricht kO dem Diffusionsstrom des betrachteten Stoffes pro Flächeneinheit der Membran, dividiert durch das Konzentrationsgefälle an der Membran. KOA kann als maximal mögliche Dialysance im Idealfall rein diffusiven Transports bei unendlich großen Dialysierflüssigkeit- und Blutflüssen interpretiert werden.
Der Koeffizient kOA für einen Stoff kann anhand der Messung der Dialysance D nach Gleichung (3) bestimmt werden:
hQΛ _ QbQd {n Qb(D - Qd)
(3). Qd - Qb Qd(D - Qb)
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.
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. 41 ff), so dass an dieser Stelle von einer näheren Erläuterung abgesehen wird.
Bei einer Nierenersatzbehandlung ist aber die Kenntnis der Leistungsfähigkeit des Blutreinigungselementes genauso von Interesse, wenn es sich um eine Hämofiltra- tionsbehandlung handelt - sei es allein oder in Kombination mit einer Hämodialysebehandlung in Form einer Hämodiafiltrationsbehandlung.
Wie in der vorangemeldeten deutschen Patentanmeldung 10212247.4 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 Substitu- tionsflüssigkeitsfluss 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.
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).
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.
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, verschiedenen Blutreinigungsleistung des Blutreinigungselementes bezogen auf einen weiteren Stoff erlaubt und damit die Möglichkeit eröffnet, auch die Blutkonzentration dieses weiteren Stoffes zu bestimmen.
Die Lösung gelingt durch die Merkmale des Anspruchs 1. Vorteilhafte Ausführungsformen sind Gegenstand der Unteransprüche. Die Erfindung basiert auf der Beobachtung, dass heutige Hämodialysevorrich- tungen 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 über eine pure Identitätszuweisung bei gleichen Blutreinigungsleistungen wie im Fall von Natriumionen und Harnstoff hinausgehen, die zweite Blutreinigungsleistung direkt bestimmt werden. Diese Beziehung, die in Laborversuchen vorab ermittelt werden kann, hängt nur von der Art des verwendeten Blutreinigungselementes ab.
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.
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 Dialysierflüssigkeit 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 Dialysierflüssig- keit messtechnisch festgestellt werden kann - unabhängig von ihrem Vorhandensein in der frischen Dialysierflüssigkeit oder einer eingeschränkten Möglichkeit der Variation.
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.
Kernstück der Hämodiafiltrationsvorrichtung ist der Hämodialysator 1. Der Hämo- dialysator 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.
Der extrakorporale Blutkreislauf umfasst neben anderen, nicht näher gezeigten gebräuchlichen Komponenten eine Blutzuführleitung 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.
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 lonenkonzentration 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.
Im Abschnitt 8b ist die Dialysierflüssigkeitspumpe 20 eingebaut, an die keine besonderen Genauigkeitsanforderungen gestellt werden. Sie muss lediglich eine aus- reichende 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 durchflössen wird, der dem der Hämodiafiltrationsvorrichtung zugeführten Flüssigkeits- fluss 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.
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.
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.
Frische Substitutions- und/oder Dialysierflüssigkeit wird von einer Flüssigkeitsquelle 11 bereitgestellt, die Teil eines Dialysierflüssigkeitsaufbereitungssystems ist. Zur Ausgestaltung der Flüssigkeitsquelle stehen dem Fachmann unterschiedliche Alternativen 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. 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 Dialysierflüssigkeits- zuführleitung, 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 auf- stromiger 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.
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 Substitutionsflüssigkeitsflus- ses Qs vorgesehen. Bevor die Substitutionsleitung 7c' in den venösen Blasenfänger 31 mündet (Posldilution), ist ein Absperrventil 43 vorsehen. Alternativ oder zusätzlich kann vorgesehen sein (gestrichelt gezeichnet), die Subslitutionsflüssig- keitsleitung 7c' in den arteriellen Blasenfänger münden zu lassen (Prädilution). In diesem Abschnitt wäre dann ein weiteres Absperrventil 46 vorgesehen.
Aus der ersten Kammer 36 des zweiten Sterilfilters 37 führt ein Abschnitt 7c der Dialysierflüssigkeitsleitung zur ersten Kammer 3 des Hämodialysators 1. Der Abschnitt 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 Hämofiltrationsbehand- lung (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 Hämo- dialysebehandlung durchgeführt werden.
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.
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.
