EP3727493A2 - Behandlungsaspekte zur reduzierung des kohlendioxidgehalts im blut - Google Patents

Behandlungsaspekte zur reduzierung des kohlendioxidgehalts im blut

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EP3727493A2
EP3727493A2 EP18833664.8A EP18833664A EP3727493A2 EP 3727493 A2 EP3727493 A2 EP 3727493A2 EP 18833664 A EP18833664 A EP 18833664A EP 3727493 A2 EP3727493 A2 EP 3727493A2
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
blood
treatment
buffer solution
line
carbon dioxide
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
EP18833664.8A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Petra Abel
Jürgen KLEWINGHAUS
Rolf Zander
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Fresenius Medical Care Deutschland GmbH
Original Assignee
Fresenius Medical Care Deutschland GmbH
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Filing date
Publication date
Application filed by Fresenius Medical Care Deutschland GmbH filed Critical Fresenius Medical Care Deutschland GmbH
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    • A61M2205/3331—Pressure; Flow

Definitions

  • the present invention relates to various aspects of a procedure for reducing carbon dioxide levels in the blood in the treatment of patients.
  • a first aspect of the present invention relates to a buffer solution for use in the reduction of carbon dioxide in the blood in the treatment of a patient suffering from pulmonary insufficiency or complete lung function failure, the fluid having a portion of the patient's blood that is extracorporeal Circulation is performed, is in gas exchange.
  • the first aspect of the invention further relates to a device for extracorporeal reduction of the carbon dioxide content in the blood using said buffer solution.
  • a second aspect of the invention relates to a system for extracorporeal blood treatment, also using the said buffer solution and the device, furthermore a treatment device for extracorporeal blood treatment comprising the aforementioned system.
  • a third aspect of the invention relates to a functional unit for performing an extracorporeal blood treatment, a blood guide device for interacting with the functional unit for performing an extracorporeal blood treatment using the aforementioned buffer solution, comprising a blood treatment element, wherein the blood treatment element is the above-mentioned device for extracorporeal reduction of the carbon dioxide content in the blood ,
  • the invention relates to a treatment system comprising the aforementioned device for extracorporeal reduction of the carbon dioxide content in the blood as well as an accounting device.
  • the invention relates to a treatment system comprising the aforementioned device for extracorporeal reduction of the carbon dioxide content in the blood and a means for reducing the pressure of the aforementioned buffer solution used in said treatment system.
  • the devices used today to support or completely replace the gas exchange function of the lungs are membrane oxygenators in which extracorporeally guided blood is separated by a membrane from the gas phase. Oxygen is provided for the saturation of the blood via this membrane and carbon dioxide is released from the blood into the gas phase.
  • the basic structure and the mode of operation of a membrane oxygenator are known from the prior art and explained in more detail, for example, in the patent EP 0 465 506 81.
  • extracorporeally guided blood or the phrase “extracorporeal blood circulation” in connection with the described prior art and the invention disclosed herein, denotes the proportion of the blood of a patient who wishes to reduce the blood supply Carbon dioxide content is in an extracorporeal circuit to allow there the gas exchange with an elimination medium.
  • microporous polypropylene fibers ie, PP, polypropylene hollow fibers
  • PMP polymethylpentene
  • EP 2 777 801 A2 describes a device for at least partially eliminating C0 2 from patient blood, in which a hollow fiber arrangement with an active fiber length through which both the gas and the blood flow is provided, wherein the quotient of active fiber length and minimum distance the blood passage through the hollow fiber assembly should not exceed a certain value.
  • the physiological normal values in the C0 2 reduction in the lung on the arterial side or the mixed-venous side are as follows: a) on the mixed-venous side:
  • the affinity of the elimination side elimination medium for the uptake of C0 2 is crucial.
  • the prevailing storage capacity is crucial.
  • the higher the capacity on the elimination side the lower the required flow for C0 2 removal.
  • the gases typically used as elimination medium in membrane oxygenators air or mixtures of air with oxygen, nitrogen or noble gases
  • the storage capacity is too low and must be compensated for by a high flow (high gas flow rate).
  • the disadvantage of using the known from the prior art membrane oxygenators in the elimination of carbon dioxide from the blood is thus that the devices are only an imperfect imitation of the human lung.
  • the blood layer is significantly thicker in membrane oxygenators and there is only about 2 to 10 m 2 large diffusion area available compared to the very large area of up to 120 m 2 in the lung.
  • the buffer A consists of at least one buffer substance, which has a pK value of
  • the buffer B consists of at least one buffer substance having a pK value of
  • a synthetic liquid is described as a blood substitute or as a solution for organ storage, said solution largely coincides with the electrolytic buffering properties of the blood. This is achieved by the solution containing at least one buffer with a pK value of about 7.9 and a buffer with a pK value of about 6.9.
  • the buffer solutions known from the prior art were at that time developed to optimally simulate the behavior of natural blood in terms of the ratio of the pH and the carbon dioxide partial pressure (pC0 2 ) of the blood. With the present invention, it can now be shown for the first time that these buffer solutions can also be used to advantage in a completely different context.
  • the buffer solution according to the invention can be used with great advantage for reducing the carbon dioxide content in the blood in the treatment of a patient suffering from pulmonary insufficiency or complete lung function failure when the buffer solution is in the blood of a patient that is passed through an extracorporeal circuit, is in gas exchange.
  • the reason for this is that it has been shown that the invention used buffer solution has a 6-fold higher affinity for the uptake of C0 2 compared to the gases usually used as elimination medium and a 1 1-fold higher affinity in this regard to water.
  • the new finding which forms the basis of the present invention, is in particular that the buffer solution used in the invention not only a very high C0 2 -Affintician (mi / i / mmHg) but also a very high transport capacity (ml / l ) for C0 2 offers.
  • the C0 2 transport capacity of the buffer solution used according to the invention may even exceed the transport capacity of natural blood.
  • the buffer solution at a given pH of 7.4 and a carbon dioxide partial pressure (pC0 2 ) of 40 mmHg transport 18.7% more C0 2 compared to natural blood.
  • the bicarbonate concentration is 20 mmol / l, composed of 24 mmol / l bicarbonate in the plasma and 15 mmol / l bicarbonate in the erythrocytes. If the free carbon dioxide concentration of 1.2 mmol / l is included, this results in a CO 2 transport of 475 ml / l in natural blood.
  • the buffer solution according to the invention by contrast, 564 ml / l can be achieved.
  • the buffer A according to the invention consists of at least one buffer substance having a pK value of 7.9 ⁇ 0.2 at a temperature of 37 ° C and the buffer B from at least one buffer substance and a pK value of 6.9 ⁇ 0.2 at a temperature of 37 ° C.
  • the pH is adjusted to the value of 8.285.
  • buffer combination is achieved by producing two components from a single buffer substance-for example, by a chemical reaction-which, when dissolved in water, exhibit pK values according to the invention.
  • multicomponent systems in which the buffer solution consists of more than two buffer substances.
  • An example of an embodiment for a multicomponent system containing three components comprises an additional third buffer substance whose pK value is in the middle between the pK values of the other two buffer substances.
  • the buffer solution may contain, in addition to the buffer A and the buffer belly, at least one buffer C and one buffer D, the buffer C and the buffer D each consisting of at least one buffer substance, their pK values at 37 ° C are substantially equidistant between the pK values 6.9 ⁇ 0.2 and 7.9 ⁇ 0.2.
  • the final buffer solution at a partial pressure of carbon dioxide of pC0 2 0.2 mmHg ⁇ 0.2 after titration to a pH in the range of 8.25 to 8.35.
  • the buffer solution preferably has a particularly large effective carbon dioxide affinity. More preferably, the effective carbon dioxide affinity is greater than that of natural blood. At a carbon dioxide partial pressure of 40 mmHg, the effective carbon dioxide affinity in certain embodiments is at least 10 mi / i / mmHg, preferably more than 15 mi / i / mmHg. In alternative embodiments, the effective carbon dioxide affinity at a pC0 2 of 10 mmHg is at least 20 mi / i / mmHg, preferably> 25 mi / i / mmHg, more preferably> 30 ml / l / mmHg. Preferred among these are the embodiments in which the pC0 2 of the buffer solution is in the range of 0 to 10 mm Hg.
