DE69531137T2

DE69531137T2 - System zum optimieren der dialyseclearance

Info

Publication number: DE69531137T2
Application number: DE69531137T
Authority: DE
Inventors: R. Prakash KESHAVIAH
Original assignee: Baxter International Inc
Current assignee: Baxter International Inc
Priority date: 1994-05-24
Filing date: 1995-04-18
Publication date: 2004-04-29
Anticipated expiration: 2015-04-19
Also published as: WO1995032010A1; ATE243539T1; EP0711182B1; EP0711182A1; AU2386695A; US5507723A; DE69531137D1; AU698652B2

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung betrifft allgemein Hämodialysemaschinen. Insbesondere betrifft die vorliegende Erfindung Verfahren und Systeme, um eine hohe dialytische Reinigung bzw. Clearance des ganzen Körpers bei einem Dialyse-Prozeß zu erreichen.
Die Anwendung der Dialyse zur Unterstützung eines Patienten, dessen Nierenfunktion bis zu einem Punkt abgenommen hat, bei dem die Nieren nicht mehr ausreichend funktionieren, ist wohl bekannt. Es werden zwei Hauptdialyseverfahren angewandt: Hämodialyse und Peritonealdialyse. Die vorliegende Anmeldung ist auf die Überwachung der Wirksamkeit eines Hämodialysesystems gerichtet.
Bei der Hämodialyse wird das Blut eines Patienten durch eine künstliche Niere oder einen Dialysator geleitet. Der Dialysator reinigt das Blut, indem er das Diffundieren von gelösten Stoffen aus dem Blut über die Dialysatormembran in das Dialysat ermöglicht. Da dies eine extrakorporale Behandlung ist, die spezielle Maschinen benötigt, müssen bestimmte Faktoren bei der Durchführung der Hämodialyse beachtet werden.
Einer der wesentlichsten Gesichtspunkte bei der Behandlung eines Patienten mit Hämodialyse betrifft die Angemessenheit der Behandlung; ganz einfach die Frage, wie lange ein bestimmter Patient an einem bestimmten Tag dialysiert werden sollte. Wenn der Patient unbeabsichtigt nicht ausreichend dialysiert wird, können sich daraus eine Reihe von medizinisch nachteiligen Auswirkungen ergeben. Zur Zeit hat der durchschnittliche Dialysepatient eine Lebenserwartung von nur ungefähr fünf Jahren.
Ein Grund, weshalb diese Patienten eher eine kurze Lebenserwartung haben, ist die schädliche Auswirkung einer chronischen Ansammlung von verschiedenen Toxinen, die entweder überhaupt nicht ausgeschieden werden, d. h. nicht durch die Hohlfasermembranen hindurchgehen, oder nicht ausreichend auf nichttoxische Werte gesenkt werden. Die Identität von vielen dieser angenommenen Toxine ist unbekannt, obwohl diejenigen Spezies, von denen man weiß, daß sie im Urin ausgeschieden werden, wie etwa Harnstoff, Kreatinin, Phosphat, Wasserstoffionen usw. mit schwerwiegenden medizinischen Folgen in Zusammenhang stehen, wenn zugelassen wird, daß sie sich über Normalwerte hinaus ansammeln.
Ein Maß für die Angemessenheit der Dialyse für den einzelnen Patienten während einer gegebenen Behandlung wird aus der folgenden Gleichung berechnet: KT/V ≤ 1,0
Dabei ist K die Harnstoffclearance des Dialyse-Prozesses in Millilitern (ml) von Blut, das pro Minute von Harnstoff gereinigt wird. V ist ein Ausdruck des Verteilungsvolumens von Harnstoff, das dem Gesamtvolumen des Körperwassers ungefähr gleich ist. T ist die Behandlungsdauer. K/V wird aus zwei Blutproben erhalten, von denen eine vor Beginn der Dialyse und eine am Ende der Dialyse entnommen wird. Bei Einführung von K/V und T in die obige Gleichung kann der Grad der Angemessenheit des Dialyse-Prozesses bestimmt werden.
In dem Bemühen, den Wirkungsgrad der Hämodialyse zu verbessern, wird der Hämodialyse-Prozeß von der Industrie ständig verfeinert. Die Leistung eines Hämodialysators (BUN-Clearance) kann von verschiedenen Faktoren beeinflußt werden, die mit dem vaskulären Zugang des Patienten zusammenhängen, wie etwa: dem Grad der Zugangsrezirkulation, der Herz-Lungen-Rezirkulation, dem Zugangsdurchfluß und dem Saugdruck, der von der Blutpumpe des Hämodialyseabgabesystems entwickelt wird, wenn sie Blut in den extrakorporalen Kreislauf zieht.