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 SteuerelementeAleitungen erwähnt, die für das Verständnis der Erfindung erforderlich sind.
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 Dialysierflüssigkeits- kreislauf 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.
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.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung ist geeignet, die folgenden Verfahrensschritte durchzuführen. Dabei sei der Einfachheit halber zunächst angenommen, dass während der Erfassung der Messwerte eine reine Hämodialysebβhandlung ohne Ultrafiltration durchgeführt wird, also Qs=Qf=0 ist.
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 Natrium- konzentrationswerte C1do1 werden durch den ersten abstromigen Sensor 28 aufgezeichnet und an die Auswerteeinheit 33 übermittelt.
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 lonen-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.
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 Massenaustauschkoeeffizien- ten kOA1 ,2 für die beiden zu betrachtenden Stoffe ausgegangen, die in einer festgelegten Beziehung zueinander stehen:
kOA2 = f - kOÄl (4).
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 =734.7ml/min sowie f=1 ,08 gefunden werden. Entweder sind diese Werte oder die Werte von k0A1 und k0A2 in der Auswerteeinheit 33 hinterlegt.
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 Dieff für Natrium kann nun der effektive Dialysance-Wert D2eff für Kalium mit Gleichung (5) ermittelt werden:
D2th
D2eff = Dieff (5). Dlth
Andererseits ist es auch möglich, dass die Auswerteeinheit 33 zunächst anhand der gemessenen Dialysance Dieff für Natrium den entsprechenden effektiven Massen- austauschkoeffizienten kOAleff mit Hilfe von Gleichung (3) bestimmt. Der hinterlegte Werte für f wird dann dazu verwendet, mit Gleichung (4) den effektiven Mas- senaustauschkoeffizienten kOA2eff 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 kOAlth hinterlegt zu werden.
Die hinterlegten Werte für kOA 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 kO) 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.
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.
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.
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 Be- handlungsablauf notwendig. Die Auswerteeinheit bestimmt dann C2bi durch Auflösung von Gleichung (1 ) nach Cbi.
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.
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 Fistel- rezirkulation 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.
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 Dia- Iysis", 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:
Figure imgf000020_0001
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.
Weitere Unterschiede zwischen den beiden Rechenmethoden werden dadurch verursacht, dass die verwendeten Parameter wie Flüssigkeitsflüsse oder auch die Werte für kOA und/oder f nur innerhalb gewisser Fehlergrenzen bekannt sind. Dies führt durch den Eingang des Ist-Wertes Dieff 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.
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 10212247.4 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:
Qb + κQs Qb + κQs
Ddiff = D - Qf - Qs (6),
Qb - Qf -(l-κ)Qs Qb
wobei κ=1 bei Prädilution und =0 bei Postdilution. Daraufhin kann der Membranaustauschkoeffizient kOA bestimmt werden, für den nur der diffusive Teil der Dialysance relevant ist:
Figure imgf000021_0001
Gleichung (7) entspricht einer Verallgemeinerung von Gleichung (3).
Die in der Zeichnung dargestellte Ausführungsform weist erste und zweite aufstro- mige 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 direkt zu den abstromigen Sensoren geleitet wird. Dies kann durch Öffnung der By- pass-Ventile 22 oder 26 geschehen.
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 Blύt- behandlung 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.
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.
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 Cal- cium 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.