  • the buffer solution preferably has a particularly large carbon dioxide transport capacity. More preferably, the effective carbon dioxide transport capacity is greater than that of natural blood.
  • An advantage of the buffer solution used according to the invention over natural blood is, in particular, that the buffer solution contains no erythrocytes, while blood for a given pC0 2 consists of C0 2 -rich plasma and C0 2 -poor erythrocytes.
  • the carbon dioxide transport capacity is at least 500 ml / l or more, and in alternative embodiments the carbon dioxide transport capacity at pC0 2 of 10 mmHg is at least 250 ml / l or more.
  • the pC0 2 of the buffer solution used in the invention is in certain embodiments at most 0.2 mmHg ⁇ 0.2 and thus is in the range of fractional concentration in the inspiratory air.
  • the buffer substances used in the buffer solution have suitable pK values.
  • the buffer solution must have a buffer A and a buffer B, the buffer A consisting of at least one buffer substance having a pK value of 7.9 ⁇ 0.2 at 37 ° C, and the buffer B of at least one buffer substance which has a pK value of 6.9 ⁇ 0.2 at 37 ° C.
  • the buffer substances used in the buffer solution according to the invention can be selected from the following: BICIN (N, N-bis (2-hydroxyethyl) glycine), BES (N, N-bis (2-hydroxyethyl) -2-aminoethanesulfonic acid), TAPS (N-tris (hydroxymethyl) methyl-3-aminopropanesulfonic acid), TRICIN (N-tris)
  • the buffer solution used contains the following constituents:
  • the buffer solution according to the invention described in the present application may be part of a device for extracorporeal reduction of the carbon dioxide content in the blood as an elimination medium. Accordingly, the present invention also includes a device having a first delimited area for receiving extracorporeal blood, and a second delimited area for receiving the buffer solution of the invention, wherein the first and second areas in a contact zone are adjacent to one another only by a membrane , via which a gas exchange can take place between the blood and the buffer solution, are separated from one another.
  • the first delimited area for receiving the extracorporeal blood has an inlet opening and an outlet opening for the blood and is arranged so that the blood from the inlet opening to the outlet opening in a first flow direction can flow through.
  • the second restricted area for receiving the buffer solution in this embodiment has an inlet port and an outlet port for the buffer solution, and is configured so that the buffer solution can flow through the area from the inlet port to the outlet port in a second flow direction.
  • the flow directions in the individual regions are aligned so that the first flow direction of the first region and the second flow direction of the second region are opposite to each other.
  • the device according to the invention has an exchange surface, via which the gas exchange can take place in the contact zone through the membrane.
  • the exchange surface extends over at least 0.3 m 2 , in particular at least 0.6 m 2 , in particular at least 1 m 2 , preferably at least 2 m 2 .
  • the exchange area extends over at most 5 m 2 , preferably at most 3 m 2 .
  • the exchange surface is a gas-permeable membrane, as known from the prior art.
  • PP polypropylene
  • PMP diffusive fluff fibers
  • These flea fibers may be arranged in parallel-aligned mats and optionally, the hollow fiber arrangement may have a cylindrical shape or approximately a cuboid shape.
  • the device according to the invention is characterized in that the membrane, via which the gas exchange takes place, polysulfone and optionally polyvinylpyrrolidone.
  • polysulfone is understood in the context of the present invention as a generic term of polymers, which are characterized in that they have sulfone groups in the polymer chain.
  • PSU polysulfone
  • PES polyethersulfone
  • the device according to the invention is characterized in that the membrane which separates the first delimited area and the second delimited area is formed from a plurality of hollow fibers.
  • the term "hollow fiber” is understood to mean a hollow fiber which consists of a membrane material.
  • Corresponding hollow fibers in particular hollow fibers which comprise polysulfone and polyvinylpyrrolidone, are known to the person skilled in the art in the field of therapeutic extracorporeal blood treatment.
  • the arrangement of the hollow fibers is such that a membrane of the hollow fibers (also referred to as "hollow fiber membrane”) is formed, which separate a first and a second region from each other.
  • hollow fiber membrane filters filters based on such hollow fiber membranes (also referred to as “hollow fiber membrane filters”).
  • the end regions of such hollow-fiber membranes in a hollow-fiber membrane filter are fixed in the hollow-fiber membrane filter via a potting compound.
  • the hollow-fiber membranes are open at the ends, so that the interior of the hollow fibers and the space between the hollow fibers in the hollow-fiber membrane filter form a first and a second delimited area, the first delimited area being accessible to blood and correspondingly the second delimited area for the invention Buffer solution is accessible.
  • device is understood to mean a blood treatment device which serves as a gas exchange device for extracorporeal blood treatment, especially for the gas exchange of C0 2 , to effect the reduction of the carbon dioxide content in extracorporeally treated blood .
  • a membrane based on silicone-coated hollow fibers is used which comprises polysulfone and optionally polyvinylpyrrolidone.
  • Such a hollow fiber membrane is described in DE10034098.
  • the advantage of using such a hollow fiber membrane for the extracorporeal treatment of blood to reduce the carbon dioxide content is the fact that silicone has a higher CCV permeability than alternative polymers that can be used for the formation of hollow fiber membranes.
  • the inner and / or the outer surface of the hollow fibers may be coated with silicone.
  • the flow rate at which the blood flows through the first defined area is ideally at most 20% by volume, in particular ideally at most 15% by volume, of the cardiac output of the patient in which the carbon dioxide content in the blood is extracorporeally reduced by means of the device should. In certain embodiments, the flow rate at which the blood flows through the first defined area is at most 10% by volume of the cardiac output.
  • Body weight of 75 kg is the flow rate at which the blood flows through the first defined area, in certain embodiments at least 100 ml / min, preferably at least 200 ml / min, or at least 500 ml / min, or preferably at least 600 ml / min, or more particularly preferably at least 750 ml / min.
  • the flow rate in certain embodiments is at least 50 ml / min, preferably 60 ml / min, more preferably 750 ml / min
  • Body weight of 75 kg is the flow rate at which the blood flows through the first defined area, in certain embodiments at most 1000ml / min, or at most 800 ml / min, preferably at most 700 ml / min, more preferably at most 600 ml / min.
  • the flow rate at which the blood flows through the first defined area is, in certain embodiments, at most 80 ml / min, preferably at most 75 ml / min, particularly preferably at most 60 ml / min
  • the flow rate at which the buffer solution flows through the second delimited area is, depending on its composition, only 10 to 100% by volume or only 50 to 100% by volume of the flow rate at which the blood flows through the first defined area ,
  • the apparatus comprises means for enriching the extracorporeally guided blood with oxygen. This can be done during the C0 2 reduction simultaneously oxygenation of the blood, making it possible to take advantage of the Christiansen-Douglas-Haldane effect. Thereafter, oxygenated blood allows for better delivery of C0 2 . In this way, for example, the s0 2 can be increased from 50% to 100% in 10% of the exchanged blood.
  • the device has a device for regenerating the buffer solution, with the carbon dioxide taken up from the blood can be removed from the buffer solution again.
  • a device for regenerating the buffer solution is particularly preferably carried out via the quantitative supply of optionally concentrated acid, whereby the carbon dioxide stored to 98% in the form of bicarbonate in the buffer solution is increasingly converted into carbon dioxide and can outgas in this form.
  • the means for regenerating the buffer solution consists of a means for supplying an acid to the buffer solution to be regenerated.
  • the buffer solution can also be regenerated in another device.
  • the further device is a regeneration device.
  • This can be constructed from a first delimited area and a second delimited area, the two demarcated areas being separated from one another only by a membrane or a multiplicity of membranes, for example hollow-fiber membranes which form the membrane for delimiting the first delimited area and the second delimited area are separated.
  • the membrane is a membrane that gasifies the first defined region and the second defined region.
