Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur Ermittlung eines optimalen Dialysatfiusses für eine extrakorporale Blutbehandlung mit einer extrakorporalen

Blutbehandlungsvorrichtung, die einen Dialysator aufweist, der durch eine semipermeable Membran in eine Blutkammer, die von Blut mit einem vorgegebenen Blutfluss durchströmt wird, und eine Dialysatkammer unterteilt ist, die von Dialysat mit einem vorgegebenen Dialysatfiuss durchströmt wird. Darüber hinaus betrifft die Erfindung eine Blutbehandlungsvorrichtung mit einer Vorrichtung zur Ermittlung eines optimalen Dialysatfiusses sowie ein Verfahren zur Ermittlung eines optimalen Dialysatfiusses für eine extrakorporale Blutbehandlung mit einer extrakorporalen

Blutbehandlungsvorrichtung. Die Erfindung bezieht sich auf alle Verfahren der

Blutreinigungstherapie, bei denen Blut durch die Blutkammer und Dialysat durch die Dialysatkammer eines Dialysators oder Filters strömt, insbesondere die Hämodialyse oder Hämodiafiltration.

Es sind verschiedene physikalische und/oder chemische Größen bekannt, mit denen die Leistungsfähigkeit eines Dialysators und/oder die Effektivität einer Dialysebehandlung angegeben werden können. Eine bekannte Größe zur Angabe der Effektivität einer Dialysebehandlung stellt die Clearance K dar. Die Clearance K einer Substanz ist der Teilstrom des Gesamtstroms durch den Dialysator, der von der betreffenden Substanz vollständig befreit wird. Für die Effektivität einer Dialysebehandlung ist die sogenannte Dialysedosis KT/V von entscheidender Bedeutung, die als der Quotient aus dem Produkt von Clearance K für Harnstoff und effektiver Behandlungszeit T der Dialysebehandlung und dem Verteilungsvolumen V des Patienten für Harnstoff definiert ist.

Verfahren und Vorrichtungen zur Messung der Clearance während einer extrakorporalen Blutbehandlung sind aus der DE 39 38 662 AI (US 5,100,554) und DE 197 47 360 AI (US 6 156 002) bekannt. Die Bestimmung der Clearance beruht auf der Messung des Elektrolyttransfers bei zwei unterschiedlichen Dialysat-Ionenkonzentrationen. Aus den Druckschriften ist bekannt, dass die Clearance vom Dialysatfluss abhängig ist. Die Clearance ist auch vom Blutfluss abhängig, wobei korrekterweise nur der effektive Blutwasserfluss (Plasmawasser und intrazelluläres Wasser) entscheidend ist. Ein niedriger Blutwasserfluss begrenzt die Clearance ungeachtet eines deutlich höheren Dialysatflusses. Liegt der Dialysatfluss unter dem Blutwasserfluss, begrenzt der Dialysatfluss die

Clearance. Zwischen Blutwasserfluss und Blutfluss wird der Einfachheit halber nachfolgend nicht mehr unterschieden.

Die bekannten Dialysegeräte erlauben die manuelle Einstellung unterschiedlicher

Dialysatraten, beispielsweise 300, 500 und 800 ml/min. Zur Erzielung einer hohen Clearance sind grundsätzlich höhere Dialysatflüsse bei höheren Blutflüssen erforderlich.

Bei der Einstellung eines bestimmten Dialysatflusses ist zu berücksichtigen, dass mit einem hohen Dialysatfluss zwar gegebenenfalls eine hohe Clearance erzielt werden kann, sich aber die Kosten für die Bereitstellung frischer und die Entsorgung verbrauchter Dialysierflüssigkeit erhöhen. Daher wird in der Praxis eine verhältnismäßig hohe

Clearance bei relativ niedrigem Verbrauch an Dialysat angestrebt.

Die US 5,092,836 schlägt vor, den Dialysatfluss in Abhängigkeit vom Blutfluss nach vorgegebenen Kriterien zu steuern. Es wird insbesondere vorgeschlagen, einen

Dialysatfluss einzustellen, der sich durch Multiplikation des Blutflusses mit einem konstanten Faktor ergibt. Neben einem linearen Zusammenhang zwischen Blut- und Dialysatfluss wird ein numerisches Datenfeld vorgeschlagen, das zu jedem Blutfluss eines bestimmten Dialysators denjenigen Dialysatfluss angibt, bei dem ein bestimmter

Prozentsatz der maximalen Clearance, die unter der Annahme eines unendlich hohen Dialysatflusses vorliegen müsste, erreicht wird.

Aus der DE 10 2006 045 437 AI (US 2010/042035A1) ist eine Vorrichtung zur Ermittlung eines optimalen Dialysatflusses auf der Grundlage eines die Abhängigkeit der Clearance vom Dialysatfluss beschreibenden Zusammenhangs bekannt. Die Ermittlung des optimalen Dialysatflusses beruht darauf, bei einem vorgegeben Blutfluss denjenigen Dialysatfluss zu ermitteln, bei dessen Erhöhung um einen bestimmten Wert die Erhöhung der Clearance einen bestimmten Wert nicht unterschreitet. Der optimale Dialysatfluss ist aber auch von dem Dialysator abhängig, der für die Dialysebehandlung eingesetzt wird. Daher sieht die DE 10 2006 045 437 AI vor, eine für den Dialysator charakteristischen Größe, insbesondere den Massentransferkoeffizienten, zu berücksichtigen. Der

Massentransferkoeffizient stellt eine vom Hersteller der Dialysatoren angegebene

Kenngröße für den Dialysator dar, die zur Ermittlung des optimalen Dialysatflusses nach dem bekannten Verfahren eingegeben werden soll. Die DE 10 2006 045 437 AI sieht vor, für verschiedene Typen von Dialysatoren unterschiedliche Massentransferkoeffizienten zu berücksichtigen.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zu Grunde, eine Vorrichtung und ein Verfahren zur Ermittlung eines optimalen Dialysatflusses für eine extrakorporale Blutbehandlung mit einer extrakorporalen Blutbehandlungsvorrichtung unter Berücksichtigung des für die Blutbehandlung verwendeten Dialysators anzugeben, wobei einerseits der Forderung nach einer hohen Effektivität der Dialysebehandlung und andererseits nach einem geringen Verbrauch von Dialysat Rechnung getragen wird. Eine weitere Aufgabe der Erfindung liegt darin, eine Blutbehandlungsvorrichtung bereitzustellen, mit der eine

Dialysebehandlung mit verhältnismäßig hoher Effektivität bei einem relativ geringen Dialysatfluss durchgeführt werden kann. Eine Aufgabe der Erfindung ist auch, ein Verfahren zur Ermittlung eines optimalen Dialysatflusses anzugeben, um eine

Dialysebehandlung mit einer relativ hohen Effektivität bei einem angemessenen Verbrauch von Dialysat durchführen zu können.