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. Bezugszeichenliste
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 Dialysierflüssigkeitsabführleitunc
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 erster aufstromiger Sensor zur Erfassung der Leitfähigkeit der frischen Dialysierflüssigkeit zur Feststellung der Natriumionenkonzentration erster abstromiger Sensor zur Erfassung der Leitfähigkeit der verbrauchten Dialysierflüssigkeit zur Feststellung der Natriumionenkonzentration Auswerte- und Steuereinheit venöser Blasenfänger arterieller Blasenfänger Auswerteeinheit Steuereinheit Datenleitung zwischen Auswerte- und Steuereinheit erste Kammer des ersten Sterilfilters zweites Sterilfilter semipermeable Membran des zweiten Sterilfilters zweite Kammer des zweiten Sterilfilters Substitutionsflüssigkeitspumpe Postdilutionventil Pumpe für Flüssigkeitsentzug Prädilutionsventil zweiter aufstromiger Sensor zur Erfassung der Konzentration eines zweiten Stoffes in der frischen Dialysierflüssigkeit zweiter abstromiger Sensor zur Erfassung der Konzentration des zweiten Stoffes in der verbrauchten Dialysierflüssigkeit

Claims

Patentansprüche
1. Blutbehandlungsvorrichtung mit einem durch eine semipermeable Membran
(2) in zwei Kammern geteilten Blutreinigungselement (1 ), deren erste Kammer
(3) Teil eines Dialysierflüssigkeitskreislaufs und deren zweite Kammer (4) Teil eines extrakorporalen Blutkreislaufs ist,
mit einer Dialysierflüssigkeitszuführleitung zur Zuführung frischer Dialysierflüssigkeit zur ersten Kammer (3) und/oder in den Blutkreislauf,
mit einer Dialysierflüssigkeitsabführleitung zur Abführung verbrauchter Dialysierflüssigkeit aus der ersten Kammer (3),
mit einer Steuereinheit (34) zur Steuerung der Blutbehandlungvorrichtung,
mit einer Auswerteeinheit (33),
mit mindestens einem mit der Auswerteeinheit (33) verbundenen Sensor (27, 28) an mindestens einem des Blutkreislauf oder Dialysierflüssigkeitskreislauf zur Erfassung der Konzentration eines ersten Stoffes, der die semipermeable Membran (2) durchdringen kann,
wobei die Auswerteeinheit (33) geeignet ist, anhand der Messwerte des mindestens einen Sensors (27, 28) die Blutreinigungsleistung L1 des Blutreinigungselementes für den ersten Stoff zu bestimmen,
dadurch gekennzeichnet, dass die Auswerteeinheit (33) weiterhin geeignet ist, die von der Blutreinigungsleistung L1 für den ersten Stoff verschiedene Blutreinigungsleistung L2 des Blutreinigungselementes für einen zweiten Stoff auf der Basis der Blutreinigungsleistung L1 für den ersten Stoff zu bestimmen.
2. Blutbehandlungsvorrichtung nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die Blutreinigungsleistung L die effektive Dialysance Deff ist.
3. Blutbehandlungsvorrichtung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Auswerteeinheit (33) geeignet ist, aus der gemessenen Dialysance Dieff für den ersten Stoff einen effektiven Massenaustauschkoeffizienten kOAleff abzuleiten, aus dem hinterlegten Verhältnis f zwischen dem theoretischen Massenaustauschkoeffizenten kOA2th des zweiten Stoffes zum theoretischen Massenaustauschkoeffizenten kOAlth des ersten Stoffes durch Multiplikation mit kOAleff den effektiven Massenaustauschkoeffizienten kOA2eff für den zweiten Stoff zu bestimmen und aus kOA2eff die effektive Dialysance D2eff für den zweiten Stoff abzuleiten.
4. Blutbehandlungsvorrichtung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Auswerteeinheit (33) geeignet ist, aus den hinterlegten theoretischen Massenaustauschkoeffizienten kOAlth für den ersten Stoff und kOA2th für den zweiten Stoff diesen entsprechende Werte für die theoretischen Dialysancen D1th und D2th abzuleiten und die effektive Dialysance D2eff für den zweiten Stoff aus der gemessenen Dialysance Dieff für den ersten Stoff multipliziert mit dem Verhältnis D2th zu D1th zu bestimmen.
5. Blutbehandlungvorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der mindestens eine Sensor ein erster abstromigen Sensor (28) an der Dialysierflüssigkeitsabführleitung (8a) zur Messung der Konzentration des ersten Stoffes in der verbrauchten Dialysierflüssigkeit ist.
6. Blutbehandlungvorrichtung nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass sie ferner eine mit der Steuereinheit (34) verbundene Dialysierflüssigkeitsauf- bereitungseinheit (11 ) umfasst.