  • the membrane (s) or the hollow fiber membrane (s) of the regeneration device may be configured according to the membrane in the apparatus for reducing the carbon dioxide content in blood according to any of the embodiments described herein.
  • the regeneration device is operated with a buffer solution which flows through the first delimited area, wherein the second delimited area is traversed by a regeneration liquid or a regeneration gas.
  • the device for reducing the carbon dioxide content in blood and the regeneration device may be connected in series, ie, buffer solution first flows through the second delimited area of the device for reducing the carbon dioxide content in blood and then through the first defined area of the regeneration device.
  • the device for reducing the carbon dioxide content in blood and the regeneration device can also be designed together in a device, in which case the device for reducing the carbon dioxide content in blood has the features of the regeneration device.
  • FIG. 3 schematically shows the basic structure of a specific embodiment of the device according to the invention for the extracorporeal reduction of the carbon dioxide content in the blood.
  • Parameters of curves A to F is the different concentration of "nonvolatile bases" present in the blood, essentially the “PP fraction” consisting of protein and phosphate remaining due to the non-respiratory stress NR (usually designated as BE) ).
  • This PP fraction almost exclusively determines the buffering properties of the blood, since it compulsorily generates the bicarbonate fraction from the prevailing C0 2 concentration. This is to be pointed out in particular because the bicarbonate is predominantly present in the plasma, the PP fraction predominantly in the erythrocytes (cf also DE 31 13 797 C2).
  • the resulting bicarbonate in turn increases the buffering effect considerably:
  • the blood contains 20 ⁇ 0.2 mmol / l bicarbonate.
  • the respiratory buffer capacity is 25 ⁇ 0.2 mmol / l / pFl
  • the non-respiratory buffer capacity is 65 ⁇ 0.2 mmol / l / pFI.
  • the non-respiratory buffer capacity is represented by 40% of the PP fraction and 60% by the bicarbonate fraction.
  • the buffering properties of human blood are dependent on the phl value, the C0 2 - partial pressure and the type of the supplied electrolyte.
  • the zone UP in the drawing is the unphysiological, the zone PAP the pathophysiological, the zone P the physiological range of the variable pH-pC0 2 , the dependencies of the buffer properties of the hemoglobin concentration or the hematocrit are not taken into account.
  • the synthetic blood used according to the invention as a buffer solution must therefore have this point of intersection.
  • the point of intersection can be adjusted by appropriate titration with NaOH or HCl.
  • FIG. 2 shows a comparison between the C0 2 affinity and transport capacity of the buffer solution according to the invention (synth. Blood) and the C0 2 affinity and transport capacity of natural blood (blood) as a function of the respective C0 2 partial pressure ,
  • the buffer solution of the present invention consistently has a higher C0 2 affinity and transport capacity than natural blood.
  • FIG 3 the basic structure of a device according to the invention for extracorporeal reduction of the carbon dioxide content in the blood is shown very schematically.
  • the illustration shows the first delimited area 1 for the admission of extracorporeal blood and the second delimited area 2 for the reception of the buffer solution according to the invention.
  • the first and the second region are adjacent to each other in a contact zone only separated by a membrane 3, via which a gas exchange can take place between the blood and the buffer solution.
  • the first delimited area 1 has an inlet opening 4 and an outlet opening 5 for the blood for accommodating the extracorporeal blood and is set up so that the blood can flow through the area from the inlet opening 4 to the outlet opening 5 in a first flow direction 6
  • the second delimited area 2 has an inlet opening 7 and an outlet opening 8 for the buffer solution for receiving the buffer solution and is set up such that the buffer solution flows through the area from the inlet opening 7 to the outlet opening 8 in a second flow direction 9 can.
  • the first flow direction of the first region and the second flow direction of the second region are oppositely oriented.
  • Buffer B Na 2 HP0 4 34.0 mmol / l are weighed and titrated with FICI as titer (12.0 mmo1 / 1) in the absence of C0 2 to a pH of 8.285.
  • the pK values of the two further buffer substances are arranged equidistantly between the pK values 6.9 ⁇ 0.2 and 7.9 ⁇ 0.2 according to the invention.
  • the pK value of the additional third buffer substance lies in the middle between the pK values of the other two buffer substances.
  • the substance combination can also be achieved be that a single substance - for example, by a chemical reaction - is formed of several components that show after solution in water, pK values according to the invention.
  • the buffer solution used comprises the following components:
  • the partial pressure pC0 2 is countercurrently reduced from 50 mmHg to 10 mmHg countercurrent to the venous blood to be treated at a flow rate of 1: 1 and 300 ml / l of C0 2 are removed (compare FIG. 2: blood).
  • the buffer solution has taken up the same amount of C0 2 and its C0 2 partial pressure has increased from 0 mmHg to 10.5 mmHg (see Figure 2: Synth. Blood). It requires a blood flow of 707 ml / min and an ICU of 14%.
  • the partial pressure PC0 2 is to be treated venous blood with simultaneous oxygenation of s0 2 50% to 100% and in countercurrent at a flow of 1: lowered 1 of 50 mmHg to 10 mmHg while 321 ml / l of C0 2 away.
  • the buffer solution received the same amount of C0 2 and its C0 2 partial pressure increased from 0 mmHg to 16 mmHg. It requires a blood flow of 660 ml / min and an ICU of 13.2%.
  • Example 3 Example 3:
  • the partial pressure PC0 2 is to be treated venous blood with simultaneous oxygenation of s0 2 50% to 100% and in countercurrent at a flow of 1: lowered 1 of 55 mmHg (pulmonary dysfunction) to 10 mmHg while 342 ml / 1 C0 2 removed.
  • the buffer solution has taken up the same amount of C0 2 and its C0 2 partial pressure has risen from 0 mmHg to 18 mmHg. It requires a blood flow of 620 ml / min and an ICU of 12.4%.
  • the partial pressure pC0 2 is at the same time of venous blood to be treated
  • the buffer solution has taken up the same amount of C0 2 and its C0 2 -Partiai réelle has risen from 0 mmHg to 25 mmHg. It requires a blood flow of 526 ml / min and a CO of 10.5%.
  • the present invention relates to a system for extracorporeal blood treatment using a buffer solution and a device for extracorporeal reduction of carbon dioxide content in blood according to the first aspect of the invention, the system having a first inlet for introducing a blood stream to be treated the system comprises at least one blood treatment device and a first outlet for delivering a treated blood stream from the system. Furthermore, the invention relates to a treatment device with such a system as well as a kit comprising the components of the system. Furthermore, the invention relates to a method for operating such a system and / or a treatment device with such a system. Furthermore, a method for extracorporeal blood treatment is described with such a system or with such a treatment device.
  • Systems for extracorporeal blood treatment are basically known from the prior art. Systems are also known with which the combination of two different blood treatments is possible. Corresponding methods for extracorporeal blood treatment with the aforementioned systems are also known.
  • a system for peritoneal dialysis with an oxygenator arranged in an extracorporeal circuit is known from WO 2015/067232 A1.
  • EP 2 735 326 A1 discloses a system for blood treatment which comprises two dialyzers, each containing flea fiber membranes, which are intended to be connected in series in an extracorporeal blood circulation for blood treatment be flowed through and one after the other, wherein one of the two dialyzers has an adsorbent material.
  • EP 0 236 0 509 B1 also teaches to arrange a dialyzer and an adsorber in an extracorporeal blood circuit connected in series for the combination of dialysis treatment and adsorption treatment.
  • EP 2 461 847 B1 discloses a blood treatment device with a gas exchange device which, in addition to the gas exchange treatment, enables an adsorption treatment, the gas exchange device comprising a carrier which is provided with substances for the adsorptive removal of blood, blood substitutes or solutions Introduction into human and / or animal bloodstream toxins of biological and chemical-synthetic origin whose metabolites and degradation products are coated.