Die Lösung dieser Aufgaben erfolgt erfindungsgemäß mit den Merkmalen der

unabhängigen Patentansprüche. Die abhängigen Ansprüche betreffen vorteilhafte

Ausführungsformen der Erfindung.

Die erfindungsgemäße Vorrichtung zur Ermittlung eines optimalen Dialysatflusses verfügt über eine Rechen- und/oder Auswerteinheit, die derart konfiguriert ist, dass für den Dialysator der Blutbehandlungsvorrichtung die optimale Dialysatrate aus einem die Abhängigkeit der Clearance von dem Dialysatfluss beschreibenden Zusammenhang bestimmt wird. In diesem Zusammenhang wird unter Rechen- und/oder Aus werteinheit jede Einheit verstanden, die Signale oder Daten empfängt und/oder auswertet und/oder Signale oder Daten erzeugt bzw. liefert. Die Rechen- und/oder Auswerteinheit kann eine zentrale Einheit sein oder mehrere separate Komponenten umfassen. Sie kann beispielsweise eine Datenverarbeitungseinheit (Mikroprozessor) mit einer Speichereinheit sein, auf der ein Datenverarbeitungsprogramm (Software) läuft.

Die Erfindung hat zwei Aspekte, die unabhängig voneinander von erfinderischer

Bedeutung sind. Beide Aspekte beruhen aber auf der Messung der Clearance vor oder während der Blutbehandlung zur Bestimmung des optimalen Dialysatflusses.

Die erfindungsgemäße Vorrichtung weist eine Messeinrichtung zum Messen von mindestens einer für die Clearance charakteristischen Größe auf, wobei die Rechen- und/oder Auswerteinheit derart konfiguriert ist, dass auf der Grundlage der mindestens einen für die Clearance charakteristischen Größe die Clearance ermittelt werden kann.

Die Rechen- und/oder Auswerteinheit der erfindungsgemäßen Vorrichtung ist derart konfiguriert, dass der optimale Dialysatfiuss aus dem die Abhängigkeit der Clearance von dem Dialysatfiuss beschreibenden Zusammenhangs auf der Grundlage der gemessenen Clearance ermittelt wird. Wenn die Clearance bekannt ist, die sich bei einem bestimmten Dialysatfiuss einstellt, kann die für den jeweils verwendeten Dialysator charakteristische Kenngröße, insbesondere der Massentransferkoeffizient des Dialysators, bestimmt werden, der einen Einfluss auf die Effizienz der Blutbehandlung ausübt. Folglich braucht nicht der vom Hersteller vorgegebene Massentransferkoeffizient angenommen zu werden. Die Kenntnis einer derartigen Kenngröße für den verwendeten Dialysator ist also für die erfindungsgemäße Vorrichtung und das erfindungsgemäße Verfahren nicht notwendig.

Es hat sich gezeigt, dass die Messung der Clearance anstelle der Verwendung einer vom Hersteller vorgegebenen Kenngröße für den Dialysator für die Ermittlung des optimalen Dialysatflusses auf der Grundlage des Zusammenhangs zwischen Dialysatfiuss und Clearance den Vorteil hat, dass auch Veränderungen der Eigenschaften des Dialysators während der Blutbehandlung aufgrund des Zusetzens der Membran (Clotting) erfasst werden. Darüber hinaus lässt sich der optimale Dialysatfluss selbst dann genau bestimmen, wenn der vom Hersteller vorgegebene Massentransferkoeffizient beispielsweise wegen Fertigungstoleranzen den Dialysator nur unzureichend kennzeichnen sollte.

Die Erfindung beruht darauf, dass für verschiedene Dialysatoren mit unterschiedlichen Kenngrößen oder einen Dialysator, dessen Kenngröße sich verändert, die Abhängigkeit der Clearance vom Dialysatfluss immer von einer charakteristischen Kurve beschrieben wird. Für den Fall verschiedener Dialysatoren oder den Fall sich verändernder

Dialysatoreigenschaften ergibt sich also eine Kurvenschar.

Der erste Aspekt der Erfindung liegt darin, mit der gemessenen Clearance die betreffende Kurve aus der Kurvenschar auszuwählen, die für die Bestimmung eines optimalen

Arbeitspunktes herangezogen wird.

Eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung sieht als Kenngröße des Dialysators dessen Massentranferkoeffizienten vor. Die Rechen- und/oder Auswerteinheit ist vorzugsweise derart konfiguriert ist, dass der Massentransferkoeffizient KQA des

Dialysators für den Fall der Hämodialyse (HD) nach der folgenden Gleichung berechnet wird:

Q _b Q _d QAQ _b - K)

Gleichung (1) Q _b - Q,

,wobei Qd der Dialysatsfluss, Qb der Blut(wasser)fluss und K die gemessene Clearance ist.

Nach der Berechnung des Massentransferkoeffizienten KQA auf der Grundlage der

Clearancemessung vor oder während der Blutbehandlung wird der die Abhängigkeit der Clearance vom Dialysatfluss beschreibende Zusammenhang, d. h. die charakteristische Kurve zur Festlegung des optimalen Arbeitspunktes bestimmt. Die Rechen- und/oder Auswerteinheit ist vorzugsweise derart konfiguriert, dass der die Abhängigkeit der Clearance von der Dialysatsrate beschreibende Zusammenhang für den Fall der

Hämodialyse (HD) auf der Grundlage der folgenden Gleichung bestimmt wird: K = Q _b Gleichung (2)

,wobei Qd der Dialysatfluss, Qb der Blut(wasser)fluss und Κ _< ,Α der

Massentransferkoeffizient des Dialysators ist.