7. Blutbehandlungsvorrichtung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass die Auswerteeinheit (33) und die Steuereinheit (34) geeignet sind, die Bestimmung der Blutreinigungsleistung L1 für den ersten Stoffes durch folgendes Verfahren durchzuführen:
Hinterlegung der Konzentration C1di1 des ersten Stoffes in der frischen Dialysierflüssigkeit in der Auswerteeinheit (33),
Messung der Konzentration C1do1 des ersten Stoffes in der verbrauchten Dialysierflüssigkeit mit dem ersten abstromigen Sensor (28) und Hinterlegung von C1do1 in der Auswerteeinheit (33),
Veränderung der Konzentration C1di des ersten Stoffes in der frischen Dialysierflüssigkeit durch die Dialysierflüssigkeitsaufbereitungseinheit (11 ) auf Veranlassung der Steuereinheit (34),
Hinterlegung der veränderten Konzentration C1di2 des ersten Stoffes in der frischen Dialysierflüssigkeit in der Auswerteeinheit (33), Messung der veränderten Konzentration C1do2 des ersten Stoffes in der verbrauchten Dialysierflüssigkeit mit dem ersten abstromigen Sensor (28) und Hinterlegung von C1do2 in der Auswerteeinheit (33) und Bestimmung der Blutreinigungsleistung L1 auf der Basis der Konzentrationen C1di1 , C1do1 und veränderten Konzentrationen C1di2, C1do2 des ersten Stoffes in der frischen und verbrauchten Dialysierflüssigkeit durch die Auswerteeinheit (33).
8. Blutbehandlungsvorrichtung nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass die Dialysierflüssigkeitsaufbereitungseinheit (11 ) die Veränderung der Konzentration C1di stufen- oder bolusförmig durchführt.
9. Blutbehandlungsvorrichtung nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass sie ferner einen mit der Auswerteeinheit (33) verbundenen und an der Dialy- sierflüssigskeitszuführleitung (7b) gelegenen ersten aufstromigen Sensor (27) zur Messung der Konzentrationen C1di1 und C1di2 in der frischen Dialysierflüssigkeit umfasst.
10. Blutbehandlungsvorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass sie ferner einen mit der Auswerteeinheit (33) verbundenen und an der Dialysierflüssigkeitsabführleitung (8a) gelegenen zweiten abstromigen Sensor (48) zur Messung der Konzentration C2do des zweiten Stoffes in der verbrauchten Dialysierflüssigkeit umfasst.
11. Blutbehandlungsvorrichtung nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass die Auswerteeinheit (33) geeignet ist, auf der Basis der gemessenen Konzentration C2do des zweiten Stoffes in der verbrauchten Dialysierflüssigkeit und der hinterlegten Konzentration C2di des zweiten Stoffes in der frischen Dialysierflüssigkeit sowie der bestimmten Blutreinigungsleistung L2 des zweiten Stoffes die Konzentration C2bi des zweiten Stoffes in dem der zweiten Kammer (4) zuströmenden Blut zu bestimmen.
12. Blutbehandlungsvorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der erste Stoff Natrium ist.
13. Blutbehandlungsvorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der zweite Stoff Kalium, Glukose, Kreatinin, Cal- cium oder Phosphat ist.
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Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP1872812A1 (de) 2006-06-27 2008-01-02 Sorin Group Italia S.r.l. Dialysemaschine mit Glykämiekontrolle
WO2009062661A1 (de) * 2007-11-12 2009-05-22 Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh Verfahren zum ermitteln wenigstens einer kennzahl den glukosestoffwechsel eines patienten betreffend und vorrichtung hierfür
WO2011042137A1 (de) * 2009-10-10 2011-04-14 Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh Vorrichtung und verfahren zur überprüfung eines filters für eine extrakorporale blutbehandlungsvorrichtung
US8900172B2 (en) 2011-02-04 2014-12-02 Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh Method for controlling a blood treatment apparatus, control device, dispensing device and blood treatment apparatus
EP3183013B1 (de) 2014-08-20 2019-10-09 Fresenius Medical Care Dialysemaschine mit der fähigkeit zur bestimmung einer prädialytischen eigenschaft im blut eines dialysepatienten