Siehe Collins, D., et. al., Fistula dysfunction: Effect on rapid hemodialysis, Kidney International, 41: 1292–1296 (1992); Daniel, I. D., G. M. Berlyne and R. H. Barth, Blood flow rate and access recirculation in hemodialysis, The International Journal of Artificial Organs, 15(8): 470–474 (1992); Schneditz, D., et al. Cardiopulmonary Recirculation During Dialysis Mathematical Analysis, Measurements and Effects on Computation of Urea Distribution Volume and Access Recirculation in Evolving DiaIysis Advances in Technology, 1992, Beth Israel Medical Center, New York (1992); und Schmidt, D., et al., Inaccurate Blood Flow Rate During Rated Hemodialysis, American Journal of Kidney Diseases, XVII(1): 34–37 (1991). Paramater, die varriiert werden können, um eine angemessene Dialyse zu erzielen, weisen auf: die Blutströmungsrate, die Dialyselösungsdurchflußrate, die Kompetenz und Temperatur des Dialysators.
Viele in der Industrie haben, unter anderen Parametern, die Auswirkungen der Blutströmungsrate auf die Leistung eines Hämodialysators untersucht. Im allgemeinen gilt, daß die Clearance mit zunehmendem Blutdurchfluß zunimmt. Das Erhöhen der Blutströmungsrate erhöht die Dialysator-Clearance von gelösten Stoffen mit geringem Molekulargewicht, und höhere Blutströmungsraten werden immer umfangreicher angewandt, um den Wirkungsgrad der Dialyse zu verbessern.
Bei Bedingungen, wie etwa der Zugangsrezirkulation, kann ein zunehmender Blutdurchfluß, jedoch tatsächlich die Clearance verringern. Siehe Collins, A., et al., Recirculation and effective clearances, in Am. Soc. of Nephrology; 20th Annual Meeting, Washington, D. C. (1987).
Der höhere Rezirkulationsgrad, der bei höheren Blutströmungsraten eintritt, kann die erhöhte Clearance, die bei höheren Blutströmungsraten erhalten wird, neutralisieren oder umkehren. Eine Rezirkulation von Blut während der Dialyse tritt ein, wenn der Blutdurchfluß durch die AV-Fistel in Relation zu dem Blutpumpendurchfluß ungenügend ist. Diese Rezirkulation kann entweder auf venöse Stenose oder auf Pumpendurchflußraten zurückzuführen sein, die höher als der Zugangsdurchfluß sind.
Eine Rezirkulation verringert die Clearance von gelösten Stoffen, was zu unrulänglicher Dialyse mit den schädlichen Auswirkungen kurzer und potentiell langer Dauer auf die Gesundheit des Patienten führt. Nester et al. "A New Technique for Determining Recirculation in the ESRD Patient", Nephrology News and Issues, Seiten 44–45 (Juni 1993).
Die EP-A-0 532 433 beschreibt eine künstliche Niere zur Hämodialyse, die folgendes aufweist: eine Einrichtung zum Messen der Konzentration von mindestens einer Substanz in einer frischen und gebrauchten Dialyselösung und eine Einrichtung zum Bestimmen eines Merkmals des Blutes aus dem an der Dialyselösung gemessenen entsprechenden Merkmal, das dann genutzt wird, um einen Parameter zu variieren, der den Wirkungsgrad der Dialyse während der Dialysebehandlung beeinflußt.
Die EP-A-0 272 414 beschreibt eine Hämodialysevorrichtung, die folgendes aufweist: einen Dialysator, eine Einrichtung zum Messen der Leitfähigkeit der Dialyselösung an der Aufstromseite und Abstromseite des Dialysators und eine Einrichtung zum Messen der Leitfähigkeit des Blutes an der Aufstromseite des Dialysators.
Die gewonnenen Leitfähigkeitsmessungen werden dazu genutzt, die Änderungen in der Leitfähigkeit von Plasma und Blut zu bestimmen, die wiederum dazu genutzt wird, den Hämatokrit während der Dialyse und die Änderung des intravaskulären Blutvolumens zu berechnen.
Die DE-A-2 825 134 beschreibt einen Hämodialyse-Prozeß, der die Betriebsparameter des Prozesses auf der Basis von Analysen des Blutes bestimmt, die vor dem Prozeß und während des Prozesses vorgenommen werden.
Die DE-A-2 624 384 beschreibt ein Verfahren zum Bestimmen der Konzentration von Harnstoff in dem Blut eines Nierenpatienten, der mit Hämodialyse behandelt wird. Das Verfahren umfaßt die Entnahme einer Probe der Dialyselösung, die durch den Dialysator fließt, und die Bestimmung der Konzentration von Harnstoff in dieser Lösung. Diese wird dann in eine Blutkonzentration umgewandelt. Das Verfahren ermöglicht es, eine Dialysebehandlung zu überwachen und zu regulieren.