Eine bevorzugte Ausführungsform sieht für die Bestimmung des optimalen Arbeitspunktes auf der charakteristischen Kurve vor, dass die Rechen- und/oder Auswerteinheit derart konfiguriert ist, dass auf der Grundlage des die Abhängigkeit der Clearance von dem

Dialysatfluss beschreibenden Zusammenhangs bei einer vorgegebenen Blutflussrate Qb derjenige Dialysatfluss Qd ermittelt wird, bei dessen Erhöhung um einen bestimmten Wert die Erhöhung der Clearance einen bestimmten Wert nicht unterschreitet.

Die erfindungsgemäße Vorrichtung und das erfindungsgemäße Verfahren gehen dabei davon aus, dass ab einem optimalen Wert für den Dialysatfluss bei einer vorgegebenen Blutflussrate zwar mit einer weiteren Erhöhung der Dialysatsrate noch eine Erhöhung der Effektivität der Dialysebehandlung erzielt werden kann, das zusätzliche Dialysat, das für eine derartige Behandlung mit höherer Effektivität erforderlich ist, aber nicht in einem wirtschaftlichen Verhältnis zu der damit verbundenen Erhöhung der Effektivität steht. Es wird also als Zielkriterium der Arbeitspunkt gesucht, bei dem der Verbrauch an

zusätzlichem Dialysat, der für die Erhöhung der Clearance um einen bestimmten Wert erforderlich wäre, einen bestimmten Wert nicht überschreitet. Dieses Verfahren ist in der DE 10 2006 045 437 AI beschrieben, auf die ausdrücklich Bezug genommen wird.

Die erfindungsgemäße Vorrichtung kann eine separate Einrichtung sein oder Bestandteil der Blutbehandlungsvorrichtung sein. Folglich kann auch die Rechen- und/oder

Auswerteinheit eine separate Einheit oder Teil der zentralen Steuer- oder Rechen- oder Auswerteinheit der Blutbehandlungsvorrichtung sein. Ein anderer Aspekt der Erfindung liegt darin, zur Bestimmung des optimalen Dialysatflusses auf der Grundlage zumindest einer Clearance-Messung den optimalen Arbeitspunkt auf der charakteristischen Kurve in einem vorzugsweise iterativen Verfahren festzulegen.

Die Rechen- und/oder Auswerteinheit ist bei einer bevorzugten Ausführungsform derart konfiguriert ist, dass die Differenz von dem Wert der bei einem vorgegebenen

Dialysatfluss gemessenen Clearance und einem vorgegebenen Wert für die Clearance berechnet wird, wobei ein Steuersignal zur Verringerung des Dialysatflusses um einen vorgegebenen Betrag erzeugt wird, wenn die Differenz zwischen der gemessenen

Clearance und der vorgegebenen Clearance positiv ist, und ein Steuersignal zur Erhöhung des Dialysatflusses um einen vorgegebenen Betrag erzeugt wird, wenn die Differenz zwischen der gemessenen Clearance und der vorgegebenen Clearance negativ ist.

Die Clearance kann vom Arzt im Hinblick auf das Therapieziel unter Berücksichtigung der möglichen Behandlungsparameter frei vorgegeben werden. Die Clearance kann einem Wert entsprechen, der auf jeden Fall mit der Blutbehandlung erzielt werden sollte. Sie kann auch einem Wert entsprechen, der nicht überschritten werden soll, insbesondere bei Patienten, die sich zum ersten Mal einer Dialysebehandlung unterziehen. Die Steuersignale dienen dazu, einen Eingriff in die Maschinensteuerung der Blutbehandlungsvorrichtung vorzunehmen, um die jeweiligen Flussraten einzustellen.

Der Betrag, um den der Dialysatfluss verringert oder erhöht wird, ist vorzugsweise ein von dem Betrag der Differenz von gemessener bzw. berechneter und vorgegebener Clearance abhängiger Betrag. Je größer die Abweichung ist desto größer sollte die Veränderung des Dialysatflusses sein.

Bei einer besonders bevorzugten Ausführungsform erfolgt die Clearancemessung und die Berechnung der Differenz von gemessener und vorgegebener Clearance sowie die

Erzeugung eines Steuersignals zur Erhöhung oder Verringerung des Dialysatflusses vorzugsweise in mehreren aufeinanderfolgenden Schritten, so dass der optimale

Arbeitspunkt in einem iterativen Prozess ermittelt wird. Zur Vermeidung von ständigen Flussänderungen kann vorgesehen sein, dass der Dialysatfluss nur so lange erhöht bzw. verringert wird, bis der Betrag der Differenz zwischen der aktuell gemessenen Clearance und der vorgegebenen Clearance einen vorgegebenen Grenzwert erreicht oder

unterschreitet.

Die erfindungsgemäße Vorrichtung sowie das erfindungsgemäße Verfahren können dazu Verwendung finden, dem behandelnden Arzt bei der Dialysebehandlung einen Vorschlag für die Einstellung eines optimalen Dialysatflusses zu geben. Weiterhin bevorzugt ist, dass die vorgegebene Dialysatsrate nicht dem behandelnden Arzt nur vorgeschlagen wird, sondern für die Blutbehandlung auch automatisch eingestellt wird.

Eine alternative bevorzugte Ausführungsform sieht eine sukzessive Erhöhung oder Verringerung bzw. die Beibehaltung des Dialysatflusses in Abhängigkeit von der

Erfüllung eines vorgegebenen Kriteriums vor. Der Dialysatfluss wird bei der bevorzugten Ausführungsform beispielsweise solange sukzessive erhöht, wie ein bestimmtes Kriterium erfüllt ist, beispielsweise wird überprüft, ob die Erhöhung von dem vorausgehenden Wert auf den nachfolgenden Wert zu einer Erhöhung der Cleareance geführt hat, die in einem bestimmten Verhältnis zu der Erhöhung des Dialysatflusses steht.