Families Citing this family (94)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8105258B2 (en) 1999-04-26 2012-01-31 Baxter International Inc. Citrate anticoagulation system for extracorporeal blood treatments
US7544179B2 (en) 2002-04-11 2009-06-09 Deka Products Limited Partnership System and method for delivering a target volume of fluid
DE10339342B3 (de) 2003-08-25 2005-01-20 Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh Blutbehandlungsvorrichtung
US8029454B2 (en) 2003-11-05 2011-10-04 Baxter International Inc. High convection home hemodialysis/hemofiltration and sorbent system
US7815809B2 (en) * 2005-12-13 2010-10-19 Gambro Lundia Ab Method for conductivity calculation in a treatment fluid upstream and downstream a filtration unit in apparatuses for the blood treatment
US9717834B2 (en) 2011-05-24 2017-08-01 Deka Products Limited Partnership Blood treatment systems and methods
US10537671B2 (en) 2006-04-14 2020-01-21 Deka Products Limited Partnership Automated control mechanisms in a hemodialysis apparatus
US20100168925A1 (en) * 2006-06-08 2010-07-01 Peter Hilgers Device and method for controlling an extracorporeal blood- treating apparatus
DE102007004115B4 (de) 2007-01-26 2010-05-06 Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh Dialysemaschine und Verfahren zur Feststellung der Verkalkung einer Dialysemaschine
US8042563B2 (en) 2007-02-27 2011-10-25 Deka Products Limited Partnership Cassette system integrated apparatus
US8491184B2 (en) 2007-02-27 2013-07-23 Deka Products Limited Partnership Sensor apparatus systems, devices and methods
US8562834B2 (en) 2007-02-27 2013-10-22 Deka Products Limited Partnership Modular assembly for a portable hemodialysis system
US8393690B2 (en) 2007-02-27 2013-03-12 Deka Products Limited Partnership Enclosure for a portable hemodialysis system
US8409441B2 (en) 2007-02-27 2013-04-02 Deka Products Limited Partnership Blood treatment systems and methods
US9028691B2 (en) 2007-02-27 2015-05-12 Deka Products Limited Partnership Blood circuit assembly for a hemodialysis system
KR101861192B1 (ko) 2007-02-27 2018-05-28 데카 프로덕츠 리미티드 파트너쉽 혈액투석 장치 및 방법
US8317492B2 (en) 2007-02-27 2012-11-27 Deka Products Limited Partnership Pumping cassette
US10463774B2 (en) 2007-02-27 2019-11-05 Deka Products Limited Partnership Control systems and methods for blood or fluid handling medical devices
US20090107335A1 (en) 2007-02-27 2009-04-30 Deka Products Limited Partnership Air trap for a medical infusion device
US8114276B2 (en) 2007-10-24 2012-02-14 Baxter International Inc. Personal hemodialysis system
US8580112B2 (en) * 2007-11-16 2013-11-12 Fresenius Medical Care Holdings, Inc. Dialysis systems and methods
DE102007056475A1 (de) * 2007-11-22 2009-06-04 Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh Verfahren und Vorrichtung zum Bestimmen der Rezirkulation in einer Fistel oder der kardiopulmonalen Rezirkulation sowie Blutbehandlungsvorrichtung mit einer Vorrichtung zur Bestimmung der Fistelrezirkulation oder des kardiopulmonalen Rezirkulationsanteils
DE102008003714A1 (de) * 2008-01-09 2009-07-16 Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh Verfahren zum Bestimmen des Anteils der Rezirkulation in einer Fistel und/oder der kardiopulmonalen Rezirkulation an der Summe von Fistelrezirkulation und kardiopulmonaler Rezirkulation
KR102413397B1 (ko) 2008-01-23 2022-06-27 데카 프로덕츠 리미티드 파트너쉽 복수의 유체 라인을 사용하는 의료용 치료 시스템에 사용하기 위한 펌프 카세트 및 방법
US11833281B2 (en) 2008-01-23 2023-12-05 Deka Products Limited Partnership Pump cassette and methods for use in medical treatment system using a plurality of fluid lines
US10201647B2 (en) 2008-01-23 2019-02-12 Deka Products Limited Partnership Medical treatment system and methods using a plurality of fluid lines
JP5719345B2 (ja) * 2009-03-31 2015-05-20 フレゼニウス メディカル ケアー ドイチュラント ゲゼルシャフト ミット ベシュレンクテル ハフツングFresenius Medical Care Deutschland GmbH 流体回路中の少なくとも1つの溶質の濃度を定量及び制御する装置及び方法