Die Zugangsrezirkulation des Blutdurchflusses wird normalerweise aufgrund von drei gleichzeitigen Messungen von Blutharnstoff-Stickstoff (BUN) geschätzt. Blutproben werden aus der Dialysatorzulaufleitung, der Dialysatorablaufleitung und der systemischen Probe entnommen. Dieses Verfahren leidet hinsichtlich der echten systemischen Blutprobe wegen der Sammelstelle und wegen Laborfehlern bei der BUN-Messung unter Genauigkeitsproblemen.
Die BUN-Technik zur Bestimmung der Rezirkulation hat ferner verschiedene Nachteile: Entnahme von Blut von anämischen Patienten; zusätzliche Gefährdung von medizinischem Personal durch Blutprodukte; zusätzliche Kosten für die BUN-Bestimmungen; und das Fehlen einer sofortigen Bestimmung der Rezirkulation. Siehe Hester et al. supra.
Angesichts dieser Probleme besteht ein Bedarf für ein System, das nicht nur die verschiedenen Faktoren überwacht, die eine BUN-Clearance beeinflussen, sondern auch die optimalen Betriebsbedingungen bestimmt, damit die höchste Clearance des ganzen Körpers erzielt wird. Zur Zeit gibt es kein einfaches Verfahren, das die verschiedenen die BUN-Clearance beeinflussenden Faktoren erklärt, obwohl wiederholte Blutentnahmen vor und nach dem Dialysator bei verschiedenen Blutströmungsraten die gewünschte Information durchaus liefern könnten. Daher wäre die Bereitstellung eines nichtinvasiven, Online-Überwachungssystems erwünscht, das die optimalen Parametereinstellungen bestimmt.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung gibt ein System an, um eine hohe dialytische Reinigung bzw. Clearance des ganzen Körpers in einem Dialysesystem zu erreichen. Die Erfindung detektiert bestimmte Parametereinstellungen eines Hämodialyseabgabesystems, bei denen keine weitere Zunahme der BUN-Clearance eintritt, so daß dadurch die Einstellungen von bestimmten Parametern bestimmt werden, die die höchste Clearance des ganzen Körpers ergeben.
Das System zum Erreichen der höchsten dialytischen Clearance des ganzen Körpers in einem Dialyse-Prozeß weist eine Einrichtung auf, um während eines Teils eines Dialyselaufes einen Parameter zu variieren, der den Wirkungsgrad der Dialyse beeinflußt. Außerdem weist das System eine Einrichtung auf, um eine Metabolitenkonzentration in einem ausströmenden Dialysat zu messen. Das System weist ferner eine Einrichtung auf, um ein Profil der Metabolitenkonzentration als Funktion des variierten Parameters zu erstellen. Außerdem weist das System eine Einrichtung zum Korrelieren der Messungen der Metabolitenkonzentration auf, um die optimale Parametereinstellungen zu bestimmen, die eine maximale Metabolitenkonzentration liefern.
Bei einer Ausführungsform ist der Metabolit, der gemessen wird, Harnstoff.
Bei einer anderen Ausführungsform ist der Parameter, der variiert wird, die Blutströmungsrate. Die Blutströmungsrate kann in bestimmten Inkrementen variiert werden (beispielsweise 50 ml/min).
Bei einer weiteren Ausführungsform weist das System der vorliegenden Erfindung ferner eine Einrichtung zum Speichern einer optimalen Parametereinstellung auf, die der maximalen Metabolitenkonzentration zugeordnet ist.
Ein Vorteil der vorliegenden Erfindung ist, daß das System ein Online-Verfahren zum Bestimmen des optimalen Blutdurchflusses angibt, um die höchste Clearance in einem Dialysat zu erreichen.
Außerdem ist es ein Vorteil der vorliegenden Erfindung, daß keine Blutproben benötigt werden, um den Blutdurchfluß zu ermitteln, der der höchsten Clearance zugeordnet ist.
Ein anderer Vorteil der vorliegenden Erfindung ist, daß die Probendaten rasch analysiert werden und nicht zur Analyse an ein Laboratorium geschickt werden müssen.
Ein weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung ist, daß sie die Pflegedauer effektiv verkürzt.
Noch ein weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung ist, daß sie das Erfordernis steriler Einmaleinrichtungen eliminiert.
Ein weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung ist, daß sie sich mit den Themen befaßt, die mit der Rezirkulation zusammenhängen, ohne daß das Messen der Rezirkulation per se erforderlich ist.
Weitere Merkmale und Vorteile der vorliegenden Erfindung sind in der genauen Beschreibung der zur Zeit bevorzugten Ausführungsformen und den Zeichnungen erläutert und ergeben sich daraus.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
1 ist ein Blockbild einer Ausführungsform des Hämodialyse-Überwachungssystems der vorliegenden Erfindung.
2 ist eine schematische Ansicht einer Ausführungsform eines Bereichs des Hämodialyse-Überwachungssystems von 1.
3 ist ein teilweises Blockbild und Schema der Fluidfunktionen eines Bereichs des Hämodialyse-Überwachungssystems von 1.
