Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Überwachung einer Blutreinigung mit einer extrakorporalen Blutreinigungsvorrichtung und eine Vorrichtung zur Überwachung einer Blutreinigung zur Verwendung mit einer extrakorporalen Blutreinigungsvorrichtung, wobei die Blutreinigungsvorrichtung derart ausgebildet ist, dass eine Blutreinigung mit vorgegebenen Behandlungsparametern mittels einer Blutreinigungseinheit in einem extrakorporalen Blutkreislauf durchgeführt wird. Darüber hinaus betrifft die Erfindung eine extrakorporale Blutreinigungsvorrichtung mit einer Vorrichtung zur Überwachung einer Blutreinigung und ein Blutreinigungssystem umfassend mindestens zwei extrakorporale Blutreinigungsvorrichtungen und ein Datenverarbeitungssystem.

Zu den Hauptaufgaben von extrakorporalen Blutreinigungsverfahren zählen die Entfernung von harnpflichtigen Substanzen wie z.B. Harnstoff, Beta-2- Microglobulin, Phosphat, sowie anderer Urämietoxine aus dem Blut, sowie die Zufuhr bestimmter Stoffe wie z.B. Bicarbonat. Hierzu findet ein Stoffaustausch in einer Blutreinigungseinheit (Dialysator, Filter, Adsorber) statt, die bewirkt, dass sich bei dem Durchfluss von Blut die Stoffkonzentration von der blutseitigen Eingangs- zur Ausgangsseite ändert. Das Maß für die Güte des Austauschs ist die stoffspezifische Clearance K, die beschreibt, welcher Anteil des Blutes vollständig von der betreffenden Substanz gereinigt wurde:

Gleichung (1 ) C _bi : Stoffkonzentration im Blut am Eingang der Blutkammer des Dialysators C _bo : Stoffkonzentration im Blut am Ausgang der Blutkammer des Dialysators Q _b : Blutfluss Es sind verschiedene Arten von Blutreinigungsvorrichtungen bekannt. Während der Blutreinigung strömt das Blut des Patienten in einem extrakorporalen Blutkreislauf durch die Blutreinigungseinheit. Zu den bekannten Blutreinigungsvorrichtungen zählen beispielsweise die Vorrichtungen zur Hämodialyse, Hämofiltration und Hämodiafiltration. Bei diesen Vorrichtungen ist die Blutreinigungseinheit ein Dialysator oder Filter, der durch eine semipermeable Membran in ein erstes und zweites Kompartiment getrennt ist. Während einer Hämodialyse strömt das Blut durch das erste Kompartiment (Blutkammer) des Dialysators, welches Teil eines extrakorporalen Blutkreislaufs ist, während die Dialysierflüssigkeit durch das zweite Kompartiment (Dialysierflüssigkeitskammer) des Dialysators strömt, welches Teil eines Dialysierflüssigkeitssystems ist. Während einer Apherese werden Blutbestandteile oder Stoffe mit einer Blutreinigungseinheit (Zellseparator) in einem extrakorporalen Blutkreislauf aus dem Blut entfernt.

Wenn die Blutreinigung mit einem Dialysator durch Stoffaustausch mit einer Dialysierflüssigkeit über eine semipermeable Membran erfolgt, kann für den Fall, dass die interessierende Substanz auch auf der Dialysatseite vorhanden ist, statt der Clearance K die Dialysance D definiert werden:

Gleichung (2) C _bi : Stoffkonzentration im Blut am Eingang der Blutkammer des Dialysators C _bo : Stoffkonzentration im Blut am Ausgang der Blutkammer des Dialysators

C _di : Stoffkonzentration in der Dialysierflüssigkeit am Eingang der

Dialysierflüssigkeitskammer des Dialysators

Q _b : Blutfluss Die Clearance K bzw. Dialysance D sind stoffabhängig Größen und hängen idealerweise nur von den Charakteristika der „künstlichen Niere“ und von den vorgegebenen Behandlungsparametern ab, die der Anwender an der Blutreinigungsvorrichtung einstellen kann. Hierzu gehört vor allem der extrakorporale Blutfluss Qb. Bei der Hämodialyse ist weiterhin der Dialysierflüssigkeitsfluss Qd relevant. Bei konvektiven Verfahren (Hämo(dia)filtration) ist der konvektive Fluss der Substitutionslösung Q _s ein weiterer Behandlungsparameter.

In der Praxis weichen jedoch K bzw. D von den unter Idealbedingungen erwarteten Werten ab. Die Hauptursache liegt darin, dass die Charakteristika der Blutreinigung typischerweise unter Laborbedingungen ermittelt werden, wobei nicht alle in der klinischen Anwendung relevanten Parameter, beispielsweise patientenspezifische Eigenschaften des Blutes und des extrakorporalen Blutkreislaufs oder durch Bluteigenschaften geänderte Strömungsverhältnisse im Dialysator, berücksichtigt werden können. Weiterhin kann es geräteseitig in der Blutreinigungsvorrichtung zu unbemerkten Abweichungen zwischen dem Vorgabewerten des Anwenders und den real vorliegenden Flussbedingungen kommen.

Die Bestimmung von K bzw. D ist prinzipiell durch Ermittlung der Konzentrationen nach Gleichung (1) und Gleichung (2) möglich. Blutseitige Messungen, die einen direkten Kontakt eines Sensors mit dem Blut erforderlich machen, beinhalten jedoch die Gefahr der Kontamination, so dass sie zur online Bestimmung von K bzw. D im Allgemeinen nicht eingesetzt werden. Daher verwenden die meisten Verfahren Sensoren auf der Dialysatseite, die auf der Annahme der Erhaltung der Massenbilanz über die semipermeable Membran beruhen. Diese Annahme gilt beim Einsatz von Absorbern oder Membranen mit Absorbereigenschaften nicht oder nur eingeschränkt.

Ein bekanntes Verfahren zur online Bestimmung von K bzw. D beruht auf der dialysatseitigen Bestimmung der Natrium-Dialysance durch Erzeugung einer temporären Variation des Natriumgehalts stromauf des Dialysators und Messung der dialysatseitigen Antwort des Systems stromabwärts. Hierbei erfolgt die Quantifizierung der Variation bevorzugt durch die Messung einer mit der Natriumkonzentration bzw. der Variation der Natriumkonzentration korrelierenden Größe, insbesondere der Leitfähigkeit der Dialysierflüssigkeit. Die so bestimmte Natrium-Dialysance (in ml/min) wird dann mit der Harnstoffclearance gleichgesetzt. Es gibt auch Modelle für andere Substanzen (z.B. Kalium, Creatinin, Bicarbonat etc.), die die stoffspezifische Clearance K bzw. Dialysance D durch Multiplikation der Natrium-Dialysance mit einem stoffspezifischen Proportionalitätsfaktor bestimmen. Durch Integration der kontinuierlich ermittelten Clearance K kann bei Kenntnis des Verteilungsvolumens V die Dialysedosis Kt/V bzw. Dt/V bestimmt werden.

Andere bekannte Verfahren beruhen auf der selektiven Messung einer Stoffkonzentration im Dialysat stromabwärts des Dialysators, oder einer mit dieser Stoffkonzentration korrelieren Größe (z.B. spektrale Absorption im UV-Bereich oder sichtbaren Bereich des Lichts). Diese Verfahren beruhen auf der Annahme, dass die Änderung der Stoffkonzentration auf der Blutseite proportional zur Änderung auf der Dialysatseite ist. Aus der zeitlichen Änderung des dialysatseitigen Signals wird unter der Annahme eines exponentiellen Abfalls (1- Pool-Modell) die Dialysedosis (KtV)j bzw. (DtV)j in einem Zeitintervall tj bestimmt. Die Gesamtdialysedosis ergibt sich dann aus der Summe der Dialysedosen in den Zeitintervallen. Aus der Kenntnis des Verteilungsvolumens V kann dann auch die mittlere Clearance Kj in den Zeitintervallen tj abgeleitet werden.

Ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Bestimmung der Clearance K bzw. Dialysance D während einer extrakorporalen Blutreinigung, die auf der online Messung des Elektrolyttransfers bei zwei unterschiedlichen Dialysat- lonenkonzentrationen beruht, ist beispielsweise aus der DE 39 38 662 A1 (US 5 100 554) und DE 197 47 360 A1 (US 6 156 002) bekannt. Verfahren zur Bestimmung von K bzw. D benötigen im Allgemeinen eine genaue Messung der blut- und dialysatseitigen Flüsse an der Blutreinigungsvorrichtung. Fehler in der Bestimmung dieser Flüsse wirken sich daher unmittelbar auf die Werte von K bzw. D aus. Fehler bei der Bestimmung des Dialysatflusses Qd können beispielsweise durch unvollständige Füllung der zur Bilanzierung des dialysatseitigen Flusses verwendeten Bilanzkammern entstehen. Aber auch die Messung mit Flusssensoren (z.B. Coriolis-Flussmesser) kann durch eine Fehlfunktion des Sensors fehlerbehaftet sein. Abweichungen im tatsächlich auf der Blutseite geförderten Blutstrom vom Sollwert sind von der Art der Förderung abhängig. Bei der Verwendung von Schlauchrollenpumpen entstehen Abweichungen durch die Verringerung des Stroms durch einen saugseitigen Unterdrück sowie durch sich ändernde elastische Eigenschaften des gewalkten Schlauchsegments. Auch eine Okklusion am Eingang des Dialysators auf der Überdruckseite kann zu einer unbemerkten Verringerung des Blutstroms führen. Bei der Verwendung von Impellerpumpen hängt der Blutstrom stark von den viskosen Eigenschaften des Mediums und dem Flusswiderstand des Systems ab, insbesondere am Dialysator, so dass ohne präzise blutseitige Flusssensoren keine zuverlässige Förderung möglich ist. Neben der absoluten Flussrate ist für den Wert von K bzw. D auch die relative Richtung von Blut- zu Dialysatstrom im Dialysator von Bedeutung, da bei Anschluss im Gegenstrom ein größerer Stoffaustausch als bei Anschluss im Gleichstrom erreicht wird. Da der blut- und dialysatseitige Anschluss meist manuell stattfindet, kann es hierbei zu unbeabsichtigten Vertauschungen kommen.

Zur Förderung einer Substitutionsflüssigkeit bei der Hämofiltration bzw. Hämodiafiltration werden ähnliche Pumpen wie zur Blutförderung eingesetzt. Daneben gibt es Verfahren, bei denen sich der konvektive Transmembranstrom allein durch die Druckdifferenz zwischen Blut- und Dialysatseite einstellt. Da sich die Druckverhältnisse entlang der Dialysatorfasern ändern und auch im longitudinalen Verlauf umkehren können, ist der so entstehende Nettostrom für eine bestimmte Substanz a priori nur sehr ungenau abschätzbar. Darüber hinaus ist zu berücksichtigen, dass die Reinigungsleistung auch von den Mischungs- und Strömungsverhältnissen im Patienten abhängt, insbesondere im Gefäßzugang. Eine Rezirkulation, die sowohl direkt zwischen der arteriellen und venösen Anschlussstelle als auch systemisch als sogenannte kardiopulmonare Rezirkulation erfolgen kann, führt dazu, dass in der Blutreinigungsvorrichtung gereinigtes und venös in den Blutkreislauf zurückgegebenes Blut erneut an die arterielle Entnahmestelle gelangt, ohne sich zuvor mit dem relevanten Lösungsvolumen im gesamten Körper vermischt zu haben. Hierdurch wird die effektive Reinigungsleistung der Blutreinigungseinheit reduziert. Dies tritt insbesondere dann auf, wenn der Blutstrom im Gefäßzugang des Patienten, der sogenannte Shuntfluss Qa, kleiner ist als der extrakorporale Blutfluss Qb ist. Sowohl die pulsatile Natur des Shuntflusses Qa, bedingt durch den Herzschlag, als auch das Förderverfahren, insbesondere bei Schlauchrollenpumpen, kann zu direkter Rezirkulation führen, selbst wenn im Mittel Qa > Qb ist. Auch ungünstige geometrische Anordnungen der Kanülen (Nadeln) zueinander, z.B. zu dicht nebeneinander angeordnete Kanülen, können zu einer direkten Rezirkulation führen. Letzteres ist im Gegensatz zur unvermeidbaren kardiopulmonaren Rezirkulation ein Effekt, den es zu detektieren und zu vermeiden gilt.

Für die Effektivität einer Dialysebehandlung ist die sogenannte Dialysedosis KtA/ 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. Zur Qualitätssicherung wird in der Praxis die am Ende der Dialysebehandlung erreichte Dialysedosis KtA/ (bzw. Dt/V) mit einem Mindestwert verglichen. Dieser Vergleich mit einem Absolutwert ermöglicht aber im Allgemeinen nicht die frühzeitige Erkennung von subtileren Problemen bei der Behandlung, die nur zu geringen Abweichungen von Kt/V führen. Darüber hinaus werden die zur online Bestimmung von K bzw. D verwendeten Verfahren und Vorrichtungen durch verschiedene Fehlerquellen beeinflusst. Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren anzugeben, das eine zuverlässige Überwachung des Betriebszustandes einer Blutreinigungsvorrichtung erlaubt, insbesondere ein Verfahren anzugeben, mit dem Abweichungen vom normalen Betriebszustand einer Blutreinigungsvorrichtung frühzeitig erkannt werden können. Darüber hinaus liegt der Erfindung die Aufgabe zugrunde, eine Vorrichtung zur Überwachung einer Blutreinigung zur Verwendung mit einer extrakorporalen Blutreinigungsvorrichtung zu schaffen, mit der sich die Blutreinigung zuverlässig überwachen lässt. Eine weitere Aufgabe der Erfindung ist, eine Blutreinigungssystem bereitzustellen, das eine zuverlässige Überwachung der Blutreinigung erlaubt.

Die Lösung dieser Aufgaben erfolgt mit den Merkmalen der unabhängigen Ansprüche. Die abhängigen Ansprüche betreffen bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung.

Das erfindungsgemäße Verfahren erlaubt die Überwachung einer Blutreinigung mit einer extrakorporalen Blutreinigungsvorrichtung, die derart ausgebildet ist, dass eine Blutreinigung mit vorgegebenen Behandlungsparametern mittels einer Blutreinigungseinheit in einem extrakorporalen Blutkreislauf durchgeführt wird.

Die Blutreinigungsvorrichtung kann eine beliebige zur Durchführung einer Hämodialyse, Hämofiltration, Hämo(dia)filtration oder einer Kombination dieser Blutreinigungsverfahren geeignete Vorrichtung sein. Derartige Blutreinigungsvorrichtungen gehören zum Stand der Technik. Mit diesen Blutreinigungsvorrichtungen wird dem Patienten aus einem Gefäßzugang über eine (arterielle) Kanüle (Nadel) Blut entnommen und über eine Blutleitung einer Blutreinigungseinheit zugeführt. Die Förderpumpe zur Blutentnahme kann Bestandteil der Blutreinigungsvorrichtung oder in ein zur einmaligen Verwendung bestimmtes Disposable integriert sein, wobei ein beliebiges zur Förderung des Blutes geeignetes Verfahren, insbesondere mittels Peristaltikpumpen oder Impellerpumpen, verwendet werden kann. Für den Fall einer Hämodialyse, Hämofiltration, Hämo(dia)filtration kann die Blutreinigungsvorrichtung Mittel zur Dialysataufbereitung und Zuleitungen bzw. Ableitungen zur Blutreinigungseinheit sowie Mittel zum Flüssigkeitsentzug mittels Ultrafiltration aufweisen.

Nach dem erfindungsgemäßen Verfahren wird mit mindestens einem Sensor die Konzentration eines Stoffes oder einer mit der Konzentration eines Stoffes korrelierenden Größe während der Blutreinigung gemessen und mit einer Rechen- und/oder Auswerteeinheit wird auf der Grundlage der mit dem mindestens einen Sensor gemessenen Konzentration eines Stoffes oder einer mit der Konzentration eines Stoffes korrelierenden Größe mindestens ein für die Reinigungsleistung der Blutreinigungseinheit charakteristischer Parameter während der mit den vorgegebenen Behandlungsparametern durchgeführten Blutreinigung bestimmt. Derartige Verfahren zur Bestimmung einer für die Blutreinigung charakteristischen Größe, insbesondere der Clearance K oder Dialysance D, sind bekannt.