  • an object of the invention to provide an improved system for extracorporeal blood treatment, in particular a system for extracorporeal blood treatment, with which the possibilities of extracorporeal blood treatment can be extended and which offers additional treatment options, in particular each flexible depending on respective treatment case, without having to lay another patient access or to have to produce another, additional extracorporeal blood circulation. Furthermore, it is an object of the invention to provide a corresponding treatment device, a corresponding kit, a corresponding method for operating such a system and / or a corresponding treatment device and a corresponding method for extracorporeal blood treatment.
  • an extracorporeal blood treatment system having the features of claim 19, a treatment device having the features of claim 34, a kit having the features of claim 35, a method of operating such a system, and / or such a treatment device and by a method for extracorporeal blood treatment with such a system or such a treatment device.
  • Advantageous embodiments of the invention are the subject of the dependent claims, the description and the figures and are explained in more detail below.
  • An extracorporeal blood treatment system comprises a first inlet for introducing a blood stream to be treated into the system, at least a first blood treatment device, a second blood treatment device, a third blood treatment device and a first outlet for delivering a treated blood flow from the system.
  • the first blood treatment device has an adsorber device for removing at least one foreign and / or at least one endogenous pathogen and / or a plasma separation device for separating blood plasma from the remaining blood components or is an adsorber device and / or a plasma separation device.
  • the second blood treatment device is designed as a dialysis device, in particular as a dialysis device for kidney replacement therapy, preferably for continuous renal replacement therapy.
  • the third blood treatment device is designed as a device for extracorporeal reduction of the carbon dioxide content in the blood (10) according to one of claims 8 to 19, in particular as a gas exchange device for at least partial removal of CO2 from a blood stream flowing through the first delimited area of the gas exchange device and a second delimited area of the gas exchange device flowing through the buffer solution, which is formed according to the features of at least one of claims 1 to 6.
  • the first, second and third blood treatment devices are sequentially connected in series with respect to a blood flow direction of a blood stream to be treated between the first inlet and the first outlet of the system and extracorporeally sequentially from a blood stream to be treated flow through.
  • the order of arrangement of the blood treatment devices depends preferably on the particular application.
  • an extracorporeal blood treatment is understood to mean a blood treatment outside a human or animal body, the extracorporeal blood treatment being known in principle as such from the prior art.
  • a blood stream in the sense of the present invention is understood as meaning a mass flow which has blood constituents.
  • a device in the context of the invention, a device is understood with which a blood mass, in particular a blood stream, can be treated, i. E. in its composition can be changed.
  • a system according to the invention may have, via the first inlet, a blood stream to be treated, in particular blood to be treated, i. so-called whole blood, which contains all components usually present in the blood, or a body fluid to be treated, which has blood constituents, such as plasma or the like, are supplied and discharged from the system via the first outlet of the system.
  • a blood stream to be treated in particular blood to be treated, i. so-called whole blood, which contains all components usually present in the blood, or a body fluid to be treated, which has blood constituents, such as plasma or the like, are supplied and discharged from the system via the first outlet of the system.
  • the blood stream to be treated may be delivered from a storage volume, such as a preservation bag, i. from a blood reserve or the like, and / or supplied directly to the system by a patient or animal to be treated.
  • a storage volume such as a preservation bag, i. from a blood reserve or the like
  • the treated blood stream can be discharged into a storage volume, for example, also in a corresponding preservation bag or and / or supplied to a separate transplant organ for delivery and / or delivered directly to a patient or animal to be treated.
  • a system according to the invention for extracorporeal blood treatment is designed to be introduced into the human and / or animal blood circulation and in particular to be connected to the intracorporeal blood circulation of a patient or animal to be treated to produce an extracorporeal blood circulation.
  • the system is designed to be veno-venously (VV) connected to the intracorporeal blood circulation of a patient or an animal or arterio-venous (AV).
  • VV veno-venously
  • AV arterio-venous
  • the veno-venous or arterio-venous compound of a system according to the invention may be more advantageous with the intracorporeal blood circulation of a patient or animal to be treated. This depends in particular on the required blood treatment or the required blood treatments or the required combination of blood treatments.
  • the system according to the invention can also be connected to the intracorporeal blood circulation of a patient or animal via one or more artificially created blood accesses, such as, for example, a fistula or a shunt.
  • the first inlet and / or the first outlet of a system according to the invention by hose lines preferably each having at least one corresponding port formed or preferably each have one or more corresponding hose lines, which in particular each have a suitable access to a blood vessel can be connected to patients or animals to be treated and / or a storage volume.
  • the Hose lines of a system according to the invention can form a hose set, in particular an exchangeable hose set.
  • a system according to the invention for extracorporeal blood treatment preferably comprises a supply line for introducing, in particular for supplying, a blood stream taken from a patient and / or from an animal and / or a storage volume into the system and / or a return line for dispensing, in particular for removing a treated blood stream from the system and / or for returning the treated blood stream or a portion thereof into the intracorporeal bloodstream of a patient or animal to be treated and / or into a storage volume or into a separate transplant organ.
  • the system has at least one shut-off valve in the return line in order to be able to block discharge or discharge of the treated blood stream from the system, in particular to return it to the intracorporeal blood circulation of a patient to be treated or to prevent animals.
  • the return line may include a protective device, such as a filter or magnetic device, to retain unwanted particles and, in particular, to prevent and / or prevent passage of these undesirable particles into the intracorporeal bloodstream.
  • At least three blood treatments can be carried out simultaneously and with only one extracorporeal blood circulation, namely a dialysis treatment, an adsorption treatment and / or a plasma separation and an extracorporeal treatment for reducing the carbon dioxide content in the blood, in particular in connection with extracorporeal ventilation instead of or in combination with mechanical ventilation that requires intubation or tracheotomy.
  • the extracorporeal treatment for extracorporeal reduction of the carbon dioxide content in the blood has the advantage over mechanical ventilation that also patients with pulmonary insufficiency or complete failure of the Pulmonary function can be treated. Therefore, especially in cases in which the lungs are attacked, as is common in sepsis, extracorporeal treatment to reduce the carbon dioxide content in blood is more advantageous than mechanical ventilation. When combined with mechanical ventilation, the latter can be made less intense, which puts less strain on the patient.
  • dialysis device and gas exchange device which is a device for extracorporeal reduction of the carbon dioxide content in the blood
  • only an extracorporeal blood circulation is required.
  • patients having concurrent extracorporeal blood treatment including adsorption treatment and / or plasma separation, particularly, plasma treatment, dialysis treatment, and gas exchange treatment which is a treatment for extracorporeal reduction of carbon dioxide content in the blood, can not undergo stability at the same time simultaneous supply of two extracorporeal blood circuits is sufficient or their state does not allow a time-delayed extracorporeal blood treatment.
  • fewer accesses are required with only one extracorporeal blood circuit.
  • a gas exchange device is understood as meaning a device for extracorporeal reduction of the carbon dioxide content in blood, according to the first aspect of the invention, in particular a device as defined in at least one of claims 8 to 19.
  • a gas exchange treatment is understood as a treatment for the extracorporeal reduction of the carbon dioxide content in blood.
  • a system according to the invention simultaneously enables, for example, the treatment of sepsis, dialysis treatment in the case of impaired renal function or renal failure and extracorporeal ventilation.
  • An adsorber device in the context of the present invention is a device that is designed to one or more components of the Adsorber device flowing blood stream by adsorption to remove from the bloodstream.
  • Adsorbervoriquesen are basically known from the prior art.
  • the first blood treatment device is an adsorber device, in particular an adsorber device designed for endotoxin adsorption, for cytokine adsorption and / or for immunoadsorption, or has such an adsorber device.
  • the adsorber device is designed to remove at least one extraneous pathogen, for example for removing at least one medicament and / or at least one drug and / or at least one plant poison and / or an organic poison and / or another toxic substance and / or bacteria, Viruses, fungi and / or other organisms and / or for the removal of at least one endogenous pathogen, for example for the removal of and / or at least one immune complex and / or at least one immunoglobulin and / or at least one substance of the inflammatory response of the body (mediator) and / or or of antibodies and / or for the removal of at least one so-called pathogen-associated molecular pattern (PAMPs) and / or at least one so-called alarmin (DAMPs).