Im Folgenden werden verschiedene Ausführungsbeispiele der Erfindung unter

Bezugnahme auf die Zeichnungen näher erläutert.

Es zeigen

Figur 1 Die wesentlichen Komponenten einer erfindungsgemäßen Vorrichtung zur extrakorporalen Blutbehandlung mit einer erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Vorgabe eines optimalen Dialysatflusses in stark vereinfachter schematischer Darstellung,

Figur 2 die Clearance K (ml/min) als Funktion des Dialysatflusses Q _d (ml/min) für verschiedene Blutflussraten Q _b , und Figur 3 ein Flussdiagramm mit den Verfahrensschritten zur Ermittlung eines optimalen Dialysatflusses Qd _opt in einem iterativen Verfahren.

Figur 1 zeigt ein Ausführungsbeispiel einer erfindungsgemäßen

Blutbehandlungsvorrichtung, die über eine erfindungsgemäße Vorrichtung 18 zur

Ermittlung eines optimalen Dialysatflusses Qd _opt verfügt. In Fig. 1 sind der besseren Übersichtlichkeit halber nur die wesentlichen Komponenten der

Blutbehandlungsvorrichtung dargestellt, da dem Fachmann die einzelnen Komponenten einer Blutbehandlungsvorrichtung zur Hämodialyse oder Hämodiafiltration allgemein bekannt sind.

Die erfindungsgemäße Dialysevorrichtung verfügt über einen Dialysator 1 , der durch eine semipermeable Membran 2 in eine Blutkammer 3 und eine Dialysatkammer 4 unterteilt ist. Von einem Patienten führt eine arterielle Blutleitung 5, in die eine Blutpumpe 6 geschaltet ist, zu einem Einlass der Blutkammer 3, während von einem Auslass der Blutkammer 3 des Dialysators 1 eine venöse Blutleitung 7 zu dem Patienten führt. Während der

Blutbehandlung sind die arterielle und venöse Blutleitung 5, 7 des extrakorporalen

Blutkreislaufs I mit nicht dargestellten Kanülen an den Patienten angeschlossen.

In einer Dialysatquelle 8 wird frisches Dialysat bereitgestellt. Von der Dialysatquelle 8 führt eine Dialysatzuführleitung 9 zu einem Einlass der Dialysatkammer 4, während eine Dialysatabführleitung 10 von einem Auslass der Dialysatkammer 4 des Dialysators 1 zu einem Abfluss 11 führt. In die Dialysatabführleitung 10 ist eine Dialysatpumpe 12 geschaltet.

Das Dialysatsystem II der Dialysevorrichtung umfasst noch weitere Komponenten, von denen in Fig. 1 aber nur eine Bypassleitung 20 dargestellt ist, die eine Ventilanordnung 21 aufweist. Das eine Ende der Bypassleitung 20 ist an die Dialysatzuführleitung 9 stromauf der Dialysatkammer 4 und das andere Ende der Bypassleitung 20 ist an die

Dialysatabführleitung 10 stromab der Dialysatkammer angeschlossen. Die

Ventilanordnung 21 weist zwei äußere Ventile 21 A und 21B und ein mittleres Ventil 21C auf, die in der Bypassleitung angeordnet sind. Die Dialysevorrichtung verfügt über eine zentrale Steuereinheit 13, die mit der Blutpumpe 6 und der Dialysatpumpe 12 über Steuerleitungen 14, 15 verbunden ist. Die Steuereinheit 13 erzeugt Steuersignale zum Betreiben der Blut- und Dialysatpumpe 6, 12 mit einer vorgegebenen Förderrate, so dass sich in der Blutleitung 5, 7 ein vorgegebener Blutfluss Qb und in der Dialysatleitung 9, 10 ein vorgegebener Dialysatfluss Qd einstellen. Die Ventile 21A, 21B, 21C sind elektromagnetisch betätigbare Ventile, die über

Steuerleitungen 22A, 22B, 22C mit der Steuereinheit 13 verbunden sind

Zur Eingabe verschiedener Parameter für die Dialyse verfügt die Dialysevorrichtung über eine Eingabeeinheit 16, die beispielsweise eine alphanumerische Tastatur 16A aufweist. Die Eingabeeinheit 16 ist über eine Datenleitung 17 mit der Steuereinheit 13 verbunden, mit der die einzelnen Komponenten der Dialysevorrichtung derart angesteuert werden, dass die Dialysebehandlung mit den vorgegebenen Dialyseparametern durchgeführt wird.

Die Dialysevorrichtung gibt für die Dialysehandlung einen optimalen Dialysatfluss Qd _op t vor. Hierzu verfügt die Dialysevorrichtung über eine Vorrichtung 18 zur Ermittlung eines optimalen Dialysatflusses Qdopt, deren Aufbau und Funktionsweise nachfolgend im Einzelnen beschrieben wird.

Die Dialysebehandlung wird mit einem bestimmten Dialysator 1 durchgeführt, der eine bestimmte Effektivität hat. Die Effektivität des Dialysators 1 wird durch den

Massentransferkoeffizienten koA angeben, der für die Ermittlung des optimalen

Dialysatflusses Qdopt aber nicht bekannt zu sein braucht.

Für den Fall der Hämodialyse (HD) berechnet sich die Clearance K aus dem

Blut(wasser)fluss Qb und dem Dialysatfluss Qd und dem Massentransferkoeffizienten k ₀ A des Dialysators 1 nach folgender Gleichung:

Figur 2 zeigt die Clearance K als Funktion des Dialysatflusses Qd für verschiedene Blutflüsse Qb. Es zeigt sich, dass bei hohen Dialysatflüssen Q _d eine Sättigung der