Für die Bestimmung der für die Blutreinigung charakteristischen Größe, insbesondere der Clearance K oder Dialysance D, können Mittel zur Änderung der Zusammensetzung der Dialysierflüssigkeit durch Änderung des Mischungsverhältnisses von an der online Erzeugung der Dialysierflüssigkeit beteiligten Komponenten verwendet werden. Dabei kann die Konzentration eines Stoffes sowohl erhöht als auch verringert werden. Die Komponenten der Dialysierflüssigkeit können auch in Behältnissen, beispielsweise Beuteln, bereitgestellt werden, wobei für den Messvorgang eine Zugabe einer Flüssigkeit oder eines Feststoffs aus einem separaten Reservoir erfolgt, wodurch die Zusammensetzung der Dialysierflüssigkeit verändert wird.

Die Messung der Konzentration eines Stoffes oder einer mit der Konzentration eines Stoffes korrelierenden Größe kann während der Blutreinigung mit blutseitigen Sensoren stromauf und/oder stromab der Blutreinigungseinheit und/oder mit dialysatseitigen Sensoren stromauf und/oder stromab der Blutreinigungseinheit erfolgen, die dazu geeignet sind, die Konzentration eines im Blut bzw. im Dialysat enthaltenen Stoffes oder einer damit korrelierenden Größe nach einem beliebigen Verfahren mit einer kontaktbehafteten oder kontaktlosen Messung zu bestimmen. Insbesondere kann es sich hierbei um ionenselektive Elektroden, Leitfähigkeitssensoren, spektroskopische Vorrichtungen zur Messung im infraroten oder sichtbaren Bereich des Lichts oder im UV-Bereich des Lichts, in chromatographischen Verfahren (z.B. Kapillarelektrophorese) verwendende Sensoren, oder amperometrische Sensoren (z.B. Glucosesensor) handeln. Die Verbindung der Sensoren mit den blut- und/oder dialysatseitigen Messstellen kann fest in der Blutreinigungsvorrichtung installiert sein. Die Sensoren können aber auch erst bei der Einrichtung der Blutreinigungsvorrichtung eingesetzt werden. Sie können auch Bestandteil eines Disposables auf der Blut- und/oder Dialysatseite sein. Der Anschluss der Sensoren kann leitungsgebunden oder drahtlos sein.

Unter einer Rechen- und/oder Auswerteeinheit ist jede Einrichtung zu verstehen, die dazu geeignet ist, nach einem beliebigen Verfahren aus dem Messwert oder den Messwerten eine für die Reinigungsleistung der Blutreinigungseinheit charakteristische Größe zu bestimmen. Das erfindungsgemäße Verfahren zeichnet sich dadurch aus, dass mit der Rechen- und/oder Auswerteeinheit nicht nur eine für die Reinigungsleistung charakteristische Größe bestimmt wird, sondern dass die Rechen- und/oder Auswerteeinheit auch einen von mindestens einem Behandlungsparameter abhängigen Erwartungswert für einen die Reinigungsleistung der Reinigungseinheit charakterisierenden Parameter bestimmt.

Der Erwartungswert kann durch eine Vielzahl von unterschiedlichen Methoden bestimmt werden. Beim Erwartungswert kann es sich um einen globalen Wert handeln oder um einen Wert, der für die am Dialysegerät eingestellten Behandlungsparameter eines Patienten, einen bestimmten Stoff oder eine Stoffklasse, eine Tages- oder Jahreszeit, ein Dialysezentrum oder eine Kombination von diversen Parametern spezifisch ist. Der Erwartungswert kann ein über ein intradialytisches Zeitintervall gemittelter Wert sein. Der Erwartungswert kann auf der Grundlage eines mathematischen Modells berechnet werden oder durch Zugriff auf tabellierte Werte ermittelt werden. Weiterhin kann der Erwartungswert durch Vergleich mit anderen Behandlungen erstellt werden. Diese können Behandlungen mit gleichen oder ähnlichen Behandlungsparametern oder mit zur vorliegenden Behandlung unterschiedlichen Behandlungsparametern sein, aus denen der Erwartungswert dann für die Behandlungsparameter der aktuellen Behandlung auf der Grundlage eines mathematischen Modells ermittelt wird. Dabei kann es sich um aktuelle Behandlungen des gleichen medizinischer Zentrums oder anderer Zentren handeln, oder um historische Behandlungen des aktuell am Gerät behandelten Patienten, oder einer Kombination aus aktuellen und historischen Werten.

Nach dem erfindungsgemäßen Verfahren wird die für die Reinigungsleistung der Blutreinigungseinheit charakteristische Größe mit dem Erwartungswert verglichen. Hierfür bestimmt die Rechen- und/oder Auswerteeinheit für den Erwartungswert einen Toleranzbereich, wobei in Abhängigkeit, ob der für die Reinigungsleistung der Blutreinigungseinheit charakteristische Parameter innerhalb oder außerhalb des Toleranzbereichs für den Erwartungswert liegt, von der Rechen- und/oder Auswerteeinheit vorgegebene Aktionen ausgelöst werden. Der Vergleich der für die Reinigungsleistung der Blutreinigungseinheit charakteristischen Größe, die während der Blutreinigung gemessen werden kann, mit dem Erwartungswert erlaubt die laufende Erkennung von Abweichungen des Betriebszustands der Blutreinigungsvorrichtung und des aus der Blutreinigungsvorrichtung und dem Patienten bestehenden Systems von einem typischen oder idealen Betriebszustand. Der Benutzer kann auf nicht tolerierbare Abweichungen hingewiesen und/oder zur Einleitung geeigneter Maßnahmen aufgefordert werden. Für den Fall nicht tolerierbarer Abweichungen können auch geeignete Maßnahmen automatisiert durchgeführt werden.

Im Gegensatz zur bekannten Überwachung eines Absolutwertes einer für die Reinigungsleistung der Blutreinigungseinheit charakteristischen Größe im Rahmen der Qualitätssicherung, wird für den vorgegebenen Behandlungsparameter oder werden für die vorgegebenen Behandlungsparameter eine relative Größe ermittelt, die sich auf eine typische oder ideale Blutreinigung bezieht. Die Rechen- und/oder Auswerteeinheit kann in Abhängigkeit davon, ob eine Abweichung tolerierbar ist oder nicht, unterschiedliche Aktionen ausführen.

Für den Fall nicht tolerierbarer Abweichungen können mit einer grafischen Benutzerschnittstelle grafische Elemente und/oder Symbole angezeigt und/oder mit einer akustischen Benutzerschnittstelle akustische Signale erzeugt werden, mit denen dem Benutzer angezeigt wird, dass der für die Reinigungsleistung der Blutreinigungseinheit charakteristische Parameter innerhalb oder außerhalb des Toleranzbereichs für den Erwartungswert liegt. Die Benutzerschnittstelle kann beispielsweise ein Bildschirm, insbesondere ein berührungsempfindlicher Bildschirm (touch-screen) sein, auf dem die grafischen Elemente und/oder Symbole dargestellt werden. Die grafischen Elemente können beispielsweise Punkte, Striche Linien, Balken oder Flächen sein, die den für die Reinigungsleistung der Blutreinigungseinheit charakteristischen Parameter als Funktion der Behandlungszeit, die obere und/oder untere Grenze des Toleranzbereiches, eine Abweichung vom Toleranzbereich oder ein Überschreiten des Toleranzbereichs anzeigen. Die Symbole können einen Bedeutungsinhalt haben, der den Anwender zur Vornahme bestimmter Maßnahme auffordert. Eine akustische Benutzerschnittstelle kann für den Fall einer nicht tolerierbaren Abweichung einen akustischen Alarm geben.

Bei Überschreitung des Toleranzbereichs können mit der Benutzerschnittstelle auch Hilfen zur Ursachenfindung angeboten werden. Zum Zweck des Aufbaus einer Wissensbasis („assisted machine learning“) können beispielsweise durch den Anwender identifizierte Ursachen auch eingegeben werden. Dieses kann im Freitext oder durch Auswahl von vorgeschlagenen Ursachen geschehen. Diese Anwender-Annotationen können dann zusammen mit den relevanten Behandlungs- und technischen Parametern zur Weiterverarbeitung an einen Server oder in eine Cloud geschickt werden.