DE102009040104A1 (de) * 2009-09-04 2011-03-10 B. Braun Avitum Ag Vorrichtung zur extrakorporalen Blutbehandlung
US9814818B2 (en) * 2009-09-29 2017-11-14 Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh Device and method for detecting blood or blood constituents in the liquid system of a device for extracorporeal blood treatment
JP5399218B2 (ja) * 2009-11-24 2014-01-29 日機装株式会社 血液浄化装置
US8753515B2 (en) 2009-12-05 2014-06-17 Home Dialysis Plus, Ltd. Dialysis system with ultrafiltration control
WO2011070527A2 (en) * 2009-12-10 2011-06-16 Edward Henry Mathews Haemodialysis machine retrofit and control installation and use thereof for the treatment of proliferative disorders
US9797386B2 (en) 2010-01-21 2017-10-24 The Abell Foundation, Inc. Ocean thermal energy conversion power plant
US8501009B2 (en) 2010-06-07 2013-08-06 State Of Oregon Acting By And Through The State Board Of Higher Education On Behalf Of Oregon State University Fluid purification system
KR101227453B1 (ko) * 2010-07-29 2013-01-29 서강대학교산학협력단 인공 신단위 장치
PL2433662T3 (pl) 2010-09-27 2014-10-31 Gambro Lundia Ab Urządzenie do pozaustrojowego oczyszczania krwi
US9999717B2 (en) 2011-05-24 2018-06-19 Deka Products Limited Partnership Systems and methods for detecting vascular access disconnection
CA3078889C (en) 2011-05-24 2022-08-30 Deka Products Limited Partnership Hemodialysis system
US9707330B2 (en) 2011-08-22 2017-07-18 Medtronic, Inc. Dual flow sorbent cartridge
EP2762179B1 (de) 2011-08-30 2017-02-22 Gambro Lundia AB Vorrichtung zur extrakorporalen Behandlung von Blut
US9084847B2 (en) * 2011-09-22 2015-07-21 Iogyn, Inc. Surgical fluid management systems and methods
WO2013052680A2 (en) 2011-10-07 2013-04-11 Home Dialysis Plus, Ltd. Heat exchange fluid purification for dialysis system
US9713668B2 (en) 2012-01-04 2017-07-25 Medtronic, Inc. Multi-staged filtration system for blood fluid removal
DE102012004970A1 (de) * 2012-03-14 2013-09-19 Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh Verfahren zum Dosieren eines mittels einer Blutbehandlungsvorrichtung erzeugten Substituats sowie Vorrichtungen
EP2712638B1 (de) 2012-09-28 2015-06-24 Gambro Lundia AB Vorrichtung und Verfahren zur Steuerung einer extrakorporalen Behandlung von Blut
ES2548330T3 (es) 2012-09-28 2015-10-15 Gambro Lundia Ab Un aparato para tratamiento sanguíneo extracorpóreo y un método de control para el mismo
US9713666B2 (en) 2013-01-09 2017-07-25 Medtronic, Inc. Recirculating dialysate fluid circuit for blood measurement
US9707328B2 (en) 2013-01-09 2017-07-18 Medtronic, Inc. Sorbent cartridge to measure solute concentrations
US11565029B2 (en) 2013-01-09 2023-01-31 Medtronic, Inc. Sorbent cartridge with electrodes
US11154648B2 (en) 2013-01-09 2021-10-26 Medtronic, Inc. Fluid circuits for sorbent cartridge with sensors
US10010663B2 (en) 2013-02-01 2018-07-03 Medtronic, Inc. Fluid circuit for delivery of renal replacement therapies
US10850016B2 (en) 2013-02-01 2020-12-01 Medtronic, Inc. Modular fluid therapy system having jumpered flow paths and systems and methods for cleaning and disinfection
US9623164B2 (en) 2013-02-01 2017-04-18 Medtronic, Inc. Systems and methods for multifunctional volumetric fluid control
US9144640B2 (en) 2013-02-02 2015-09-29 Medtronic, Inc. Sorbent cartridge configurations for improved dialysate regeneration
US9827361B2 (en) 2013-02-02 2017-11-28 Medtronic, Inc. pH buffer measurement system for hemodialysis systems
EP4306142A2 (de) 2013-04-08 2024-01-17 Boston Scientific Scimed, Inc. Medizinische systeme und verfahren
DE102013104501A1 (de) * 2013-05-02 2014-11-06 B. Braun Avitum Ag Vorrichtung zur extrakorporalen Blutbehandlung
US9943780B2 (en) 2013-11-26 2018-04-17 Medtronic, Inc. Module for in-line recharging of sorbent materials with optional bypass
US10004839B2 (en) 2013-11-26 2018-06-26 Medtronic, Inc. Multi-use sorbent cartridge