  • PAMPs pathogen-associated molecular pattern
  • DAMPs alarmin
  • a plasma separation device in the sense of the present invention is a device by means of which blood plasma of a quantity of blood introduced into the plasma separation device can be at least partially separated from the remaining components of the blood quantity.
  • a plasma separation device has in particular a plasma filter and / or a centrifuging device or is designed as a plasma filter or centrifuge.
  • the dialysis device of a system according to the invention for extracorporeal blood treatment is preferably designed to carry out at least one method from a group of different methods for blood purification, preferably for continuous renal replacement therapy, ie for CRRT treatment in particular for hemodialysis, hemofiltration, hemodialysis, hemoperfusion and / or Peritoneal dialysis, wherein such dialysis devices and the associated dialysis methods of the prior art are also known in principle.
  • the gas exchange device of a system according to the invention is designed as a device for extracorporeal reduction of the carbon dioxide content in the blood.
  • the system in particular the gas exchange device membranes of hollow fibers, which are coated with a silicone layer.
  • the gas exchange device can be designed as a (silicone-coated) hollow-fiber membrane filter.
  • the gas exchange device for extracorporeal reduction of carbon dioxide content comprises a device according to the first aspect of the invention, wherein the gas exchange device a first delimited area for the absorption of extracorporeal blood, and a second delimited area for receiving the according to the first Aspect of the invention described buffer solution, wherein the first and the second delimited area in a contact zone adjacent to each other only by a membrane over which can take place between the blood and the buffer solution gas exchange, are separated.
  • the buffer solution according to the invention described in the present application may be part of the gas exchange device as an elimination medium for extracorporeal reduction of the carbon dioxide content in the blood.
  • the first delimited area for receiving the extracorporeal blood has an inlet opening and an outlet opening for the blood and is arranged such that the blood covers the area from the inlet opening to the outlet opening in a first flow direction can flow through.
  • the second restricted area for receiving the buffer solution in this embodiment has an inlet port and an outlet port for the buffer solution, and is configured so that the buffer solution can flow through the area from the inlet port to the outlet port in a second flow direction.
  • the pumping power of the heart or an implanted pump of a patient or animal to be treated available through the system for delivery of the blood stream to be treated, is insufficient or veno-venous access is required to produce the extracorporeal Blood circulation for extracorporeal blood treatment with a system according to the invention is more advantageous, ie the removal of the blood stream to be treated takes place from a vein and the return of the treated blood stream also takes place in a vein, has an inventive system in an advantageous embodiment, at least a first pump, in particular as A blood pump formed first pump, for conveying at least a portion of a blood stream to be treated, wherein the first pump preferably arranged in the blood flow direction between the first inlet and the first blood treatment device in blood flow direction is and in particular designed to promote the entire bloodstream to be treated. That is, in an advantageous embodiment of a system according to the invention, the first pump is preferably connected in series with the three blood treatment devices and more preferably arranged immediately after the first inlet and before the first blood treatment device with
  • the first pump is arranged between the first blood treatment device and the second blood treatment device or between the second blood treatment device and the third blood treatment device or even only after the third blood treatment device, with respect to the blood flow direction in a functional Use of the system according to the invention.
  • an inventive system comprises a plurality of pumps, in particular a plurality of pumps each designed as a blood pump for conveying the blood stream to be treated, which are preferably connected in the blood flow direction in series with the treatment devices and in particular arranged in the blood flow direction, that each set the required for optimum treatment pressure conditions on one or more of the blood treatment devices.
  • an inventive system as first pump on a hose roller pump.
  • the system according to the invention as a first pump to a centrifugal pump.
  • the pump preferably has a decoupled from a drive part blood-carrying part and the rotor of the pump is mounted in particular via a preferably mounted on a mandrel bearing ball, in particular ceramic or alumina and on its, the drive part facing underside preferably has permanent magnets and can be driven by means of magnetic coupling.
  • at least one pump is designed in such a way that only low shear stresses occur during the flow through the pump and thus the individual blood components, in particular the red blood cells, are damaged as little as possible.
  • a system according to the invention has a pump designed according to the blood pump described in DE 10 2010 024 650 A1.
  • the size of the blood pump in particular its connection geometry, is chosen such that it is adapted to the respective bloodstream to be delivered or to the size and / or the blood volume of the patient or animal to be treated,
  • a system according to the invention for hemofiltration or hemodiafiltration for extracorporeal blood treatment and / or a dialysis device of a system according to the invention for hemofiltration or hemodiafiltration has at least one blood pump for delivering at least part of the blood stream to be treated, by means of which at least one of a blood flow flow changes the blood treatment devices adjusting pressure and / or an adjusting resulting pressure gradient, in particular a resulting transmembrane pressure on the dialysis membrane of Dialysevorri ment, defined is adjustable.
  • a system according to the invention for setting a defined Transmembran horrins a plurality of appropriately trained and controllable pumps, in particular different, appropriately trained and correspondingly controllable pumps, such as one or more blood, dialysate, filtrate, and / or Substituatpumpen with which the blood flow can be adjusted so that a desired, defined Transmembran horrin of the dialysis machine results.
  • appropriately trained and correspondingly controllable pumps such as one or more blood, dialysate, filtrate, and / or Substituatpumpen with which the blood flow can be adjusted so that a desired, defined Transmembran horrin of the dialysis machine results.
  • the system has a further, in particular second, inlet for adding a first composition into the bloodstream, in particular into the bloodstream to be treated, wherein this further inlet is preferably arranged in the blood flow direction such that the first composition is deliverable to the bloodstream in the direction of blood flow before the first pump and / or before the first of the three blood treatment devices, in particular in front of the adsorber device.
  • This additional, in particular second, inlet is preferably designed to add a liquid anticoagulant, in particular to add an anticoagulant citrate solution.
  • a system according to the invention is particularly preferably designed such that the first composition, in particular an anticoagulant, at the latest before a treatment path of the first treatment device, i. upstream of the first treatment device, can be supplied to the blood stream.
  • the second inlet is arranged such that the addition upstream of the first pump, i. in blood flow direction before the first pump can be done. This can reduce the risk of clotting within the system, especially within a further downstream adsorber device.
  • Clotting is the coagulation of blood constituents, i. a clumping of blood components.
  • a treatment path in the sense of the invention is a flow path along which an actual blood treatment takes place.
  • a system according to the invention comprises a further, in particular second, separate pump for conveying the first Composition, in particular for conveying the first composition from a first storage volume, in which the first composition is incorporated, out in the bloodstream to be treated.
  • the storage volume in which the first composition is preferably received is, in particular, a preservation bag or a correspondingly comparable container for storing the first composition, in particular a container which enables sterile storage with sufficient durability of the composition.
  • hemofiltration and hemodiafiltration usually not only molecules from which the blood stream to be treated is to be able to pass through the filter membrane, the so-called hemofilter, the dialysis device, but also a part of the plasma fluid passes through the hemofilter, and As effluent mitabdress, it is usually required in these cases, ie in particular in those cases in which the dialysis device is designed for hemofiltration or for hemodiafiltration, supplying the bloodstream with a substituate, usually a physiological substitution fluid, in particular an electrolyte solution, to compensate for the resulting fluid loss.
  • the substituate can in principle be supplied before and / or after the dialysis treatment.
  • hemodialysis i. when the dialysis machine is designed for hemodialysis or for hemodiafiltration, especially when adding an anticoagulant citrate solution into the bloodstream, calcium can be withdrawn from the bloodstream via the effluent, which also has to be compensated for, resulting in a calcium loss is preferably compensated downstream of the dialysis device, in particular only after the last blood treatment device.
  • a system according to the invention therefore has a further, in particular third, inlet for adding a second composition into the blood mass flow, in particular for adding a second composition to the treated one Blood mass flow, wherein this further inlet is preferably arranged in the blood flow direction such that the second composition can be supplied to the blood mass flow in the blood flow direction after the dialysis device, in particular after the last blood treatment device.