Clearance K eintritt. Daher führt ab einem gewissen Dialysatfiuss Qdopt eine Erhöhung des Dialysatflusses zu keinem nennenswerten Gewinn an Clearance. Ist der Gewinn an Clearance vernachlässigbar, so kann eine Änderung der Dialysatrate unterbleiben bzw. eine Reduktion des Dialysatflusses kann sinnvoll sein. Führt die Änderung der Dialysatrate hingegen zu einer signifikanten Erhöhung der Clearance, so sollte die Dialysatrate erhöht werden. Mittels einer kritischen Größe crit kann festgelegt werden, ob der Dialysatfiuss reduziert bzw. erhöht werden soll oder unverändert bleiben kann. dK(Qd) / dQd < criti Reduzierung von Qd Gleichung (3.1) crit! < dK(Qd) / dQd < crit ₂ Qd wird nicht verändert Gleichung (3.2) dK(Qd) / dQd > crit 2 Erhöhung von Qd Gleichung (3.3)

Die Vorrichtung 18 zur Ermittlung des optimalen Dialysatfiuss Qdopt verfügt über eine Rechen- und/oder Auswerteinheit 18A, die über eine Leitung 19 mit der zentralen

Steuereinheit 13 der Blutbehandlungsvorrichtung verbunden ist, so dass Rechen- und/oder Auswerteinheit 18A und Steuereinheit 13 Steuersignale oder Daten empfangen bzw.

senden können.

Darüber hinaus verfügt die Vorrichtung zur Ermittlung des optimalen Dialysatfiuss Qdopt über eine Messeinrichtung 18B zum Messen von einer für die Clearance charakteristischen Größe, insbesondere der Dialysat-Ionenkonzentration am Eingang und Ausgang der Dialysatkammer des Dialysators. Zum Messen der Dialysat-Eingangskonzentration und der Dialysat- Ausgangskonzentration weist die Messeinrichtung 18B einen

Leitfähigkeitssensor 18C an der Dialysatzuführleitung 9 stromauf der Dialysatkammer 2 und einen Leitfähigkeitssensor 18D an der Dialysatabführleitung 10 stromab der Dialysatkammer 2 des Dialysators 1 auf, die in Fig. 1 nur andeutungsweise dargestellt sind. Die Messung der Clearance K beruht darauf, dass die Elektrolytkonzentration kurzzeitig angehoben oder abgesenkt wird, wobei vor der Veränderung der

Elektrolytkonzentration die Leitfähigkeit des Dialysats stromauf bzw. stromab der

Dialysatkammer 2 mit den Sensoren 18C, 18D gemessen wird. Aus den Dialysat- Eingangskonzentrationen Cdi(l) und Cdi(2) und Dialysat- Ausgangskonzentration Cd ₀ (l) und Cdo(2) kann die Rechen- und/oder Auswerteinheit die Clearance nach der folgenden

Gleichung berechnen:

K = Q _d ( ( (Cdi(l) - Cdo(l) ) - ( Cdi(2) - c _d0 (2) ) ) / (Cdi(l) - c _dl (2)) Gleichung (4)

Derartige Messeinrichtungen sind beispielsweise aus der DE 39 38 662 AI (US 5,100,554) und DE 197 47 360 AI (US 6 156 002) bekannt, auf die ausdrücklich Bezug genommen wird. Für die Erfindung ist aber unerheblich wie die Clearance aus den gemessenen

Größen berechnet wird.

Die erfindungsgemäße Vorrichtung 18 gibt einen optimalen Dialysatfluss Qd _op t vor, mit dem die Dialysevorrichtung betrieben wird. Dabei wird davon ausgegangen, dass ein bestimmter Blutfluss Qb eingestellt wird, der auf der Eingabeeinheit 16 eingegeben werden kann. Hierfür ist die Rechen- und/oder Auswerteinheit 18A wie folgt konfiguriert.

Bei dem eingestellten Blutfluss Qb wird zunächst die Clearance Kfür einen vorgegebenen Dialysatfluss Qd gemessen. Die Rechen- und/oder Auswerteinheit 18A berechnet nach Gleichung (4) aus den gemessenen Leitfähigkeitswerten vor und nach der Veränderung der Elektrolytkonzentration die Clearance K. Nachdem die Clearance K bekannt ist, berechnet die Rechen- und Auswerteinheit 18 A den Massentransferkoeffizienten k ₀ A des Dialysators 1 für den Fall der Hämodialyse (HD) nach der Gleichung (1): ,wobei Q _d der Dialysatsfluss, Q _b der Blut(wasser)fluss und K die zuvor gemessene Clearance ist.

Da der Massentransferkoeffizient koA des Dialysators 1 über die Clearancemessung im Vorfeld der Bestimmung des optimalen Arbeitspunktes bestimmt wird, braucht diese Kenngröße des Dialysators nicht bekannt zu sein. Die Dialysatorkenngröße kann vor oder während der Dialysebehandlung ermittelt werden. Während der Dialysebehandlung kann die Kenngröße in bestimmten Zeitintervallen ermittelt werden, so dass auch Änderungen des Massentransferkoeffizienten Berücksichtigung finden können, die auf das Zusetzen der Membran (Clotting) zurückgeführt werden können.

Der Massentransferkoeffizienten braucht mit einer Clearancemessung nicht während der Blutbehandlung bestimmt zu werden, sondern kann auch im Vorfeld der Blutbehandlung während eines Spülvorgangs bestimmt werden.

Zum Spülen der Blutkammer des Dialysators werden die arterielle Blutleitung 5 an den Abschnitt der Bypassleitung 20 zwischen dem einen äußeren Ventil 21 A und dem inneren Ventil 21C und die venöse Blutleitung 7 an den Abschnitt der Bypassleitung 20 zwischen dem anderen äußeren Ventil 21B und dem inneren Ventil 2 IC angeschlossen und von der Steuereinheit 13 werden in der Bypassleitung 20 die äußeren Ventile 21 A und 21B geöffnet und das mittlere Ventil 21C geschlossen. Die für den Spülvorgang an die

Bypassleitung 20 angeschlossenen Blutleitungen 5, 7 sind in Fig. 1 in gestrichelten Linien gezeichnet. Während des Spülvorgangs wird eine Spülflüssigkeit, insbesondere eine Dialysierflüssigkeit, über die Dialysatzuführleitung 9 und den Abschnitt der venösen Blutleitung 7 der Blutkammer 3 zugeführt und über den Abschnitt der venösen Blutleitung 5 und die DialysatabiuhrleitunglO aus der Blutkammer abgeführt. Wenn der Spülvorgang beendet ist, schließt die Steuereinheit 13 die äußeren Ventile 21A, 21B und öffnet das mittlere Ventil 21 C in der Bypassleitung 20, wobei die Blutpumpe 6 betrieben wird, so dass die Spülflüssigkeit durch die Blutkammer 3 rezirkuliert. Gleichzeitig wird die Dialysatpumpe 12 betrieben, so dass Diaysat in die Diaysatkammer 4 und aus der