4 zeigt ein Flußdiagramm für den Betrieb der vorliegenden Erfindung, um die höchste dialytische Clearance des ganzen Körpers in einem Dialysesystem zu erreichen.
5 zeigt den Dialysat-DUN-Spiegel als Funktion des Dialysator-Blutdurchflusses und des Zeitablaufs in Minuten seit dem Beginn der Dialyse in einem simulierten Zugang (zwei Nadeln in einem Latexkautschukschlauch angeordnet), dessen Durchflußrate auf 200 ml/min festgelegt ist; die DUN-Spitzen, die der Zugangsdurchflußrate am nächsten sind.
6 zeigt den DUN-Spiegel als Funktion des Dialysator-Blutdurchflusses für einen echten Patienten zu Beginn eines Dialyselaufes. Der optimale Blutdurchfluß wäre 400 ml/min.
7 zeigt, wie serielle Änderungen des optimalen Blutdurchflusses potentiell dazu genutzt werden könnten, das Erfordernis einer Zugangskorrektur zu beurteilen.
GENAUE BESCHREIBUNG DER ZUR ZEIT BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
Die vorliegende Erfindung betrifft allgemein die Überwachung von Hämodialysesystemen. Insbesondere gibt die vorliegende Erfindung ein System an, um die höchste dialytische Clearance des ganzen Körpers in einem Dialysesystem zu erhalten. Zu diesem Zweck bestimmt die vorliegende Erfindung optimale Parametereinstellungen in einem Dialysesystem, die die höchste dialytische Clearance des ganzen Körpers ergeben.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform bestimmt die vorliegende Erfindung die optimale Blutpumpeneinstellung, um die höchste dialytische Clearance zu erreichen, so daß dadurch das Erfordernis, die Rezirkulationmenge für die Blutpumpeneinstellung festzustellen, eliminiert wird.
Gemäß 1 ist eine Ausführungsform eines Hämodialyse-Überwachungssystems der vorliegenden Erfindung allgemein mit 10 bezeichnet. Der Monitor 10 weist einen Prozessor 12 auf. Der Prozessor 12 variiert die gewählten Parameter schrittweise in definierten Inkrementen. Der Prozessor 12 ist über eine Leitung 14 mit einem Eingabemodul 16 verbunden.
Bei der bevorzugten Ausführungsform kann das Modul 16 ein Harnstoffsensor oder ein geeigneter Sensor zum Erfassen eines anderen Moleküls oder Bestandteils sein, der zu entfernen ist. Das Modul 16 verbindet das Dialysatprobenvolu men über eine Leitung 18 mit einem Sensor 20. Der Sensor 20 erzeugt ein Signal, das zu der überwachten Bestandteilskonzentration proportional ist, und koppelt dieses Signal über eine Leitung 22 mit einem Bestandteilsignalanalysator 24.
Der Prozessor 12 kann jeder geeignete Prozessor sein, der einen gewählten Parameter in definierten Inkrementen schrittweise variiert. Bei einer Ausführungsform ist der zu variierende Parameter die Blutströmungsrate. Der Prozessor 12 kann beispielsweise die Blutströmungsrate in Inkrementen von 50 ml/min schrittweise erhöhen.
Das Modul 16 kann jeder Typ von Probenahmeeinrichtung sein, die bevorzugt permanent mit der Dialysatablaufleitung (nicht gezeigt) verbunden ist. Ein bevorzugtes Eingabemodul 16 ist in der internationalen Patentanmeldung mit der Veröffentlichungs-Nr. WO-94/09351 mit dem Titel FLUID SAMPLING MODULE offenbart und beschrieben.
Der Harnstoffsensor 20 kann ein Sensor gemäß der Beschreibung in dem US-Patent Nr. 4 686 479 mit dem Titel APPARATUS AND CONTROL KIT FOR ANALYZING BLOOD SAMPLE VALUES INCLUDING HEMATOCRIT sein. Der Fluidsignalanalysator 24 kann ein Signalanalysator gemäß der Beschreibung in der internationalen Patentanmeldung mit der Veröffentlichungs-Nr. WO-94/08641 mit dem Titel HEMODIALYSIS MONITORING SYSTEM FOR HEMODIALYSIS MACHINES sein.
Die Flüssigkeitsprobe wird mit einem Harnstoffsensor in Kontakt gebracht, der eine Ureaseschicht aufweist, die einer Elektrode zugeordnet ist, die so ausgebildet ist, daß sie in Abhängigkeit von Ammoniumionen ein Ausgangssignal erzeugt. Die Ureaseschicht wandelt einen Bereich des Harnstoffs in der Probe in Ammoniumionen um, und die Ionen gelangen mit der Elektrode in Kontakt, um ein Ausgangssignal zu erzeugen, das mit der Harnstoffkonzentration in der Probe in Beziehung steht.