  • this further, in particular third, inlet in particular for adding a second composition in the form of a substituent to compensate for a resulting in hemofiltration or hemodiafiltration fluid loss and / or adding a second composition in the form of a liquid calcium solution to compensate a formed during hemodialysis calcium loss.
  • a second composition can be supplied to the blood mass flow.
  • the second composition can be supplied to the bloodstream immediately before the return into the intracorporeal blood circulation, in particular be introduced directly into the return line.
  • a system according to the invention for conveying the second composition comprises a further pump, in particular a third pump, which in particular for conveying the second composition from a second storage volume, in which the second composition is, is formed in the bloodstream.
  • a further, in particular separate, inlet for supplying the required substituate to compensate for a loss of liquid or volume arising in the dialysis apparatus during hemofiltration or hemodiafiltration, in particular an additional inlet to the third Inlet or to the inlet, which is intended to compensate for a calcium loss.
  • the respective inlet for supplying the substituate is arranged in the blood flow direction such that the substituate in the blood flow direction can be supplied to the bloodstream before the gas exchange treatment the associated inlet is arranged, in particular, directly in front of the gas exchange device, with respect to the direction of blood flow, in order to be able to compensate for a possibly present undesired CO 2 addition of the substituate by means of the gas exchange device.
  • the adsorber device and / or the plasma separator, the dialysis device and the gas exchange device may in principle be sequentially connected in series in any order, however, certain arrangements, i.e., the arrangement of Figs. a particular order of flow through the individual treatment devices in blood flow direction, are particularly advantageous.
  • a particularly advantageous embodiment of a system according to the invention for extracorporeal blood treatment results when the adsorber device and / or the plasma separation device is arranged in the blood flow direction in front of the gas exchange device.
  • the blood mass flow is usually also a substituate, usually a physiological substitution liquid, preferably an electrolyte solution, supplied to compensate for the volume withdrawn during the adsorption treatment, which may in some cases be loaded with C0 2
  • the adsorber device is arranged in the direction of blood flow in front of the gas exchange device, since in this way an undesired charge of C0 2 caused by the substitution fluid can be compensated for again by means of the gas exchange device.
  • an improved C0 2 removal from the blood mass flow to be treated compared to an arrangement of the gas exchange device upstream of the adsorber device can be achieved.
  • the adsorber device and / or the plasma separation device is arranged in the blood flow direction downstream of the gas exchange device.
  • a system according to the invention preferably has a further, in particular fourth, inlet to the blood mass flow, which is arranged in particular in the blood flow direction such that the substituate in the blood flow direction follows the blood flow direction Absorption process, in particular after the treatment section in the adsorber, the blood mass flow can be fed, wherein the fourth inlet is arranged in particular immediately after the adsorber, based on the blood flow direction.
  • the fourth inlet in front of the adsorber device in particular upstream of the gas exchange device, in order to produce an undesired charge of the substitution fluid required by the fluid loss resulting from the adsorption treatment Bloodstream can be compensated with C0 2 by means of the gas exchange device. This is especially the case when the adsorber device is arranged in the blood flow direction after the gas exchange device, ie downstream of the gas exchange device.
  • the adsorber device and / or the plasma separator is arranged in the blood flow direction in front of the dialysis device, in particular if the dialysis device is designed for flododialysis or hemodiafiltration and in particular has a dialyzer.
  • the arrangement of the adsorber device upstream, i.e., upstream. in the blood flow direction in front of the dialysis apparatus, has the advantage that the adsorber device is not supplied with blood stream diluted by the dialysate, whereby a particularly high efficiency of the adsorption treatment can be achieved.
  • the structure of small (st) s hollow fibers can be used as a security system to counteract the undesired particle entry from the adsorber apparatus downstream of the dialysis apparatus arranged downstream of the blood stream.
  • a system according to the invention in particular the dialysis device, preferably has a fifth inlet for the supply of a dialysate, i. H. a dialysis fluid, on.
  • a system according to the invention preferably has a second outlet.
  • the adsorber device is arranged in the blood flow direction downstream of the dialysis device, in particular if the dialysis device is designed for hemofiltration or hemodiafiltration and preferably has a hemofilter.
  • This sequence may be advantageous in some applications, especially if a particularly effective adsorption treatment is indicated, since in this case the blood stream to be treated can be concentrated by the hemofiltration in the dialyzer, whereby the effectiveness of the adsorption treatment in the subsequently arranged adsorber can be increased.
  • the clotting risk of the system increases compared to the previously described embodiments of a system according to the invention.
  • appropriate monitoring measures such as, for example, before and after at least one blood treatment device arranged pressure sensor means by which can be concluded that the state of the respective blood treatment device, starting clotting can be detected relatively reliable and timely in many cases.
  • the clotting risk can be well controlled in most cases.
  • the dialysis device is arranged in the blood flow direction in front of the gas exchange device, in particular if the dialysis device is designed for hemodialysis or hemofiltration and requires the dialysis treatment for the dialysis treatment.
  • unwanted charging with C0 2 may be compensated for by a dialysate possibly loaded with CO 2 in the dialyzer by means of the gas exchange device sequentially downstream of the dialyzer prior to returning the treated blood stream to the intracorporeal bloodstream of a patient or animal to be treated , which would not be the case with an arrangement of the dialysis device after the gas exchange device.
  • the dialysis device is arranged in the blood flow direction after the gas exchange device, in which case the dialysis device is preferably designed for hemofiltration and has a hemofilter and in particular is not designed for hemodialysis.
  • the hemofilter connected downstream of the gas exchange device By the hemofilter connected downstream of the gas exchange device, the pressure gradient between the blood side and the gas side at the gas exchange device can be increased, whereby the efficiency of the gas exchange device can be improved.
  • the dialysis device is designed only for hemofiltration and not for hemodialysis, especially not for hemodiafiltration, the disadvantage of an unwanted C0 2 charge due to an exchange of blood flow with a supplied, possibly loaded with C0 2 dialysate as in hemodialysis or Hemodiafiltration possible, not on.
  • the substitution solution for volume equalization can preferably be added already upstream of the gas exchanger in order to be able to compensate for the possible C0 2 charge by means of the gas exchange device at least partially, preferably completely.
  • the system has at least one pressure sensor device for determining a Flow pressure of the blood stream to at least one defined point in the system, wherein preferably at least one pressure sensor device is arranged in the blood flow direction immediately before and / or immediately after at least one treatment section of a blood treatment device.
  • the pressure drop across the treatment section can be detected in this way, from which the state of the associated blood treatment device can be inferred. In particular, it can be assessed in this way, to what extent a blood treatment device is affected by clotting, with a sudden sharp increase in pressure drop indicating that the respective blood treatment device is affected by clotting.
  • a system according to the invention has a control device, wherein in the system according to the invention the control device is designed in particular for controlling and / or regulating all controllable and / or controllable components of the system. That in other words, in a preferred embodiment, a system according to the invention has a common control for controlling all blood treatment devices.
  • the controller is in particular for controlling one or more pumps, and / or for controlling inflow and / or outflow quantities of substances and / or compositions and / or for evaluating the sensor data detected by at least one sensor device and / or for monitoring the system according to the invention designed, in particular for controlling and / or regulating the blood stream to be treated.
  • one or more pressure sensor means blockages or an interruption of the bloodstream can be detected and appropriate measures, such as the triggering of an alarm or the shutdown of the system, in particular a blood flow pump, be switched off.
  • a system according to the invention is designed such that a defined transmembrane pressure required for the highest possible effectiveness of a blood treatment for at least one of the blood treatment devices, especially for the dialysis machine, based on a limit value is monitored.
  • the flow of the bloodstream can be set in such a way that a desired defined transmembrane pressure sets or results, so that an improved blood treatment can be achieved.
  • a system according to the invention preferably has at least one gas bubble detection device for detecting a gas bubble in the bloodstream.