Dialysatkammer 4 strömt. Die Bestimmung der Clearance erfolgt nunmehr nach den oben beschriebenen bekannten Verfahren, wobei anstelle von Blut Spülflüssigkeit, insbesondere eine Dialysierflüssigkeit, durch die Blutkammer strömt. Hierzu wird die Elektrolykonzentration des in die

Dialysatkammer 4 strömenden Dialysats kurzzeitig verändert und die Antwort auf den Konzentratbolus in dem aus der Dialysatkammer 4 strömenden Dialysat gemessen. Die Messungen können auch stromauf und stromab des Dialysators erfolgen, wozu die Leitfähigkeitssensoren 18C und 18D verwendet werden können. Aus der Flussrate für die Spülflüssigkeit, die der Blutflussrate Qb bei einer Messung während der Blutbehandlung entspricht, und der Dialysatflussrate Qd sowie den gemessenen Leitfähigkeitswerten berechnet die Rechen- und/oder Auswerteinheit 18A nach Gleichung (1) den

Massentransferkoeffizienten. Dieser kann für unterschiedliche Dialysatoren und

Schlauchleitungssystem bestimmt werden. Bei der Berechnung des

Massentransferkoeffizienten nach Gleichung (1) ist aber zu berücksichtigen, dass wegen des im Vergleich zu der Messung während der Blutbehandlung geringeren Volumens der durch die Blutkammer strömenden Flüssigkeit und wegen der Rezirkulation der

Flüssigkeit die Gleichung (1) die tatsächlichen Verhältnisse nicht genau beschreibt. Daher nimmt die Rechen- und/oder Auswerteinheit 18A eine Korrektur des berechneten Wertes mit einem empirisch bestimmten Korrekturfaktor vor, der das Füllvolumen der

Blutkammer und des Schlauchleitungssystems berücksichtigt. Dieser Korrekturfaktor kann anhand von Laborversuchen ermittelt und in einem Speicher der Rechen- und/oder Auswerteinheit 18 A gespeichert werden.

Nachdem der Massentransferkoeffizient koA bekannt ist, ermittelt die Rechen- und/oder Auswerteinheit 18 A für den Fall der Hämodialyse (HD) nach Gleichung (2) den

Zusammenhan zwischen Clearance K und Dialysatfluss Qb:

,wobei Qd der Dialysatfluss, Qb der Blut(wasser)fluss und KQA der Massentransferkoeffizient des Dialysators ist.

Die Rechen- und/oder Auswerteinheit 18A kann nach Gleichung (1) die Clearance K für unterschiedliche Dialysatflüsse Qd berechnen, um dann den optimalen Arbeitspunkt für die Dialysevorrichtung zu finden, wie in der DE 10 2006 045 437 AI beschrieben ist.

Die optimalen Arbeitspunkte für unterschiedliche Blutflussraten sind in Figur 2 durch Kreise gekennzeichnet, wobei für die Arbeitspunkte ein Verhältnis von zusätzlichem Dialysatfluss [ml/min] und zusätzlicher Clearance [ml/min] von 10: 1 gewählt wurde. Wenn man ausgehend von dem jeweiligen Arbeitspunkt die Dialysatrate Qd weiter erhöht, so ist eine Erhöhung der Dialysatsrate nicht mehr mit einer weiteren Erhöhung der Clearance K verbunden, die einen bestimmten Wert überschreitet. Die optimale

Dialysatrate Qd _op t ist also der Dialysatsfluss, bei dessen Überschreiten die Ableitung der in Fig. 2 dargestellten Funktion, mit der die Abhängigkeit der Clearance K von der

Dialysatsrate Qd beschrieben wird, einen bestimmten kritischen Wert unterschreitet. Ein möglicher, aber nicht optimaler Arbeitspunkt ist in Fig. 2 mit A bezeichnet.

Die Clearancemessung im Vorfeld der Bestimmung des optimalen Arbeitspunktes macht die Ermittlung eines dreidimensionales Kennlinienfeldes überflüssig, mit dem sich in Abhängigkeit von der Blutflussrate Qb für unterschiedliche Dialysatoren, die sich jeweils durch einen bestimmten Massentransferkoeffizienten K0A auszeichnen, die optimale Dialysatflussrate Qd _op t bestimmen lässt.

Zur Anzeige des optimalen Dialysatsflusses Qdopt verfügt die Vorrichtung 18 über eine Anzeigeeinheit 18E, beispielsweise in Form eines Bildschirms oder eines Displays.

Darüber hinaus gibt die Vorrichtung 18 den berechneten Wert für den optimalen

Dialysatfluss Qdopt über die Leitung 19 an die Steuereinheit 13 der

Blutbehandlungsvorrichtung aus, die wiederum die Drehzahl der Dialysatpumpe 12 derart einstellt, dass Dialysat mit dem optimalen Dialysatfluss Qd _op t gefördert wird. Ein anderer Aspekt der Erfindung sieht ebenfalls die Messung der Clearance zur

Ermittlung einer optimalen Dialysierflüssigkeitsrate vor.

Der Arzt kann auf der Eingabeeinheit 16 für die Blutbehandlung eine bestimmte Clearance Kmin vorgeben, die bei der Blutbehandlung nicht unterschritten werden soll. Er kann aber auch einen Wert für die Clearance K _max vorgegeben, der nicht überschritten werden soll. Bei einem vorgegebenen Dialysatfluss Qd wird die Clearance K _m gemessen.