Zur automatisierten Einleitung ausgewählter Aktionen kann von der Steuer- und/oder Auswerteeinheit ein elektrisches Signal erzeugt werden, das signalisiert, dass der für die Reinigungsleistung der Blutreinigungseinheit charakteristische Parameter innerhalb oder außerhalb des Toleranzbereichs für den Erwartungswert liegt. Dieses elektrische Signal kann in der Vorrichtung zur Überwachung der Blutreinigungsvorrichtung oder einer mit der Überwachungsvorrichtung zusammenwirkenden Vorrichtung, insbesondere der Blutreinigungsvorrichtung, weiterverarbeitet werden.

Eine Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens sieht vor, dass in einem Datenspeicher Erwartungswerte für unterschiedliche Behandlungsparameter gespeichert werden, wobei der jeweilige Erwartungswert für die vorgegebenen Behandlungsparameter von der Rechen- und/oder Auswerteeinheit aus dem Datenspeicher ausgelesen wird. Die Erwartungswerte können in dem Datenspeicher beispielsweise in Form einer Tabelle abgelegt sein.

In einer bevorzugten Ausführungsform wird mit der Rechen- und/oder Auswerteeinheit der Erwartungswert bei Kenntnis der Eigenschaften der verwendeten Blutreinigungseinheit nach einem mathematischen Modell, das den Erwartungswert in Abhängigkeit von den vorgegebenen Behandlungsparametern beschreibt, berechnet. Ein vorgegebener Behandlungsparameter ist der Blutfluss. Bei der Berechnung des Erwartungswertes kann Berücksichtigung finden, ob eine Postdilution oder Prädilution stattfindet. Die Eigenschaften der Reinigungseinheit können durch Labormessungen bestimmt werden (Herstellerangaben). Bei dieser bevorzugten Ausführungsform wird also ein „gemessener Wert“ für einen die Reinigungsleistung einer Blutreinigungseinheit beschreibenden Parameter mit einem „berechneten Wert“ verglichen. Für die Berechnung des Erwartungswertes nach den bekannten Modellen sind Messungen von Konzentrationsänderungen im extrakorporalen Blutkreislauf oder Dialysierflüssigkeitssystem nicht erforderlich. In einer weiteren Ausführungsform wird für die Bestimmung des Erwartungswertes ein für die Reinigungsleistung der Blutreinigungseinheit charakteristischer Parameter während einer Blutreinigung mit einer anderen als der zu überwachenden extrakorporalen Blutreinigungsvorrichtung bestimmt und in einen Datenspeicher eingelesen. Die Messung des für die Reinigungsleistung der Blutreinigungseinheit charakteristischen Parameters kann mit den bekannten Verfahren erfolgen. Der während einer vorausgehenden Blutreinigung mit der anderen extrakorporalen Blutreinigungsvorrichtung bestimmte Erwartungswert wird dann als der Erwartungswert für die Blutreinigung mit der überwachenden Blutreinigungsvorrichtung aus dem Datenspeicher ausgelesen. Diese Ausführungsform setzt voraus, dass mindestens zwei Blutreinigungsvorrichtungen miteinander Zusammenwirken, wobei ein Datenaustausch zwischen den Blutreinigungsvorrichtungen stattfindet.

Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren kann die Rechen- und Auswerteeinheit eine von der Blutreinigungsvorrichtung räumlich getrennte Rechen- und/oder Auswerteeinheit und/oder der Datenspeicher kann ein von der Blutreinigungsvorrichtung räumlich getrennter Datenspeicher sein. Die Bestimmung des Erwartungswertes kann somit auf einem externen Gerät in einem medizinischen Zentrum oder auch außerhalb des medizinischen Zentrums durch Cloud-Computing erfolgen. Die Übermittlung von Rohdaten und/oder berechneten Werte von der Vorrichtung zur Überwachung der Blutreinigung an externe Recheneinheiten (Cloud-Anwendungen) oder die Übermittlung von Erwartungswerten von externen Recheneinheiten an die Vorrichtung zur Überwachung der Blutreinigung kann über eine Datenschnittstelle erfolgen.

Die erfindungsgemäße Vorrichtung zur Überwachung der Blutreinigung ist zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens ausgebildet. Die erfindungsgemäße Überwachungsvorrichtung kann eine externe Einheit bilden, die mittels Sensoren Messwerte aufnimmt, oder Bestandteil der extrakorporalen Blutreinigungsvorrichtung sein. Das erfindungsgemäße Blutreinigungssystem umfasst mindestens zwei extrakorporale Blutreinigungsvorrichtungen, die jeweils derart ausgebildet, dass eine Blutreinigung mit vorgegebenen Behandlungsparametern mittels einer Blutreinigungseinheit in einem extrakorporalen Blutkreislauf durchgeführt wird, wobei die Blutreinigungsvorrichtungen jeweils eine Datenschnittstelle aufweisen. Die Blutreinigungsvorrichtungen weisen jeweils mindestens einem Sensor zur Bestimmung der Konzentration eines Stoffes oder einer mit der Konzentration eines Stoffes korrelierenden Größe während der Blutreinigung und eine Rechen- und/oder Auswerteeinheit auf, die derart konfiguriert ist, dass auf der Grundlage der mit dem mindestens einen Sensor gemessenen Konzentration eines Stoffes oder einer mit der Konzentration eines Stoffes korrelierenden Größe mindestens ein für die Reinigungsleistung der Blutreinigungseinheit charakteristischer Parameter während der mit den vorgegebenen Behandlungsparametern durchgeführten Blutreinigung bestimmt wird. Bei dieser Ausführungsform ist die Überwachungsvorrichtung Bestandteil der Blutreinigungsvorrichtung.

Darüber hinaus umfasst das Blutreinigungssystem ein Datenverarbeitungssystem, mit dem die mindestens zwei Blutreinigungsvorrichtungen derart Zusammenwirken, dass über die Datenschnittstelle Daten zwischen den mindestens zwei Blutreinigungsvorrichtungen einerseits und/oder zwischen mindestens einer der Blutreinigungsvorrichtungen und dem Datenverarbeitungssystem andererseits ausgetauscht werden.

Des Weiteren umfasst das Blutreinigungssystem eine Rechen- und Auswerteeinheit, die derart konfiguriert ist, dass ein für die Reinigungsleistung der Blutreinigungseinheit charakteristischer Parameter, der während einer Blutreinigung mit einer der mindestens zwei Blutreinigungsvorrichtungen bestimmt wird, in einen Datenspeicher eingelesen wird, und von einer anderen Blutreinigungsvorrichtung der mindestens zwei Blutreinigungsvorrichtungen als der Erwartungswert aus dem Datenspeicher ausgelesen wird. Das Rechen- und Auswerteeinheit kann durch Komponenten der mindestens zwei Blutreinigungsvorrichtungen oder Komponenten des Datenverarbeitungssystems gebildet werden. Der Datenspeicher kann Bestandteil der zentralen Datenverarbeitungseinheit und/oder der Blutreinigungsvorrichtungen sein. Die Kommunikation zwischen den einzelnen Geräten kann über das Internet erfolgen (Cloud-Computing).

Im Folgenden werden Ausführungsbeispiele der Erfindung unter Bezugnahme auf die Figuren im Einzelnen erläutert.

Es zeigen:

Fig. 1 die wesentlichen Komponenten einer erfindungsgemäßen extrakorporalen Blutreinigungsvorrichtung in vereinfachter schematischer Darstellung,

Fig. 2 den Bildschirm der Blutreinigungsvorrichtung, wobei die gemessene Clearance innerhalb des Toleranzbereichs liegt,

Fig. 3 den Bildschirm der Blutreinigungsvorrichtung, wobei die gemessene Clearance außerhalb des Toleranzbereichs liegt,

Fig. 4 die wesentlichen Komponenten einer alternativen

Ausführungsform der erfindungsgemäßen extrakorporalen Blutreinigungsvorrichtung in vereinfachter schematischer Darstellung,

Fig. 5 ein Blutbehandlungssystem umfassend zwei

Blutreinigungsvorrichtungen und ein Datenverarbeitungssystem ,

Fig. 6A bis 6C eine Trendanalyse basierend auf sämtlichen Clearance- Einzelmessungen Fig. 7A bis 7C eine Trendanalyse basierend auf Clearance-Einzelmessungen zu ausgewählten Zeitpunkten,

Fig. 8 eine Trendanalyse basierend auf Clearance-Einzelmessungen zu ausgewählten Zeitpunkten, wobei der Blutwasserfluss die Referenz ist,

Fig. 9A bis 9C eine Trendanalyse basierend auf der Gesamtdialysedosis der jeweiligen Behandlungen.