  • the system is designed in such a way that, when a gas bubble has been detected by means of the gas bubble detection device, a shut-off valve, in particular in front of the first outlet, preferably in a return line, can be closed in order to return the gas bubble to the treated blood stream to prevent the intracorporeal circulation, in particular the intracorporeal blood circulation, of a patient to be treated or of an animal to be treated.
  • a shut-off valve in particular in front of the first outlet, preferably in a return line, can be closed in order to return the gas bubble to the treated blood stream to prevent the intracorporeal circulation, in particular the intracorporeal blood circulation, of a patient to be treated or of an animal to be treated.
  • all pumps which serve to convey the blood flow can also be switched off.
  • a treatment path is at least partially, preferably completely, formed by an exchangeable treatment module, in particular by a cartridge-like treatment module.
  • one endotoxin adsorbent treatment module can be easily exchanged for a cytokine adsorbent treatment module with another functional adsorption layer, or a special immune adsorbent treatment module used, or a flamed filter exchanged for a dialyzer, or the like.
  • the range of treatments possible with a system according to the invention increases considerably, as a result of which the cost-effectiveness of a system according to the invention can be markedly increased.
  • a system according to the invention has at least one switchable bypass device for bypassing at least one blood treatment device.
  • a system according to the invention can also be used for blood treatments which only require the use of one or two of the three blood treatment devices of the system but do not require the flow through all three blood treatment devices of a system according to the invention.
  • a required blood treatment which requires only an adsorption treatment and / or only a plasma separation and a dialysis treatment, can be performed by bypassing the gas exchange device.
  • a dialysis treatment with subsequent gas exchange, for C0 2 removal, without a simultaneous adsorption treatment is possible.
  • the range of treatment options of a system according to the invention can be significantly increased.
  • the treatment costs can be significantly reduced in a variety of treatment cases, since the material consumption can be significantly reduced because not three treatment modules are consumed in each case.
  • a treatment device may be removed from the system when it no longer fulfills its function, for example because it is clotted or depleted, such as an adsorber that is fully loaded.
  • At least one bypass device has at least one bypass valve and an associated bypass line, which in particular is fluidically connected or connectable to a main line, wherein the associated bypass line can be opened or closed, in particular by means of a bypass valve, so that a blood stream to be treated can be directed along the associated bypass line can be performed or can be specifically directed by the subsequent blood treatment device or the subsequent blood treatment route.
  • At least one bypass valve is designed in such a way that, when the bypass valve is open, there is no flow through the downstream treatment section, i. E.
  • the subsequent blood treatment device can be completely closed and the entire blood stream to be treated can be led past the associated blood treatment device via the associated bypass line, i. the blood treatment device can be bypassed.
  • bypassing a blood treatment device in the sense of The present invention particularly comprises branching the main line, in particular at a branch upstream of the blood treatment device or in the blood treatment device, leading a bypass line around the blood treatment device and reconnecting the bypass line downstream to the main line, in particular after the blood treatment device or in the blood treatment device
  • bypass line is preferably closed, in particular completely, so that the entire blood stream to be treated flows through the subsequent treatment section or the subsequent blood treatment device.
  • a system according to the invention at least one, in particular in a section between a branch and the subsequent merger Having arranged in the main line and / or the bypass line further pump.
  • At least one bypass device associated with a blood treatment device is designed such that a recirculating blood flow via and / or by the associated blood treatment device can be effected.
  • at least one further blood treatment device is arranged in the associated bypass line at least one blood treatment device, in particular such that a recirculating blood flow through the associated, arranged in the main blood treatment device and / or by the further, in the Bypass line arranged blood treatment device arises.
  • the first blood treatment device is a plasma separation device, which is preferably bypassable by means of a bypass line, wherein in particular in the bypass line, a further blood treatment device is arranged in the form of an adsorber device.
  • the adsorber device is preferably arranged downstream of a pump arranged in the bypass line.
  • the treated blood discharged from the absorber device or the treated blood plasma discharged from the adsorber device can either be supplied to the main line after the plasma separation device or recirculated to the plasma separation device.
  • separated plasma can be removed from the plasma separation device, in particular by means of a pump, and supplied to a plasma disposal container and fresh plasma, in particular by means of a further inlet, in particular the main line, preferably by means of a further pump from a storage device.
  • At least one component of the system has a biocompatible and preferably functional coating on a surface coming into contact with the blood stream to be treated, in particular an antibacterial, anticoagulant and / or anti-inflammatory coating.
  • at least one lumen of the system which is designed to flow through with a blood stream to be treated and / or treated, is provided with a biocompatible and preferably functional coating, in particular with an antibacterial, anticoagulant and / or anti-inflammatory coating.
  • At least one surface of the system according to the invention in this case has a heparin-containing and / or albumin- and heparin-containing coating.
  • a heparin-containing and / or albumin- and heparin-containing coating it may be advantageous if the system has only heparin-free coatings, as this may also be used to treat patients or animals with heparin intolerance.
  • At least one coating has defined antibodies and / or one or more enzymes.
  • An antibacterial coating is also conceivable.
  • At least one protective layer for protecting the functional coating is applied, the protective layer preferably serving to sterilize and / or storage of individual, coated components of the system without a significant loss of functionality of the functional coating to enable.
  • the system has at least one surface with a coating formed by the Leukocare AG using SPS® technology.
  • An extracorporeal blood treatment apparatus comprises an extracorporeal blood treatment system constructed in accordance with the present invention, wherein the first, second, and third blood treatment devices of the system are arranged in particular in a common housing and / or from a common base, i. from a common carrier device.
  • the three blood treatment devices are arranged in a common housing and / or are taken from a common base, such as a common support device or the like.
  • a common base such as a common support device or the like.
  • the individual blood treatment devices in each case interchangeably mounted in and / or on the common housing and / or the base, in particular as exchangeable modules.
  • An extracorporeal blood treatment kit and / or kit according to the invention comprises as components at least a first blood treatment device, a second blood treatment device, a third blood treatment device and a tubing set having a first inlet for introducing a blood stream to be treated and a first outlet for delivering a treated blood stream with one or more hoses on and in particular an installation and / or manual.
  • the first blood treatment device is an adsorber device for removing at least one foreign and / or at least one endogenous pathogen and / or a plasma separation device for separating blood plasma from the remaining blood components or has a corresponding adsorber device and / or plasma separation device.
  • the second blood treatment device is designed as a dialysis device, in particular as a dialysis device for kidney replacement therapy
  • the third blood treatment device is designed as a gas exchange device, which is designed as a device for extracorporeal reduction of the carbon dioxide content in the blood according to one of claims 8 to 19, in particular as a gas exchange device for at least partially C0 second Removal from a blood stream flowing through the first delimited region of the gas exchange device and a buffer solution flowing through the second delimited region of the gas exchange device, which is formed according to the features of at least one of Claims 1 to 6.
  • the components of the kit can be combined into a system for extracorporeal blood treatment designed according to the present invention, in particular according to the installation and / or operating instructions.
  • a particularly flexible system according to the invention can be provided in a simple manner, which enables a combination of an adsorber device and / or a plasma separator, a dialysis device and a gas exchange device tailored to the respective treatment case.
  • a system according to the invention may be provided both in the form of a common treatment device in which the three blood treatment devices of the system, ie the adsorber device and / or the plasma separator, the dialysis device and the gas exchange device are part of a common device, as well as in shape a kit and / or set, in which at least two of the three blood treatment devices are separate devices, which, however, in particular by means of a suitable hose system with one or more hose lines can be connected to a system according to the invention and sequentially connected according to the invention in such a way that the individual Blood treatment devices can each be sequentially flowed through sequentially in series.
  • a method according to the invention for operating a system according to the invention for extracorporeal blood treatment and / or a treatment device according to the invention is characterized by the steps:
  • the system used for extracorporeal blood treatment is designed to have at least one in particular switchable bypass device, only those blood treatment devices are perfused as needed, the use of which is indicated for the respective, required treatment.
  • the blood mass to be treated is provided in a container, in particular in a container or a bag, wherein the treated blood preferably in a container, in particular in a container or in a Bag, is applied.
  • the treated blood may also be delivered to a separate organ intended for transplantation or a patient or an animal to be treated.