Der Sensor 20 ist hier beispielhaft als Harnstoffsensor beschrieben. Es gibt andere Vorgehensweisen zur Harnstofferfassung, und jeder Harnstoffsensor, der die Harnstoffkonzentration in der Dialysatablaufleitung messen kann, kann zu diesem Zweck verwendet werden. Die Erfindung ist daher nicht für einen speziellen Typ von Harnstoffsensor spezifisch. Harnstoff ist jedoch nur einer von einer Reihe von im allgemeinen mit Urämie im Blut eines Patienten in Verbindung gebrachten nachweisbaren Bestandteilen, der als Marken oder Maß der Wirksamkeit der Hämodialysebehandlung, d. h. der Entfernung von Toxinen, dienen kann.
Solche anderen Bestandteile sind beispielsweise Kreatinin, Harnsäure, Phosphat, Calcium, Natriumkalium, Glucose und Beta-2-Mikroglobulin. Andere Typen von Sensoren, die den erforderlichen Fluidbestandteil (die erforderlichen Fluidbestandteile) direkt oder indirekt erfassen, können ebenfalls in dem Hämodialyse-Überwachungssystem der vorliegenden Erfindung verwendet werden.
Es gibt ferner auch andere Vorgehensweisen für die Durchflußkonfiguration des Harnstoffsensors. Die direkteste Konfiguration ist das Anordnen des Harnstoffsensors in dem Dialysatablaufstrom. Eine andere direkte Konfiguration ist, das Probenvolumen aus dem Fluidstrom zu entnehmen und das Probenvolumen an dem Sensor vorbei strömen zu lassen. Andere Konfigurationen könnten folgendes aufweisen:

1. Das Anordnen des Sensors in dem frischen zulaufendem Dialysatstrom, an der Aufstromseite des Sensors in einem Strömungsinjiziermodus, während ablaufendes Dialysat zugefördert wird.
2. Das Fördern von zulaufenden und ablaufenden Strömen in den für die Verdünnung in den gewünschten Anteilen an dem Harnstoffsensor vorbei.
3. Ein Strömungsinjektionsschema, bei dem ein als Träger dienender Pufferstrom an dem Harnstoffsensor vorbei gefördert wird, während ablaufendes Dialysat in diesen Pufferstrom injiziert wird.

Eine Harnstoffeingabe-/Sensormodul-Ausführungsform des Harnstoffeingabemoduls 16 und des Harnstoffsensors 20 des Hämodialyse-Überwachungssystems 10 der vorliegenden Erfindung ist in 2 allgemein mit 30 bezeichnet. Das Modul 30 weist eine Probenöffnung 32 auf, die bevorzugt einen Teil einer Abfluß- oder Dialysatablaufleitung 34 bildet. Das Modul 30 ist über eine Verbindungsstelle 36, die mit einer Probenahmeleitung 38 gekoppelt ist, mit der Dialysatablaufleitung 34 verbunden.
Das Modul 30 nimmt eine Probe des ablaufenden Dialysats, indem es eine selbstverschließende peristaltische oder Rollenpumpe 40 aktiviert. Die Leitung 38 ist mit einer Verbindungsstelle 42 und einem normalerweise geschlossenen Ventil 44 verbunden. Die Verbindungsstelle 42 ist ferner mit einer Leitung 46 verbunden, die eine Speicherrohrschlange 48 aufweist.
Die Speicherrohrschlange 48 wird zunächst mit dem ablaufenden Dialysat gefüllt, wobei das überschüssige ablaufende Dialysat weiterhin durch die Leitung 46 zu einem Separator 50 strömt. Der Separator 50 weist einen Luftspalt auf, der einen Rückstau des ablaufenden Dialysats verhindert und ferner einen elektrischen Kurzschluß durch die Leitung 52 verhindert.
Sobald die Speicherrohrschlage 48 gefüllt ist, wird die Pumpe 40 angehalten, so daß die Leitung 38 von der Verbindungsstelle 36 geschlossen wird. Das Ventil 44 wird dann geöffnet, so daß das Probendialysat durch das Ventil in eine Leitung 54 und dann zu dem Harnstoffsensor 20 und an diesem vorbei strömen kann. Eine Probenpumpe 56, die zwischen dem Harnstoffsensor 20 und dem Ablaufseparator 50 durch eine Leitung 58 angeschlossen ist, bewirkt, daß das Probendialysat strömt.
Für jede Messung wird Probendialysat bevorzugt in den Harnstoffsensor 20 eingegeben und mehrere Male durch den Separator 50 gespült, um einen guten Probenwert zu gewährleisten. Gleichzeitig wird das Probendialysat durch den Harnstoffsensor 20 gefördert, ein Referenzfluid von einer Quelle 60 wird über eine Leitung 62 und eine zweite Pumpe 64 ebenfalls in den Harnstoffsensor 20 gefördert. Die zweite Pumpe 64 kann bevorzugt ein zweiter Rollenkopf an der Probenpumpe 56 sein, könnte jedoch auch eine zweite Pumpe sein, die so angeschlossen ist, daß sie zur gleichen Zeit wie die Probenpumpe 56 in Betrieb ist.