US10052612B2 (en) 2013-11-26 2018-08-21 Medtronic, Inc. Zirconium phosphate recharging method and apparatus
US9895477B2 (en) 2013-11-26 2018-02-20 Medtronic, Inc. Detachable module for recharging sorbent materials with optional bypass
US10537875B2 (en) 2013-11-26 2020-01-21 Medtronic, Inc. Precision recharging of sorbent materials using patient and session data
US9884145B2 (en) 2013-11-26 2018-02-06 Medtronic, Inc. Parallel modules for in-line recharging of sorbents using alternate duty cycles
ES2864727T3 (es) 2014-04-29 2021-10-14 Outset Medical Inc Sistema y métodos de diálisis
DE102014108227A1 (de) * 2014-06-12 2015-12-17 B. Braun Avitum Ag Dialysemaschinen-integrierte Substitutionspumpe
US10016553B2 (en) 2014-06-24 2018-07-10 Medtronic, Inc. Replenishing urease in dialysis systems using a urease introducer
EP3160533B1 (de) 2014-06-24 2020-08-12 Medtronic Inc. Sorptionsmittelbeutel
US10172991B2 (en) 2014-06-24 2019-01-08 Medtronic, Inc. Modular dialysate regeneration assembly
WO2015199768A1 (en) 2014-06-24 2015-12-30 Medtronic, Inc. Stacked sorbent assembly
EP3160532B1 (de) 2014-06-24 2019-09-18 Medtronic Inc. Ureaseeinfüllsystem zum nachfüllen von urease in einer sorptionskartusche
WO2015199764A1 (en) 2014-06-24 2015-12-30 Medtronic, Inc. Replenishing urease in dialysis systems using urease pouches
JP5922735B2 (ja) * 2014-09-16 2016-05-24 日機装株式会社 血液浄化装置
US9486590B2 (en) 2014-09-29 2016-11-08 Fenwal, Inc. Automatic purging of air from a fluid processing system
US9498567B2 (en) 2014-09-29 2016-11-22 Fenwal, Inc. Systems and methods for controlling the return phase of a blood separation procedure
US9713665B2 (en) 2014-12-10 2017-07-25 Medtronic, Inc. Degassing system for dialysis
US10098993B2 (en) 2014-12-10 2018-10-16 Medtronic, Inc. Sensing and storage system for fluid balance
US10874787B2 (en) 2014-12-10 2020-12-29 Medtronic, Inc. Degassing system for dialysis
EP3302605B1 (de) 2015-05-25 2019-12-25 Gambro Lundia AB Vorrichtung zur extrakorporalen blutbehandlung i
CN107666918B (zh) * 2015-05-25 2021-01-15 甘布罗伦迪亚股份公司 用于体外血液处理的设备
DE102015120215A1 (de) * 2015-11-23 2017-05-24 B. Braun Avitum Ag Sensorvorrichtung und eine Sensorvorrichtung beinhaltendes System
DE102015120216A1 (de) * 2015-11-23 2017-05-24 B. Braun Avitum Ag Verfahren zur Kalibrierung eines Messsignals und zum Nachführen einer quantitativen Größe
EP3500317B1 (de) 2016-08-19 2022-02-23 Outset Medical, Inc. Peritonealdialysesystem und -verfahren
US10981148B2 (en) 2016-11-29 2021-04-20 Medtronic, Inc. Zirconium oxide module conditioning
CN106693096A (zh) * 2016-12-30 2017-05-24 北京迈淩医疗技术发展有限公司 能够在线测定尿素清除指数的血液透析装置及方法
US11167070B2 (en) 2017-01-30 2021-11-09 Medtronic, Inc. Ganged modular recharging system
CN106902407B (zh) * 2017-02-22 2019-11-01 广州大学 一种血液透析尿素清除率在线检测装置和方法
US10960381B2 (en) 2017-06-15 2021-03-30 Medtronic, Inc. Zirconium phosphate disinfection recharging and conditioning
DE102017116097A1 (de) * 2017-07-18 2019-01-24 B. Braun Avitum Ag Vorrichtung und Verfahren zur Durchführung einer isonaträmischen Dialyse
DE102017122540A1 (de) 2017-09-28 2019-03-28 B. Braun Avitum Ag Mehrfachsensorvorrichtung
US11278654B2 (en) 2017-12-07 2022-03-22 Medtronic, Inc. Pneumatic manifold for a dialysis system
US11033667B2 (en) 2018-02-02 2021-06-15 Medtronic, Inc. Sorbent manifold for a dialysis system
US11110215B2 (en) 2018-02-23 2021-09-07 Medtronic, Inc. Degasser and vent manifolds for dialysis
US11213616B2 (en) 2018-08-24 2022-01-04 Medtronic, Inc. Recharge solution for zirconium phosphate
EP3989795A1 (de) 2019-06-27 2022-05-04 Boston Scientific Scimed, Inc. Erfassung eines endoskops an ein fluidverwaltungssystem

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5110477A (en) * 1990-02-13 1992-05-05 Howard David B Dialyzer clearance check system
US5567320A (en) * 1993-12-17 1996-10-22 Hospal Ag Method for the determination of a significant parameter of the progess of an extracorporeal treatment of blood