Fig. 1 zeigt ein Ausführungsbeispiel einer extrakorporalen Blutreinigungsvorrichtung, bei der es sich bei dem vorliegenden Ausführungsbeispiel um eine Hämodiafiltrationsvorrichtung handelt. Die Hämodiafiltrationsvorrichtung, die aber nur als ein Beispiel für eine Blutreinigungsvorrichtung beschrieben wird, weist einen Dialysator (Filter) 1 auf, der durch eine semipermeable Membran 2 in eine Blutkammer 3 und eine Dialysierflüssigkeitskammer 4 getrennt ist. Der Einlass der Blutkammer 3 ist mit einem Ende einer Blutzuführleitung 5 verbunden, in die eine Blutpumpe 6 geschaltet ist, während der Auslass der Blutkammer mit einem Ende einer Blutabführleitung 7 verbunden ist, in die eine Tropfkammer 8 geschaltet ist. Blutzuführ- und -abführleitung 5, 7 bilden mit der Blutkammer 3 des Dialysators den extrakorporalen Blutkreislauf 9 der Hämodiafiltrationsvorrichtung. Bei der Blutzuführ- und -abführleitung 5, 7 handelt es sich um Schlauchleitungen eines in die Hämodiafiltrationsvorrichtung eingelegten Schlauchsets (Disposable).

Das Dialysierflüssigkeitssystem 10 der Hämodiafiltrationsvorrichtung umfasst eine Einrichtung 11 zur Bereitstellung von Dialysierflüssigkeit, die über den ersten Abschnitt einer Dialysierflüssigkeitszuführleitung 12 mit dem Einlass der ersten Bilanzkammerhälfte 35a einer Bilanziereinrichtung 35 verbunden ist. Der zweite Abschnitt der Dialysierflüssigkeitszuführleitung 12 verbindet den Auslass der ersten Bilanzkammerhälfte 35a mit dem Einlass der Dialysierflüssigkeitskammer 4. Der Auslass der Dialysierflüssigkeitskammer 4 ist über den ersten Abschnitt einer Dialysierflüssigkeitsabführleitung 13 mit dem Einlass der zweiten Bilanzkammerhälfte 35b verbunden. In den ersten Abschnitt der Dialysierflüssigkeitsabführleitung 13 ist eine Dialysierflüssigkeitspumpe 14 geschaltet. Der Auslass der zweiten Bilanzkammerhälfte 35b ist über den zweiten Abschnitt der Dialysierflüssigkeitsabführleitung 13 mit einem Auslauf 15 verbunden. Stromauf der Dialysierflüssigkeitspumpe 14 zweigt von der Dialysierflüssigkeitsabführleitung 13 eine Ultrafiltratleitung 16 ab, die ebenfalls zu dem Auslauf 15 führt. In die Ultrafiltratleitung 16 ist eine Ultrafiltrationspumpe 17 geschaltet. Die Bilanziereinrichtung 35 besteht bei handelsüblichen Geräten aus zwei parallelen Bilanzkammern, die anti-zyklisch betrieben werden.

Während der Dialysebehandlung wird die Blutkammer 3 von dem Blut des Patienten und die Dialysierflüssigkeitskammer 4 des Dialysators von der Dialysierflüssigkeit durchströmt. Mit der Ultrafiltrationspumpe 17 kann dem Patienten eine vorgegebene Menge an Flüssigkeit (Ultrafiltrat) mit einer vorgegebenen Ultrafiltrationsrate entzogen werden. Um dem Patienten die Flüssigkeit wieder zuzuführen, verfügt die Hämodiafiltrationsvorrichtung über eine Substitutionseinrichtung 19, mit der dem Blut eine Substitutionsflüssigkeit (Substituat) zugeführt werden kann, die durch den arteriellen Zweig 20 (Prädilution) und/oder den venösen Zweig 21 (Postdilution) des extrakorporalen Blutkreislaufs 9 strömt. Die Substitutionseinrichtung 19 weist eine Einrichtung 37 zur Bereitstellung von Substituat auf, von der eine erste Substituatleitung 36, in die eine erste Substituatpumpe 22 geschaltet ist, zu dem Abschnitt der Blutzuführleitung 5 zwischen Blutpumpe 6 und Blutkammer 3 führt. Eine zweite Substituatleitung 23, in die eine zweite Substituatpumpe 24 geschaltet ist, führt von der Einrichtung 37 zur Bereitstellung von Substituat zu der Tropfkammer 8.

Die Hämodiafiltrationsvorrichtung weist eine zentrale Steuer- und/oder Recheneinheit 25 auf, die beispielsweise einen allgemeinen Prozessor, einen digitalen Signalprozessor (DSP) zur kontinuierlichen Bearbeitung digitaler Signale, einen Mikroprozessor, eine anwendungsspezifische integrierte Schaltung (ASIC), einen aus Logikelementen bestehenden integrierten Schaltkreis (FPGA) oder andere integrierte Schaltkreise (IC) oder Hardware-Komponenten aufweisen kann, um die einzelnen Verfahrensschritte zur Steuerung der

Hämodiafiltrationsvorrichtung auszuführen. Auf den Hardware-Komponenten kann zur Durchführung der Verfahrensschritte ein Datenverarbeitungsprogramm (Software) laufen. Das Datenverarbeitungsprogramm kann auf einem Datenspeicher der Steuer- und/oder Recheneinheit 25 gespeichert sein.

Die zentrale Steuer- und/oder Recheneinheit 25 ist über Steuerleitungen 6’, 14’, 17’, 22’, 24’ mit der Blutpumpe 6, der Dialysierflüssigkeitspumpe 14, der Ultrafiltrationspumpe 17 sowie der ersten und zweiten Substituatpumpe 22, 24 verbunden ist. Die Steuer- und/oder Recheneinheit 25 steuert die Pumpen derart an, dass die Blutreinigung mit einer vorgegebenen Blutflussrate Qb, Dialysierflüssikeitsrate Qd und Substitutionsrate Qs durchgeführt wird.

Nachfolgend wird die erfindungsgemäße Vorrichtung zur Überwachung der Blutreinigung als Bestandteil der Blutreinigungsvorrichtung beschrieben. Die Überwachungsvorrichtung kann aber auch eine von der Blutreinigungsvorrichtung räumlich getrennte Vorrichtung sein. Wenn die Überwachungsvorrichtung aber Bestandteil der Blutreinigungsvorrichtung ist, kann die Überwachungsvorrichtung von den Komponenten der Blutreinigungsvorrichtung, insbesondere deren Steuer- und/oder Recheneinheit 25, Gebrauch machen.

Die Hämodiafiltrationsvorrichtung weist bei dem vorliegenden Ausführungsbeispiel einen stromauf der Dialysierflüssigkeitskammer 4 des Dialysators 1 angeordneten ersten Sensor 31 und einen in der Dialysierflüssigkeitsabführleitung 16 stromab der Dialysierflüssigkeitskammer 4 angeordneten zweiten Sensor 32 sowie einen in der Blutabführleitung 7 stromab der Blutkammer 3 angeordneten dritten Sensor 33 und einen in der Blutzuführleitung 20 stromauf der Blutkammer 3 angeordneten vierten Sensor 34 auf, die zur Messung einer mit der Konzentration eines Stoffes in der Dialysierflüssigkeit bzw. dem Blut korrelierenden Größe ausgebildet sind. Bei dem vorliegenden Ausführungsbeispiel sind die Sensoren 31 , 32, 33, 34 Leitfähigkeitssensoren zur Messung der Leitfähigkeit des Blutes bzw. der Dialysierflüssigkeit.