Wie im einzelnen in dem US-Patent Nr. 4 686 479 gezeigt ist, weist der Harnstoffsensor 20 einen Luftdetektor 66 auf, um zu bestimmen, ob das Probendialysat in dem Harnstoffsensor 20 anwesend ist. Der Sensor 20 verwendet eine Elektrode 68 mit einer Membran (nicht gezeigt), die für Ammonium spezifisch ist. Die Elektrode 68 erfaßt Dialysat-Harnstoffstickstoff (DUN), der mit einer Referenzelektrode 70 verglichen wird. Das von dem Sensor 20 erzeugte Signal wird dann mit dem Signalanalysator 24 gekoppelt.
Zu Beginn der Hämodialysebehandlung eines Patienten und auf Wunsch periodisch werden sowohl ein niedriges Referenznormal als auch ein hohes Referenznormal an dem Modul 30 gefahren, um das Modul 30 zu kalibrieren. Um das Modul 30 mit dem niedrigen Normal zu kalibrieren, bleibt das Ventil 44 geschlossen, und ein Ventil 72 wird geöffnet, um es zu ermöglichen, daß die zweite Pumpe 64 über eine Leitung 76 das Fluid mit niedrigem Normal aus einer Quelle 74 ansaugt. Der Harnstoffsensor 14 mißt das niedrige Normal, das mit einem erwarteten Wertebereich verglichen wird, um sicherzustellen, daß der Harnstoffsensor 20 richtig kalibriert wird. Das niedrige Normal kann auch dazu dienen, die Integrität des Systems während der Behandlung zu prüfen.
Ein ähnlicher Betrieb erfolgt mit einem hohen Referenznormal. Um eine Prüfung mit einem hohem Normal durchzuführen, werden sämtliche Ventile mit Ausnahme eines Hochnormal-Ventils 78 geschlossen. Das offene Ventil 78 ermöglicht es, daß die zweite Pumpe 64 über eine Leitung 82 ein Fluid mit hohem Normal aus einer Quelle 80 ansaugt. Das Fluid mit hohem Normal wird in dem Harnstoffsensor 20 gemessen und mit einem erwarteten Wertebereich verglichen, um sicherzustellen, daß der Harnstoffsensor in einem hohen Normalbereich ebenfalls richtig arbeitet.
Am Ende des Prüfzyklus mit niedrigem Normal schließt das Modul 30 die Ventile 44, 72 und 78 und öffnet für eine Zeitdauer ein Luftventil 84, das es ermöglicht, daß die Probenpumpe 64 durch das Ventil 84, den Harnstoffsensor 20 und die Ablaufleitung 52 Luft in eine Leitung 86 ansaugt. Dieses Luftsegment zwischen jedem Fluidsegment trägt dazu bei, sicherzustellen, daß der Harnstoffsensor 20 und die Leitungen 54 und 58 sauber und frei von jeder erheblichen Restfluidmenge sind.
Gemäß 3 ist eine schematische Ausführungsform eines Eingabe-/Sensor-/Analysatormoduls des Überwachungssystems 10 der vorliegenden Erfindung allgemein mit 90 bezeichnet. Es ist schematisch gezeigt, daß das System 90 einen intrazellulären Raum (ICW) 92 und einen extrazellulären Raum (ECW) 94 aufweist, die für Körperpools in einem Hämodialysepatienten repräsentativ sind.
Die kinetischen Hämodialyseparameter in dem System 90 werden aus dem erschöpften Dialysat eines Patienten berechnet, der sich einer typischen Dialysebehandlung unterzieht. Der Harnstoff wird in der Leber erzeugt, die nach der Darstellung ein Bereich des ECW 94 ist.
Ein Teil des Harnstoffs kann von den Nieren des Patienten ausgeschieden werden, wenn eine restliche Nierenfunktion vorliegt, wie durch einen Pfeil 96 angedeutet ist. Der größte Teil des Harnstoffs wird jedoch durch die Hämodialysebehandlung nach dem ersten Kontakt mit dem Blut 98 in dem ECW 94 entfernt, wie durch einen Pfeil 100 angedeutet ist. Harnstoff tritt auch aus dem ICW 92 in den ECW 94 ein, wie durch einen Pfeil 102 angaedeutet ist.
Das Blut wird während der Hämodialysebehandlung entfernt, indem man es durch eine Leitung 104 in eine Dialysepatrone 106 strömen läßt. Die Dialysepatrone 106 weist eine schematisch dargestellte Dialysatormembran 108 auf, über die Harnstoff in das Dialysat diffundiert. Ein Probenvolumen des Dialyseablaufs wird durch die Leitung 38 entfernt und dann von dem Harnstoffsensor 14 erfaßt, wie es vorstehend beschrieben ist. Das Blut kehrt über eine Leitung 110 in den Patienten zurück.