Nachdem die tatsächliche Clearance K _m bekannt ist, berechnet die Rechen- und/oder Auswerteinheit 18A die Differenz von der gemessenen Clearance K _m und der

vorgegebenen beispielsweise minimalen Clearance _m j _n . Wenn die Differenz positiv ist, erzeugt die Rechen- und/oder Auswerteinheit 18A ein Steuersignal, so dass die

Steuereinheit 13 der Blutbehandlungsvorrichtung den Dialysatfluss Qd verringert. Wenn die Differenz hingegen negativ ist, erzeugt die Rechen- und/oder Auswerteinheit ein Steuersignal für die Steuereinheit zur Erhöhung des Dialysatflusses Qd. Der Betrag AQd, um den der Dialysatfluss Qd verringert bzw. erhöht wird, ist proportional zu dem Betrag der Differenz von der gemessenen Clearance K _m und der minimalen Clearance Kmin. Eine große Differenz führt also zu einer starken Veränderung der Dialysatrate, beispielsweise um 20%. Vorzugsweise ist die Abhängigkeit eine lineare Funktion. Die Differenz K _m - Kmin kann auch auf Kmin bezogen werden (beispielsweise (Km-Kmi _n )/Kmi _n x 100% >20%>).

Nach der Veränderung des Dialysatflusses Qd erfolgt wieder eine Clearancemessung, um feststellen zu können, ob das Therapieziel noch erreicht wird. Die Rechen- und/oder Auswerteinheit 18 A berechnet die Differenz von der gemessenen Clearance K _m und der minimalen Clearance K _m i _n . Wenn die Differenz noch positiv ist, erfolgt wieder eine Verringerung des Dialysatflusses Qd in einem weiteren Schritt. Ist die Differenz hingegen negativ, wird der Dialysatfluss erhöht.

Die Ermittlung des optimalen Dialysatflusses Qdopt kann in mehreren iterativen Schritten erfolgen, wobei die Dialysatrate in jedem Schritt um einen bestimmten Betrag verändert wird, der proportional zu dem Betrag der Differenz von gemessener Clearance K _m und minimaler Clearance Kmin ist. Zur Vermeidung ständiger Flussratenänderungen vergleicht die Rechen- und/oder Auswerteinheit 18A die Differenz von gemessener Clearance K _m und minimaler Clearance _m i _n mit einem vorgegebenen Grenzwert, der beispielweise zwischen 2% und 5% der minimalen Clearance liegen kann. Wenn der Grenzwert erreicht oder unterschritten wird, unterbricht die Rechen- und/oder Auswerteinheit 18A den iterativen Prozess, wobei der gerade eingestellte Dialysatfluss Qd als der optimale Dialysatfluss Qd _op t angenommen wird.

Nachfolgend wird eine weitere Ausführungsform der Erfindung zur Ermittlung des optimalen Dialysatflusses Qdopt mit einem iterativen Verfahren beschrieben, das auf einer Messung der Clearance K beruht. Die einzelnen Verfahrensschritte, die zu Beginn oder im Verlauf der Blutbehandlung durchgeführt werden können, sind in Fig. 3 dargestellt.

Die Steuereinheit 13 erzeugt zunächst ein Steuersignal, das einen dem Blutfluss Qb entsprechenden Dialysatfluss Qd,i vorgibt. Bei dem vorgegebenen Blutfluss Qb und Dialysatfluss Qd,i wird die Clearance Ki gemessen, wobei die Bestimmung der Clearance wieder mit dem oben beschriebenen Verfahren erfolgen kann. Dann erhöht die

Steuereinheit den Dialysatfluss Qd,i um den Betrag AQd, beispielsweise um 50 ml/min, auf Qd, ₂ . Daraufhin erfolgt eine zweite Messung der Clearance bei dem Blutfluss Q _b mit dem Ergebnis K ₂ . Beide Messungen werden nunmehr von der Rechen- und/oder Auswerteinheit 18 A wie folgt ausgewertet.

Die Rechen- und/oder Auswerteinheit 18A berechnet aus den Daten-Tupeln [Ki, Q _d ,i] und [K ₂ , Qd, ₂ ] die relative Änderung der Clearance von Ki auf K ₂ infolge der Änderung des Dialysatflusses um AQdi, ₂ von Qd,i auf Qd, ₂ und berechnet den Gradienten ΔΚι ₂ / AQdi ₂ der relativen Änderung der Clearance ΔΚι ₂ und des relativen Dialysatflusses AQdi ₂ :

AK ₁₂ / AQdi2 = (K2 - Kl) / (Qd, ₂ Gleichung (5)

Die Änderung der Clearance von Ki auf K ₂ infolge der Änderung des Dialysatflusses um ΔQdl2 von Q _d ,i auf Qd, ₂ wird von der Rechen- und/oder Auswerteinheit 18A auf die Erfüllung eines Kriteriums für die Erhöhung oder Verringerung oder Beibehaltung des Dialysatflusses Qd überprüft. Hierfür vergleicht die Rechen- und/oder Auswerteinheit den Gradienten ΔΚι ₂ / AQ _d i ₂ der relativen Änderung der Clearance und des relativen

Dialysatflusses mit einem ersten Grenzwert Ci und einem zweiten Grenzwert c ₂ , wobei der erste Grenzwert größer als der zweite Grenzwert ist. Der zweite Grenzwert kann aber gleich dem ersten Grenzwert sein.

Wenn der Gradient ΔΚ ₂ / AQdi ₂ größer als der erste Grenzwert Ci ist, erzeugt die Rechen- und Steuereinheit 13 ein Steuersignal zur Erhöhung des Dialysatflusses Q _d ,so dass der Dialysatfluss Qd nochmals um AQd erhöht wird.

Wenn der Gradient ΔΚ ₂ / AQ _d i ₂ kleiner als der zweite Grenzwert c ₂ ist, erzeugt die Rechen- und Steuereinheit 13 ein Steuersignal zur Verringerung des Dialysatflusses Q _d ,so dass der Dialysatfluss Qd um AQd wieder verringert wird.

Wenn der Gradient ΔΚ ₂ / AQ _d i ₂ kleiner als der erste Grenzwert Ci und größer als der zweite Grenzwert c ₂ ist, wird ein Steuersignal zur Beibehaltung des Dialysatflusses Qd erzeugt, so dass der optimale Dialysatfluss Qd _op t bestimmt und auch eingestellt ist.