US5744031A (en) * 1991-09-10 1998-04-28 Hospal Industrie Artificial kidney provided with means for determining characteristics of blood
EP0911043A1 (de) * 1997-10-27 1999-04-28 Polaschegg, Hans-Dietrich, Dr.techn. Verfahren zur Messung von Leistungsparametern von Stoff- und Energieaustausch Modulen
US6325774B1 (en) * 1997-08-21 2001-12-04 Hospal Industrie Dialysis apparatus for independently controlling the concentration of at least two ionic substances inside a patient's body

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4202760A (en) * 1978-07-24 1980-05-13 Cordis Dow Corp. Apparatus and method for preparation of a hemodialysis solution optionally containing bicarbonate
DE3938662A1 (de) * 1989-11-21 1991-07-18 Fresenius Ag Verfahren zur in-vivo-bestimmung von parametern der haemodialyse
US6187199B1 (en) * 1997-01-24 2001-02-13 Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh Process and device for determining hemodialysis parameters
DE59814205D1 (de) * 1997-08-13 2008-05-21 Fresenius Medical Care De Gmbh Blutbehandlungsvorrichtung mit einer Einrichtung zur Bestimmung von Parametern der Hämodialyse, sowie Verfahren zu ihrer Bestimmung
BR9911985A (pt) 1998-07-09 2001-03-27 Fresenius Medical Care De Gmbh Processo para a determinação da dialisance e dispositivo para a execução do processo
DE19928407C1 (de) * 1999-06-22 2000-10-26 Fresenius Medical Care De Gmbh Verfahren zur Bestimmung der Leistungsfähigkeit eines Dialysators einer Dialysevorrichtung und Dialysevorrichtung zur Durchführung des Verfahrens
DE10212247C1 (de) 2002-03-19 2003-12-18 Fresenius Medical Care De Gmbh Verfahren zur Bestimmung eines Behandlungsparameters an einer Hämofiltrationsvorrichtung und Hämofiltrationsvorrichtung zur Anwendung des Verfahrens

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5110477A (en) * 1990-02-13 1992-05-05 Howard David B Dialyzer clearance check system
US5744031A (en) * 1991-09-10 1998-04-28 Hospal Industrie Artificial kidney provided with means for determining characteristics of blood
US5567320A (en) * 1993-12-17 1996-10-22 Hospal Ag Method for the determination of a significant parameter of the progess of an extracorporeal treatment of blood
US6325774B1 (en) * 1997-08-21 2001-12-04 Hospal Industrie Dialysis apparatus for independently controlling the concentration of at least two ionic substances inside a patient's body
EP0911043A1 (de) * 1997-10-27 1999-04-28 Polaschegg, Hans-Dietrich, Dr.techn. Verfahren zur Messung von Leistungsparametern von Stoff- und Energieaustausch Modulen

Cited By (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP1872812A1 (de) 2006-06-27 2008-01-02 Sorin Group Italia S.r.l. Dialysemaschine mit Glykämiekontrolle
WO2009062661A1 (de) * 2007-11-12 2009-05-22 Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh Verfahren zum ermitteln wenigstens einer kennzahl den glukosestoffwechsel eines patienten betreffend und vorrichtung hierfür
US10226562B2 (en) 2007-11-12 2019-03-12 Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh Method for the determination of at least one characteristic figure relating to a patient's glucose metabolism, and apparatus therefor
WO2011042137A1 (de) * 2009-10-10 2011-04-14 Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh Vorrichtung und verfahren zur überprüfung eines filters für eine extrakorporale blutbehandlungsvorrichtung
US9233341B2 (en) 2009-10-10 2016-01-12 Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh Device and method for inspecting a filter for an extracorporeal blood treatment device
US8900172B2 (en) 2011-02-04 2014-12-02 Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh Method for controlling a blood treatment apparatus, control device, dispensing device and blood treatment apparatus
EP3183013B1 (de) 2014-08-20 2019-10-09 Fresenius Medical Care Dialysemaschine mit der fähigkeit zur bestimmung einer prädialytischen eigenschaft im blut eines dialysepatienten

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