Die zentrale Rechen- und/oder Auswerteeinheit 25 ist derart konfiguriert, dass auf der Grundlage der mit mindestens einem der Sensoren 31 , 32, 33, 34 gemessenen Leitfähigkeit ein für die Reinigungsleistung des Dialysators charakteristischer Parameter während der Blutreinigung, die mit vorgegebenen Behandlungsparametern durchgeführt wird, bestimmt wird. Bei dem vorliegenden Ausführungsbeispiel wird die Leitfähigkeit sowohl auf der Blutseite als auch der Dialysierflüssigkeitsseite gemessen. Zur Bestimmung dieses Parameters brauchen aber nicht sämtliche Sensoren vorhanden zu sein. Die Rechen- und/oder Auswerteeinheit 25 berechnet während der Blutreinigung beispielsweise aus der gemessenen Bluteingangskonzentration C _bi und Blutausgangskonzentration Cbo und dem Blutfluss Qb die Clearance K nach Gleichnug (1 ) bzw. der Bluteingangskonzentration C _bi , Blutausgangskonzentration Cbo sowie der Dialysierflüssigkeitseingangskonzentration Cdi und dem Blutfluss Qb die Dialysance D nach Gleichung (2). Darüber hinaus berechnet die Rechen- und/oder Auswerteeinheit 25 Kt (t: Behandlungszeit) bzw. Dt (t: Behandlunsgzeit) sowie die Dialysesdosis Kt/V (V: Verteilungsvolumen) bzw. die Dialysesdosis Dt/V. Es können aber auch alle anderen bekannten Verfahren, beispielsweise nur auf der Grundlage von dialysatseitigen Messungen, angewendet werden.

Die Rechen- und/oder Auswerteeinheit 25 ist derart konfiguriert, dass ein von mindestens einem Behandlungsparameter abhängiger Erwartungswert K _ref für die Reinigungsleistung des Dialysators bestimmt wird, mit dem der auf der Grundlage der Leitfähigkeitsmessung bestimmte Parameter, der für die Reinigungsleistung des Dialysators charakteristisch ist, verglichen wird. Bei dem vorliegenden Ausführungsbeispiel wird der Erwartungswert K _ref nach einem mathematischen Modell berechnet. Derartige mathematische Modelle sind bekannt. Bei dem vorliegenden Ausführungsbeispiel wird der Erwartungswert nach dem mathematischen Modell berechnet, das in Sargent" J.A., Gotch. F.A.,: Principles and biophysics of dialysis, in: Replacement of Renal Function by Dialysis, W. Drukker, F.M. Parsons, J.F. Mäher (Hrsg). Nijhoff, Den Haag 1983 beschrieben ist.

Gleichung (3)

Ddiff bezeichnet den diffusiven Anteil der Clearance K und Q _Bi den gesamten

Blutstrom am Eingang der Blutkammer 3 des Dialysators 4.

Bei Behandlungen mit HD und HDF-Postdilution: Q _Bi = Q _b (Blutfluss);

Bei Behandlungen mit HDF-Prädilution: Q _Bi = Qb + Qs

(Substitutionsrate Qs).

Der Erwartungswert K _ref für die Clearance K wird unter Berücksichtigung des verwendeten Dialyseverfahrens wie folgt berechnet:

Gleichung (4)

Für den die Eigenschaften des Dialysators beschreibenden Dialysatorparameter K ₀ A (Gleichung (3)) kann ein vom Hersteller des Dialysators angegebener Wert, der mit Labormessungen ermittelt werden kann, verwendet werden.

Bei der Bestimmung des Dialysatorparameters ist aber zu berücksichtigen, dass für ein effektiver Wert ( K ₀ A)eff verwendet werden müsste, der wesentlich von den aus Labormessungen stammenden Herstellerangaben abweicht (z.B. Depner „Dialyzer Performance in the HEMO Study: In Vivo KOA and True Blood Flow Determined from a Model of Cross-Dialyzer Urea Extraction“, ASAIO Journal 2004) und die realen Bluteigenschaften und Eigenschaften des extrakorporalen Blutkreislaufs berücksichtigt. Die Rechen- und/oder Auswerteeinheit 25 kann daher auch derart konfiguriert sein, dass nach der Bestimmung bzw. Messung der Clearance K ein effektiver Wert ( K ₀ A) eff durch Umkehrung von Gleichung (3) und Gleichung (4) während der Blutreinigung bestimmt wird und dann als Erwartungswert in derselben oder einer späteren Behandlung desselben oder anderer Patienten zur Berechnung des Erwartungswertes nach Gleichung (3) und Gleichung (4) verwendet wird.

Die Hämodiafiltrationsvorrichtung weist eine Speichereinheit 38 auf, die bei dem vorliegenden Ausführungsbeispiel über eine Datenleitung 39 mit der Rechen- und/oder Auswerteeinheit 25 verbunden ist. K ₀ A bzw. (K ₀ A) eff kann von der Rechen- und/oder Auswerteeinheit 25 in die Speichereinheit 38 ein- bzw. ausgelesen werden.

Die Rechen- und/oder Auswerteeinheit 25 ist weiterhin derart konfiguriert, dass für den Erwartungswert K _ref ein Toleranzbereich bestimmt wird. Der Toleranzbereich wird durch einen oberen und unteren Grenzwert definiert [K _min , K _max ], K _ref ∈ [K _min , K _max ] Der Toleranzbereich kann symmetrisch oder asymmetrisch um K _re f liegen. Als Obergrenze für K _max kann ein sich angenommener Maximalwert verwendet werden, z.B. bei Hämodiafiltrations(HDF)-Behandlungen der kleineste Wert von Qbw (Blutwasserfluss) und Qd (Dialysierflüssigkeitsfluss), bei Hämofiltrations(HF)- Behandlungen und bei Absorberbehandungen kleiner gleich Qbw, da die Clearance nicht größer sein kann als die Flüsse am Dialysator. Auch können die Grenzen des Toleranzbereichs auf der Grundlage der Abweichungen von K _ref in vergangenen Behandlungen desselben oder anderer Patienten definiert werden. Hierzu kann die Lage basierend auf der Standardabweichung σ von K _ref mit K _min =K _ref -X _min σ und K _max =K _ref +X _max σ definiert werden. Hier sind Werte für Xmin und Xmax zwischen 1 und 5 vorteilhaft. Bei dem vorliegenden Ausführungsbeispiel legt die Rechen- und/oder Auswerteeinheit 25 einen oberen Grenzwert K _max fest, der einen bestimmten Prozentsatz, beispielsweise 10 %, oberhalb des Erwartungswertes K _ref liegt und einen unteren Grenzwert K _min fest, der einen bestimmten Prozentsatz, beispielsweise 10 %, unterhalb des Erwartungswertes K _ref liegt.

Die Rechen- und/oder Auswerteeinheit 25 ist weiterhin derart konfiguriert, dass berechnet wird, ob die gemessene Clearance K bzw. Dialysance D innerhalb des Toleranzbereichs liegt, d.h. kleiner als K _max und größer als K _min ist. Wenn K bzw. D größer als K _max oder kleiner als K _min ist, erzeugt die Rechen- und/oder Auswerteeinheit 25 ein elektrisches und akustisches Signal, das signalisiert, dass ein Betriebszustand vorliegt, der nicht dem idealen oder normalen Betriebszustand entspricht.

Die Hämodiafiltrationsvorrichtung verfügt über eine grafische und akustische Benutzerschnittstelle 40, die bei dem vorliegenden Ausführungsbeispiel einen berührungsempfindlichen Bildschirm 40A (touch-screen) oder einen Bildschirm und ein Eingabegerät, beispielsweise eine Computer-Maus, umfasst. Die Rechen- und/oder Auswerteeinheit 25 ist mit der Benutzerschnittstelle 40 über eine Datenleitung 41 verbunden und wirkt mit der Benutzerschnittstelle derart zusammen, dass auf dem berührungsempfindlichen Bildschirm 40A grafische Elemente und Symbole angezeigt werden, die dem Benutzer anzeigen, dass der für die Reinigungsleistung der Blutreinigungseinheit charakteristische Parameter innerhalb oder außerhalb des Toleranzbereichs für den Erwartungswert liegt oder den Benutzer auffordern, bestimmte Aktionen vorzunehmen. Zur Ausgabe akustischer Signale, z.B. ein Alarmsignal, weist die Benutzerschnittstelle einen Lausprecher 40B auf.