Im Betrieb kann das System gemäß dem Flußdiagramm in 4 arbeiten. Nur zu Zwecken der Erläuterung zeigt das Flußdiagramm im einzelnen das Variieren der Blutströmungsrate, um die optimale Blutströmungsrate zu bestimmen, die die höchste Clearance des ganzen Körpers ergibt.
Selbstverständlich ist für den Fachmann ersichtlich, daß die gleiche Methodik gemäß der vorliegenden Erfindung auch dazu dienen kann, andere Parameter eines Dialysesystems zu optimieren. Solche anderen Parameter, die den Wirkungsgrad der Dialyse beeinflussen, sind beispielsweise die Dialyselösungsdurchflußrate und -temperatur.
Gemäß 4 Bezug kann das System 10 zunächst bei 100 gestartet werden. Das System 10 stellt anfangs die Blutpumpe auf einen niedrigen Einstellwert ein (in Schritt 110) und mißt dann die Metabolitenkonzentration (in Schritt 120). Bei einer Ausführungsform ist der Metabolit Harnstoff. Wie vorstehend erläutert, können optimale Einstellungen für andere Parameter als die Blutströmungsrate nach der vorliegenden Erfindung analysiert werden. Die anfängliche Einstellung (Schritt 110) hängt selbstverständlich von dem Parameter ab, der analysiert wird.
Nach dem Messen der Metabolitenkonzentration erhöht das System die Blutpumpeneinstellung inkrementell in Schritt 130. Bei einer Ausführungsform wird die Blutpumpeneinstellung in bestimmten (beispielsweise 50 ml/min) Inkrementen erhöht. In Schritt 140 wird dann die Metabolitenkonzentration gemessen.
In Schritt 150 bestimmt das System 10, ob die gemessene Konzentration von Schritt 140 die maximale Metabolitenkonzentration ist. Dies erfolgt durch Vergleich der aktuellen Konzentration mit der vorhergehenden Konzentration. Wenn die aktuelle Konzentration um eine bestimmte Menge (beispielsweise 1,0 mg/dl) niedriger als die vorhergehende Konzentration ist, dann ist die vorhergehende Konzentration die maximale Konzentration. Wenn die gemessene Konzentration von Schritt 140 nicht die maximale Konzentration ist, erhöht (Schritt 130) das System 10 die Blutpumpeneinstellung erneut um das bestimmte Inkrement (beispielsweise 50 ml/min).
Dann wird der Metabolit wieder gemessen und mit der vorhergehenden Messung verglichen, bis die maximale Konzentration erreicht ist. Gleichermaßen kann der Blutdurchfluß auf ein anfängliches Maximum eingestellt werden; die Metabolitenkonzentration kann bestimmt werden, und dann kann die Blutpumpeneinstellung um ein bestimmtes Dekrement verringert werden, wobei die Metabolitenmessung wiederholt wird, bis die maximale Konzentration erhalten wird.
Wenn die maximale Konzentration erhalten worden ist, wird die der maximalen Metabolitenkonzentration zugehörige Strömung bestimmt (Schritt 155). Es gibt mehrere Möglichkeiten, diese Bestimmung auszuführen. Beispielsweise kann die maximale Strömung einfach die Blutpumpeneinstellung sein, die die maximale Konzentration liefert. Bei einer anderen Ausführungsform kann eine nichtlineare Kurve durch die Methode der kleinsten Quadrate an die Konzentrationsströmungsdaten (beispielsweise eine Parabel zweiten Grades) angepaßt werden und die Ableitung der Kurve genommen werden.
Die maximale Strömung ist dann die Strömung an dem Punkt, an dem die Ableitung der Konzentrationsströmungskurve Null ist. Diese Vorgehensweise vermeidet Probleme, die durch die Abwesenheit von kontinuierlichen Daten eingeführt werden, und nutzt die endlich vielen Proben besser.
5 zeigt das Ergebnis dieses Prozesses bei einem simulierten Zugang, der gebildet wurde, indem zwei 15-Gauge-Nadeln durch die Wand eines Latexschlauchs geführt wurden, in dem Harnstoff enthaltendes Fluid mit 200 ml/min in einen und aus einem 40-Liter-Behälter durch einen Dialysator zirkuliert wurde. Jede Kurve, die bei dem Dialyse-Prozeß zu einem jeweils anderen Zeitpunkt erzeugt wurde, hat einen Verlauf, der dem Spitzen-DUN-Spiegel bei ungefähr 200 ml/min, der der Zugangsströmung entspricht, ähnlich ist. 6 zeigt eine ähnliche Auswirkung bei einem echten Patienten, wobei die maximale Strömungsrate offenbar ungefähr 400 ml/min ist.