Wenn der Gradient ΔΚ ₂ / AQ _d i ₂ größer als der erste Grenzwert Ci oder kleiner als der zweite Grenzwert c ₂ ist, wird nach der Erhöhung oder Verringerung des Dialysatflusses wieder die Clearance K gemessen, um wieder die Änderung der Clearance von dem zuvor gemessenen Wert auf den aktuellen Wert infolge der Erhöhung oder Verringerung des Dialysatflusses auf die Erfüllung des obigen Kriteriums überprüfen zu können. Dieser Vorgang wird solange fortgesetzt, bis der Gradient ΔΚ ₂ / AQdi ₂ kleiner als der erste Grenzwert und größer als der zweite Grenzwert ist und der Dialysatfluss nicht mehr verändert wird.

Die erfindungsgemäße Vorrichtung und das erfindungsgemäße Verfahren stellen auf die Optimierung des Dialysatflusses auf der Grundlage der Bestimmung des diffusiven Anteils an der Dialysatorclearance ab. Die erfindungsgemäße Vorrichtung und das

erfindungsgemäße Verfahren können nicht nur für die Ermittlung eines optimalen

Dialysatflusses für die Hämodialyse (HD), sondern auch für die Hämodiafiltration (HDF) Verwendung finden. Für den Fall der Hämodiafiltration (HDF) ergeben sich die folgenden Größen:

KQA: diffusiver Massentransferkoeffizient bzw. Koeffizient des diffusiven

Massentransfers, der den diffusiven Anteil der Dialysatorcleacrence berücksichtigt;

Q : Dialysatfluss durch den Dialysator, der von dem Gesamtfluss des Dialysats Qd,tot zu unterscheiden ist, der die Summe von dem Dialysatfluss Qd durch den Dialysator und dem Substituatfluss Q _s ist (Qd,tot = Qd + Qs);

Qd, _op t optimaler Dialysatfluss;

Qb _w : Blutwasserfluss an der arteriellen Kanüle. Der Blutfiuss am Dialysatoreingang wird durch eine Zufuhr von Substituat stromauf des Dialysators (Prädilution) erhöht, während der Blutfiuss am Dialysatorausgang durch eine Ultrafiltration und eine Zufuhr von Substituat stromab des Dialysators (Postdilution) verringert wird. Der Blutwasserfluss Qbw hängt von dem Hämatokrit und dem Proteinanteil im Blut ab, wobei Qbw etwa 0,86 Qb ist;

K _m ,tot: gemessene Systemclearance, die die gesamte Reinigungsleistung des Systems einschließlich des konvektiven und diffusiven Anteils der Clearance umfasst, wobei die Clearance vermindernde Patienteneffekte, beispielsweise eine

Rezirkulation, Berücksichtigung finden;

K _m ,diff : diffusiver Anteil der Systemclearance, der von der gemessenen Systemclearance K _m ,tot abgeleitet wird und auf der Berechnung des diffusiven

Massentransferkoeffizienten KoA beruht.

Als KJ (Qd, Qb, K)A) wird die zur Bestimmung des optimalen Dialysatflusses Qd, _op t berechnete Clearance bezeichnet, die von dem Dialysatfluss Qd und dem Blutfiuss Qb abhängig ist. Ein Unterschied zwischen der Hämolyse (HD) und der Hämodiafltration (HDF) besteht insbesondere für den Fall der Hämodiafltration mit Prädilution (HDF-Prädilution), da sich der blutseitige Flüssigkeitsstrom aus dem Blutfluss und dem Substituatfluss

zusammensetzt. Für den Summenfluss findet dann der diffusive Austausch im Dialysator statt: κ =\ bei HDF-Prädilution

K = 0 bei HD und HDF-Postdilution

Für HDF-Postdilution vereinfacht sich dieser Zusammenhang zu

Damit ergibt sich anstelle von Gleichung (1) für den Fall der Hämodiafiltration (HDF): k ₀ A Gleichung (1 ') wobei sich für den Fall der Hämodialyse oder der HDF-Postdilution mit κ = 0 ergibt:

Der die Abhängigkeit der Clearance IQ von dem Dialysatfluss Qd beschreibende

Zusammenhang ergibt sich für den allgemeinen Fall der Hämodiafiltration (HDF) folgt:

Gleichung (2')

Für die HD und HDF-Postdilution ( κ = 0) vereinfacht sich dieser Zusammenhang wieder zu: K - O — — v - k A ^

Aus den Dialysat-Eingangskonzentrationen Cdi(l) und Cdi(2) und Dialysat- Ausgangskonzentration Cd ₀ (l) und Cd ₀ (2) kann die Clearance nach der folgenden Gleichung berechnet werden:

Die Rechen- und/oder Auswerteinheit 18A berechnet für den allgemeinen Fall der Hämodiafiltration die Clearance nach der Messung der Dialysat-Eingangskonzentrationen Cdi(l) und Cdi(2) und Dialysat- Ausgangskonzentration Cd ₀ (l) und Cd ₀ (2) anstelle nach Gleichung (4) wie folgt:

K _m,tot = (Q _d + Q _s + Gleichung (4') wobei Q _f die gesamte Filtrationsrate, d.h. die Summe aus Ultrafiltrationsrate QUF und Substituatrate Qs ist.

Wenn die Dialysat-Eingangskonzentrationen Cdi(l) und Cdi(2) und Dialysat- Ausgangskonzentration Cd ₀ (l) und Cd ₀ (2) nicht stufenförmig (Stufenprofil), sondern kontinuierlich verändert werden (Pulsprofil) berechnet sich die Clearance wie folgt:

K _tot = (Q _d + Q _s + Q _f ) l - wobei Acj die Höhe der LF-Variation über der Basislinie beschreibt.

Die oben genannten Gleichungen gelten für den Fall, dass im Dialysator Blut und Dialysat im Gegenstrom strömen. Wenn im Dialysator Blut und Dialysat hingegen im Gleichstrom strömen ergeben sich für den allgemeinen Fall der Hämodiafiltration die folgenden Zusammenhänge (Gotch, Replacement of Renal Function).