Fig. 2 zeigt den Bildschirm 40A der Benutzerschnittstelle 40. Auf dem Bildschirm 40A wird der obere Grenzwert K _max als eine waagerechte obere Linie und der untere Grenzwert K _min als eine waagerechte untere Linie angezeigt. Der Toleranzbereich ist die zwischen dem oberen und unteren Grenzwert liegende Fläche. Die während der Blutreinigung gemessene Clearance K bzw. Dialysance D wird als Funktion der Behandlungszeit t angezeigt. Die Anzeige der gemessenen Clearance K bzw. Dialysance D kann auf dem Bildschirm fortlaufend oder erst nach Beendigung der Behandlung erfolgen. Der Anwender kann auf dem Bildschirm sofort erkennen, ob die gemessene Clearance K bzw. Dialysance D um einen noch tolerierbaren Wert von dem Erwartungswert abweicht. In Fig. 2 liegt die Clearance K innerhalb des Toleranzbereichs.

Darüber hinaus werden auf dem Bildschirm 40A Symbole 42, 43 dargestellt. Bei dem vorliegenden Ausführungsbeispiel erscheint auf dem Bildschirm beispielsweise ein Symbol 42, das den Benutzer zu einer bestimmten Aktion, beispielsweise die Eingabe von bestimmten Daten auffordert. Auf dem Bildschirm werden auch Schaltflächen 44, 45, 46 (Button) dargestellt, die der Benutzer betätigen kann, wenn bestimmte Aktionen ausgeführt werden sollen. Diese Aktionen können auch automatisch ausgeführt werden, sobald die Rechen- und/oder Auswerteeinheit 25 festgestellt hat, dass der Betriebszustand nicht normal ist.

Fig. 3 zeigt den Bildschirm 40A, wobei die Clearance K während der Behandlung den unteren Grenzwert K _min unterschreitet und somit außerhalb des Toleranzbereichs liegt. Wenn die Clearance K den unteren Grenzwert K _min unterschreitet, wird mit dem Lautsprecher 40B ein akustisches Alarmsignal erzeugt.

In einer alternativen Ausführungsform wird der Erwartungswert K _ref nicht berechnet. In dem Datenspeicher 38 sind Erwartungswerte K _ref für unterschiedliche Behandlungsparameter in Form einer Tabelle gespeichert. Beispielsweise sind unterschiedlichen Blutflüssen Qb jeweils ein Erwartungswert zugeordnet. In dem Datenspeicher 38 können entsprechende Tabellen für unterschiedliche Dialysatortypen abgespeichert sein. Die Rechen- und/oder Auswerteeinheit 25 ist derart konfiguriert, dass der jeweilige Erwartungswert K _ref für den vorgegebenen Behandlungsparameter, beispielsweise der Blutflluss Qb, oder die vorgegebenen Behandlungsparameter, beispielsweise Blutfluss Qb und Dialysierflüssigkeitsfluss Qd, aus dem Datenspeicher 38 ausgelesen und der weiteren Berechnung zugrunde gelegt wird.

Die Rechen- und/oder Auswerteeinheit 25 kann auch derart konfiguriert sein, dass ein während einer vorausgehenden Blutreinigung mit der extrakorporalen Blutreinigungsvorrichtung auf der Grundlage einer Leitfähigkeitsmessung bestimmte Parameter, der für die Reinigungsleistung des Dialysators charakteristisch ist, in den Datenspeicher 38 eingelesen wird, und dieser Parameter als der Erwartungswert K _ref die Blutreinigung einer nachfolgenden Blutreinigung aus dem Datenspeicher 38 ausgelesen und der weiteren Berechnung zugrunde gelegt wird.

Fig. 4 zeigt ein Ausführungsbeispiel, das sich von dem unter Bezugnahme auf Fig. 3 beschriebenen Ausführungsbeispiel dadurch unterscheidet, dass der Datenspeicher 38' nicht Bestandteil der Blutreinigungsvorrichtung bzw. der Vorrichtung zur Überwachung der Blutreinigung ist, sondern von der Blutreinigungsvorrichtung bzw. Überwachungsvorrichtung räumlich getrennt ist. Die Blutreinigungsvorrichtung bzw. Überwachungsvorrichtung verfügt daher über eine Datenschnittstelle 47 zum Austausch von Daten mit dem Datenspeicher 38‘. Die Datenübertragung kann beispielsweise über das Internet stattfinden (Cloud- Computing), so dass eine Mehrzahl von Blutreinigungsvorrichtungen Daten untereinander austauschen können, um eine Datenbank zu schaffen, auf die zugegriffen werden kann, um den passenden Erwartungswert auszulesen oder Daten für die Bestimmung des Erwartungswertes auszulesen.

Fig. 5 zeigt ein Blutreinigungssystem, das zwei extrakorporale Blutreinigungsvorrichten A und B, beispielsweise Hämodiafiltrationsvorrichtungen, die unter Bezugnahme auf Fig. 4 beschrieben sind, und ein Datenverarbeitungssystem C umfasst. Das Blutreinigungssystem kann auch mehr als zwei Hämodiafiltrationsvorrichtungen umfassen. Die Mehrzahl der Hämodiafiltrationsvorrichtungen A, B wirken mit dem Datenverarbeitungssystem C derart zusammen, dass über deren Datenschnittstelle 47 Daten zwischen der Mehrzahl der Hämodiafiltrationsvorrichtungen einerseits und/oder zwischen einer Hämodiafiltrationsvorrichtung und dem Datenverarbeitungssystem andererseits ausgetauscht werden. Die Steuer- und/oder Recheneinheiten 25 der Hämodiafiltrationsvorrichtungen A, B und/oder das Datenverarbeitungssystem C sind derart konfiguriert, dass beispielweise die Clearance K oder Dialysance D als ein für die Reinigungsleistung des Dialysators charakteristischer Parameter, der während einer Blutreinigung mit einer der Hämodiafiltrationsvorrichtungen auf der Grundlage einer Leitfähigkeitsmessung bestimmt wird, in einen Datenspeicher eingelesen wird, und von einer anderen Hämodiafiltrationsvorrichtung als der Erwartungswert aus dem Datenspeicher ausgelesen wird. Der Datenspeicher kann ein Datenspeicher 38 der Hämodiafiltrationsvorrichtung A, B und/oder ein Datenspeicher 38“ des Datenverarbeitungssystems C sein. Die Datenübertragung kann beispielsweise über das Internet stattfinden (Cloud-Computing).

Der für die Reinigungsleistung der Blutreinigungseinheit charakteristische Parameter, der auf der Grundlage einer Leitfähigkeitsmessung bestimmt wird, kann auch (K ₀ A)eff sein. Nach der Messung von K bzw. D (Gleichung (1 ) bzw. Gleichung (2) in einer vorausgehenden Blutreinigung kann (K ₀ A)eff nach Gleichung (3) und (4) berechnet und in den Datenspeicher eingelesen werden und (K ₀ A)eff als Erwartungswert für die Blutreinigung einer nachfolgenden Blutreinigung aus dem Datenspeicher ausgelesen und der weiteren Berechnung zugrunde gelegt werden.

Da die Clearance K anschaulich den Anteil des Blutstroms bezeichnet, der vollständig von der interessierenden Substanz befreit wurde, ist ein Vergleich der Clearance K mit dem Blutfluss Qb bzw. ein Vergleich von Kt (t: Behandlungszeit) mit dem Blutverteilungsvolumen Vb besonders aussagekräftig.

Damit ergeben sich folgende Referenzgrößen: Kref = fref Qb (Kt)ref = fref Vb

Gleichung (5) fref kann ein auf der Grundlage von theoretischen Betrachtungen oder Angaben der Hersteller der Blutreinigungseinheit, oder auf der Grundlage von Messungen bei der momentanen Behandlung des Patienten oder Messungen bei vorausgehenden Behandlungen desselben oder anderer Patienten ermittelt werden. Hierbei ist von Vorteil anstelle des gesamten Vollblutstroms Qb nur den Blutwasserstrom Q _bW als Referenz zu nehmen.

Gleichung (6)

Zur Bestimmung von fbw aus Hämatokrit und Plasma-Proteinanteil sind Formeln in der Literatur bekannt. Ein typischer Wert ist fbw = 0,86.

Im Folgenden werden Anwendungsbeispiele des erfindungsgemäßen Verfahrens bzw. der erfindungsgemäßen Blutreinigungsvorrichtung beschrieben.

Bei einer extrakorporalen Blutreinigung stellt sich das Problem, dass es im Gefäßzugang zu einer Rezirkulation kommt, wenn der Blutfluss am Gefäßzugang den extrakorporalen Blutfluss unterschreitet, so dass die Reinigungsleistung verringert wird. Dies kann anhand eines Absinkens der Clearance K unter einen historisch ermittelten Referenzwert erkannt werden. Dies wird nachfolgend an einem realen klinischen Beispiel erläutert.