Jede dieser optimalen Strömungsraten wird von der Einrichtung gespeichert. Wenn viele derartige Strömungsraten für verschiedene Läufe an demselben Patienten erhalten werden, können sie verglichen werden, wie 7 zeigt. (Daten in dieser Figur sind simuliert.) Wenn die optimale Strömungsrate in Bezug auf die anfängliche Grundlinie (ungefähr 500 ml/min in dem Beispiel) erheblich abnimmt, zeigt dies die Notwendigkeit an, die Korrektur des Zugangs zu untersuchen, da an einer der Anastomosen ein Einwachsen von Gewebe vorliegen kann.
Das Betreiben des Systems 10 mit der optimalen Blutströmungsrate ergibt wiederum die höchste BUN-Clearance. Der Wirkungsgrad der Harnstoffentfernung (BUN-Clearance) durch einen Hämodialysator ist eine Funktion der Konzentration von einströmendem Blut, der Blut- und Dialysatströmungsraten und des Stoffübergangsflächenkoeffizienten des Dialysators.
Die BUN-Clearance (K) kann unter Anwendung der folgenden Berechnung quantifiziert werden: Strömungsrate (QDo) des ablaufenden Dialysats, multipliziert mit der Harnstoffkonzentration (CDo) im ablaufenden Dialysat, dividiert durch die Harnstoffkonzentration (CBi) im zulaufenden Blut. Im Gleichungsformat gilt dann: K = CDo*QDo/Cbi
Bei konstanten Werten von QDo und CBi, ist CDo von K abhängig, das wiederum von dem Blutdurchfluß abhängt.
Wenn die Einstellung der Blutströmungsrate an dem Hämodialyseabgabesystem schrittweise erhöht wird und Schnellmessungen von CDo bei jeder Einstellung durchgeführt werden, wird die maximale BUN-Clearance ungefähr bei der Einstellung erreicht, bei der CDo ein Maximum erreicht. Da angenommen wird, daß die BUN-Konzentration des Blutes im Körper des Patienten konstant ist, müssen Messungen der Harnstoffkonzentration im ablaufenden Dialysat rasch ausgeführt werden.
Alternativ sollten die Messungen an einem Punkt in dem Dialyse-Prozeß erfolgen, an dem die Änderungsrate relativ langsam ist (d. h. gegen Ende der Dialyse). Die vorliegende Erfindung führt diese Vorgehensweise effektiv aus und bestimmt infolgedessen die optimalen Einstellungen, um die maximale BUN-Clearance zu erzielen.
Das System 10 der vorliegenden Erfindung befaßt sich effektiv mit den Gründen, weshalb die Rezirkulation allgemein gemessen wird, ohne die Rezirkulation tatsächlich zu messen. Die vorliegende Erfindung befaßt sich nämlich mit dem Erfordernis: (1) die Abnahme des Wirkungsgrads der Dialyse bei der Standard-Blutpumpeneinstellung des Patienten zu quantifizieren, wobei die Einstellung nach oben korrigiert wird, wenn die Rezirkulation niedrig ist, oder nach unten korrigiert wird, wenn die Rezirkulation hoch ist, und (2) die Notwendigkeit einer möglichen Zugangskorrektur zu bestimmen, wenn die Rezirkulation über die Zeit zunimmt. Das Erreichen der optimalen Blutpumpeneinstellung nach der vorliegenden Erfindung eliminiert die Notwendigkeit, die Rezirkulationsmenge zum Zweck der Blutpumpeneinstellung direkt zu bewerten.

Claims

System, um die höchste dialytische Reinigung des ganzen Körpers bei einem Dialyse-Prozess zu erreichen, das folgendes aufweist: – eine Einrichtung, um während eines Teils des Dialyselaufes einen Parameter zu variieren, der die Effizienz der Dialyse beeinflußt; – eine Einrichtung, um die Metabolitenkonzentration in einem ausströmenden Dialysat zu messen; – eine Einrichtung, die dazu ausgelegt ist, ein Profil der Metabolitenkonzentration als Funktion des variierten Parameters zu erstellen; und – eine Einrichtung, die dazu ausgelegt ist, die Messungen der Metaboliten-konzentration zu vergleichen, um eine optimale Parametereinstellung zu bestimmen, die eine maximale Metabolitenkonzentration liefert.
System nach Anspruch 1, wobei der Parameter die Blutströmungsrate ist.
System nach Anspruch 1, wobei der Metabolit aus einer Gruppe ausgewählt ist, die aus Harnstoff, Kreatinin, Phosphat und Harnsäure besteht.
System nach Anspruch 2, das zusätzlich eine Einrichtung aufweist, um die Blutströmungsrate in bestimmten Inkrementen zu erhöhen.
System nach Anspruch 2, das zusätzlich eine Einrichtung aufweist, um die Blutströmungsrate in bestimmten Dekrementen zu verringern.
System nach Anspruch 1, das zusätzlich eine Einrichtung aufweist, um eine optimale Parametereinstellung zu speichern, die der maximalen Metabolitenkonzentration zugeordnet ist.