Bei Behandlungen eines Patienten wurden über den Zeitraum von ca. 6 Monaten die Parameter Q _b , Q _d , Q _s , K, V _b und Kt registriert und ausgewertet. Hierbei wurden verschiedene Verfahren zur Erkennung einer Abweichung der Clearance vom normalen Betriebszustand angewendet. Es wurde kontinuierlich ein gleitender Mittelwert über diese Parameter bzw. über abgeleitete Parameter gebildet und aus der Variation (Standardabweichung σ ) ein Toleranzbereich ermittelt, wobei im gezeigten Beispiel eine Breite von ± 4 σ um den Mittelwert verwendet wurde. Nach Unterschreiten des Toleranzbereichs wurde der zuvor gültige Toleranzbereich nicht weiter aktualisiert.

Die Figuren 6A, 6B und 6C zeigen das Ergebnis der Analyse basierend auf einzelnen Messungen der Clearance, die mehrfach pro Behandlung durchgeführt wurden. Für den Vergleich des gemessenen für die Reinigungsleistung charakteristischen Parameters wurden die folgenden Referenzen verwendet.

Fig. 6A Blutfluss Qb

Fig. 6B Referenz-Clearance K _ref , die aus Qb, Qd, Qf und Qs unter Annahme eines festen K ₀ A (=460 ml/min) berechnet wurde.

Fig. 6C Festes K ₀ A=460 ml/min. Aus der gemessenen Clearance sowie Qb, Qd, Qf und Qs wurde dann durch Umkehrung von Gleichung (5) und (6) der aktuelle effektive Wert von K ₀ A berechnet.

Zur Beurteilung der Trennschärfe des Verfahrens wurde das Signal zu Rauschverhältnis (S/N) bestimmt, das definiert ist als Amplitude zwischen Mittelwert der Referenzperiode und Minimum des Parameters, geteilt durch die Standardabweichung in der Referenzperiode (Fig. 6A S/N=9,7; Fig. 6B S/N=12,5; Fig. 6C S/N=5,9)

In sämtlichen Analysen zeigt sich ein Unterschreiten des Toleranzbereichs Anfang Juli 2013, mit einem Tiefpunkt Mitte Juli 2013. Danach fand gemäß klinischen Berichten eine Revision des Gefäßzugangs statt, die das Problem behob. Das beste S/N wurde bei Verwendung der aus dem oben beschriebenen Clearance- Modell berechneten Referenz-Clearance K _ref erreicht (Gleichungen (3) und (4). Die Figuren 7A, 7B, 7C zeigen Trendanalysen für K _ref /Qb (Fig. 7A), K _ref /K _{ref model} (Fig. 7B), KOA/KOAstd (Fig. 7C) basierend auf jeweils nur einer Clerancemessung zur Mitte der Behandlung. In allen Analysen zeigte sich ein verbessertes S/N [(Fig. 7A: S/N=16,4), (Fig. 7B: S/N=16,5), (Fig. 7C: S/N=8,1 ). Dies ist darauf zurückzuführen, dass andere Effekte während der Dialyse den Verlauf der Clearance beeinflussen, so dass eine bessere Reproduzierbarkeit in der Mitte der Behandlung zu vergleichbaren Zeitpunkten zu erreichen ist.

Fig. 8 zeigt eine Analyse, bei der zur Normierung statt des Vollblutflusses Qb der Blutwasserfluss Qbw verwendet wurde. Das S/N bleibt unverändert.

Die Figuren 9A, 9B und 9C zeigen Trendanalysen für K _ref *t/Vb (zeitliches Integral anstelle aktueller Wert) (Fig. 9A), K _ref *t/ K _ref model*t (Fig. 9B), KOA/KOAstd (Fig. 9C) basierend auf der in den jeweiligen Behandlungen erreichten Gesamtdialysedosis, die sich aus der Integration der Clearance-Einzelwerte einer Behandlung ergibt. Zur Berechnung von K ₀ A wurden aus den Clearance- Einzelwerten und den Flüssen Mittelwerte gebildet. In sämtlichen Analysen zeigt sich im Vergleich zur Analyse basierend auf Clearance-Einzelwerten ein verbessertes S/N, wobei wiederum auf der Grundlage eines Vergleichs der gemessenen Clearance mit dem Clearance-Modell als Referenz die beste Trennschärfe erzielt werden konnte.

Es zeigt sich, dass sämtliche beschriebenen Verfahren zur Erkennung eines Problems im Gefäßzugang geeignet sind. Vorteilhaft ist dabei die Verwendung eines mathematischen Modells zur Bestimmung der Referenz-Clearance basierend auf historischen Daten, besonders vorteilhaft die Verwendung von über den Verlauf der Behandlungen gemittelter Parameter im Vergleich zur Verwendung der Daten von Einzelmessungen.

Bei einer Blutreinigung stellt sich weiterhin das Problem, dass die tatsächliche Förderrate der Blutpumpe von dem erwarteten Wert abweichen kann. Diese Abweichung kann verschiedene Ursachen haben. Bei Schlauch-Rollerpumpen kann ein arterieller Unterdrück sowie die Erweichung des Pumpschlauchsegments zu einer Reduktion der Förderrate bei gleichbleibender Drehzahl führen. Bei Impellerpumpen wird die Förderrate vor allem durch den Flusswiderstand im Dialysator beeinflusst, so dass hier im Extremfall trotz schnell drehender Pumpe kein Fluss vorliegt. Dieses kann beim Abknicken des Schlauchsystems vor dem Dialysator auch bei Schlauch-Rollerpumpen vorkommen. Als Konsequenz des effektiv reduzierten Blutflusses sinkt die Clearance.

Wenn die Messung der Clearance mit Leitfähigkeitsmessungen auf der Dialysatseite erfolgt, ist auf der Grundlage eines Vergleichs der gemessenen Clearance mit einem Erwartungswert der Clearance, der unter Verwendung der vorgegebenen Blutreinigungsparameter berechnet werden kann, ein Abweichen vom normalen oder idealen Betriebszustand erkennbar.

Der Verlauf der Konzentration einer bestimmten Substanz oder Substanzklasse kann während einer Dialysebehandlung mit geeigneten Sensoren stromab des Dialysators gemessen werden. Derartige Sensoren können auf der Messung der Absorption im infraroten oder sichtbaren Bereich des Lichts oder im UV-Bereich des Lichts beruhen. Alternativ kann auch das Fluoreszenzlicht bei Anregung mit einer bevorzugten Wellenlänge (ca. 250- 450 nm) bestimmt werden. Auch die Anwendung der Raman-Spektroskopie ist möglich. Alternativ sind auch stoffspezifische Chemosensoren möglich. Aus einem dem Konzentrationsverlauf proportionalen Signal kann dann die fraktionelle stoffspezifische Dialysedosis KtA/ berechnet werden. Bei Kenntnis des stoffspezifischen Verteilungsvolumens ist damit auch die stoffspezifische Clearance K berechenbar. Auch diese stoffspezifische Clearance kann dann mit den beschriebenen Verfahren mit entsprechenden Referenzwerten verglichen werden.

Weiterhin ist es vorteilhaft, bei gleichzeitiger Bestimmung der niedermolekularen Dialysatorclearance mit den bekannten Verfahren die stoffspezifische Clearance auf die niedermolekulare Dialysatorclearance zu normieren und mit entsprechenden Referenzwerten zu vergleichen. Handelt es sich beim betrachteten Stoff z.B. um ein Mittelmolekül, welches hauptsächlich durch Konvektion entfernt wird, würde ein Absinken der stoffspezifischen bzw. normierten stoffspezifischen Clearance auf einen Fehler in der Verabreichung der Substitutionslösung (z.B. technischer Fehler der Substitutionspumpe, Abknicken des Substitutionsschlauchs) hindeuten. Alternativ wäre als Ursache ein Verstopfen der Poren des Dialysators denkbar. Eine erhöhte stoffspezifische Clearance, z.B. bei Albumin, könnte auf die Verwendung einer zu offenporigen Membran (z.B. Verwendung eines Medium-Cutoff-Filters bei der HDF, Chargenproblem, etc.) hinweisen.