  • the system according to the invention can be connected veno-venously or arterio-venously to the intracorporeal blood circulation of a human or animal to be treated, or alternatively via at least one artificially applied blood access, as required.
  • a system according to the invention For veno-venous connection of a system according to the invention with an intracorporeal blood circulation of a human or animal to be treated, in particular a double-lumen cannula with concentrically arranged inlet and outlet, in adult patients, for example, under the name "NovaPort® twin" of the Novalung GmbH sold cannula. That is, in a method according to the invention for extracorporeal blood treatment, the system is introduced into a bloodstream of a human or animal to be treated and the extracorporeal blood circulation is preferably carried out using a double-lumen cannula.
  • Some of the stated and / or illustrated features or properties of the invention relate both to a system according to the invention, a treatment device according to the invention, a kit according to the invention, a method according to the invention for operating the system according to the invention and / or a treatment device according to the invention and a method according to the invention for extracorporeal Blood treatment with a system according to the invention or with a treatment device according to the invention, some of these features and properties being described only once, for example only in connection with the system according to the invention, but independently in the context of technically possible embodiments both for a system according to the invention, and for an inventive Treatment device, a kit according to the invention, a method according to the invention for operating such a system and / or a treatment preparation according to the invention as well as for a method according to the invention for extracorporeal blood treatment with such a system or with a treatment device according to the invention.
  • FIG. 4 in a schematic representation of the basic structure of a first
  • FIG. 5 in a schematic representation of the basic structure of a second
  • FIG. 6 in a schematic representation of the basic structure of a third
  • FIG. 7 in a schematic representation of the basic structure of a fourth
  • FIG. 8 in a schematic representation of the basic structure of a fifth
  • FIG. 9 in a schematic representation of the basic structure of a sixth
  • FIG. 10 is a schematic representation of the basic structure of a seventh embodiment of a system according to the invention.
  • FIG. 11 in a schematic representation of the basic structure of an eighth
  • FIG. 12 is a schematic representation of the basic structure of a ninth embodiment of a system according to the invention.
  • Fig. 13 in a schematic representation of the basic structure of a tenth embodiment of a system according to the invention.
  • Fig. 4 shows a schematic representation of the basic structure of a first embodiment of a system B100 for extracorporeal blood treatment according to the invention, wherein the system B100 a formed by a supply line B1 first inlet for introducing a blood stream to be treated in the system B100, three blood treatment devices A , D and G and a first outlet formed by a return line B2 for delivering a treated blood stream from the system B100.
  • a first blood treatment device A is an adsorber device A designed for endotoxin adsorption.
  • a second blood treatment device D is designed as a dialysis device D, in particular for flododialysis.
  • a third Blood treatment device G is a gas exchanger which is designed as a device for reducing the carbon dioxide content from the blood stream to be treated according to the first aspect of the invention.
  • the system B 100 according to the invention shown in FIG. 4 is designed to be introduced into a human or animal blood circulation for the production of an extracorporeal blood circulation, with the supply line B1 being connected to a first blood vessel of the patient to be treated or to a blood vessel treating animal, in particular a vein or an artery, can be connected for the removal of a blood stream to be treated and the return line B2 with the first blood vessel or a second blood vessel, in particular a vein, for returning a treated blood stream in the intracorporeal blood circulation of the patient or the animal.
  • the system can preferably be connected to a double-lumen cannula, which with only one vascular access can produce a veno-venous, Extracorporeal blood circulation allows.
  • Extracorporeal blood circulation allows.
  • the three blood treatment devices A, D and G are in series, i. switched sequentially with respect to a blood flow direction of a blood stream flowing through the system B100, which is shown symbolized by the arrows in FIG. 4.
  • the individual blood treatment devices A, D and G are part of a common, inventive treatment device and received by a common base, in particular attached to a common carrier, wherein the individual components of the system B100 are connected by appropriate tubing such that they sequentially, i. can be flowed through successively.
  • the series connection according to the invention of an adsorption device A, a dialysis device D and a gas exchange device G makes possible a combined blood treatment, in particular the combination of an adsorption therapy, in the present case the combination of a sepsis therapy with a dialysis therapy and the CCV removal from the blood in a single, common extracorporeal blood circulation.
  • a system according to the invention B100 allows the simultaneous blood treatment by means of adsorption, dialysis and gas exchange with the blood volume of only one extracorporeal blood circulation.
  • the adsorber device A is designed in this embodiment of a system according to the invention B100 for sepsis therapy.
  • Adsorber devices as such for this purpose are known in principle from the prior art. Since the blood mass flow in the blood treatment by means of the adsorber A volume parts are withdrawn, in the blood flow direction after the adsorber A further, in particular fourth, inlet 4, downstream of the supply of a substituate to compensate for this volume loss, in particular a liquid substituate, in particular an electrolyte solution , can be supplied.
  • the dialyzer D has a dialyzer for flaodialysis, to which a dialysate or a dialysis fluid can be supplied via a fifth inlet B6 and from the dialysis treatment via a second outlet B5 emerging effluent can be removed.
  • Dialysis devices of this type are also basically known from the prior art.
  • the gas exchange device G is shown schematically in the system B100 according to the invention shown in FIG. 4 as a device with a first delimited area for the admission of extracorporeal blood, and a second delimited area for the reception of the buffer solution according to the invention described here.
  • the first and the second region adjoin one another in a contact zone and are separated from one another only by a membrane, via which a gas exchange can take place between the blood and the buffer solution according to the invention.
  • Buffer solution according to the invention described as elimination medium may be part of the gas exchange device for extracorporeal reduction of the carbon dioxide content in the blood.
  • the gas exchanger G of the system 100 has a first delimited area for receiving the extracorporeal blood, an inlet opening and an outlet opening for the blood, and is arranged so that the blood reaches the area from the inlet opening can flow through to the outlet opening in a first flow direction.
  • the second restricted area for receiving the buffer solution in this embodiment has an inlet opening B8 and an outlet opening B7 for the buffer solution, and is arranged so that the buffer solution can flow through the area from the inlet opening to the outlet opening in a second flow direction.
  • a first, designed as a blood pump pump P1 is provided, the first blood pump P1 by means of a control device, not shown here, which is also part of the system B100 according to the invention, for controlling and / or Control of blood flow can be controlled.
  • the first blood pump P1 can be a tube roller pump.
  • the system according to the invention as a first pump to a centrifugal pump.
  • This can be a diagonal pump designed as a rotor pump, preferably as described in DE 10 2010 024 650 A1.
  • the size of the blood pump P1, in particular its connection cross-sections, is selected depending on the blood volume of the patient or the animal to be treated.
  • the system has a plurality of pressure sensor devices, not shown here, in this embodiment of a system B100 according to the invention in each case immediately before and immediately after a blood treatment device A, D or G a corresponding pressure sensor device is arranged.
  • this makes it possible to determine a pressure gradient that arises via the associated blood treatment device A, D or G, respectively.
  • the determined pressure gradient allows a conclusion on the extent to which the respective blood treatment device A, D or G is affected by clotting.
  • a transmembrane pressure applied in the respective blood treatment device A, D and / or G can be determined. Since the efficiency of the respective blood treatment basically depends on the respectively applied transmembrane pressure and this should be within a certain range for optimum treatment success depending on the respective blood treatment device, can be in this way, in particular by a corresponding control of the blood pump P1, at least for at least one the three blood treatment devices A, D and G, the blood flow set so that each adjusts an advantageous transmembrane pressure.
  • the system B100 according to the invention shown in FIG. 4 furthermore has a gas bubble detection device B14 arranged downstream of the three blood treatment devices A, D and G in the blood flow direction for detecting a gas bubble in the bloodstream and a downstream one in the return line 2 of the gas bubble detection device B14 Shut-off valve B3. If a gas bubble in the bloodstream is detected by means of the gas bubble detection device 14, the shut-off valve B3 is closed, the first blood pump P1 is switched off and an alarm is triggered. Thereby, it can be prevented that the gas bubble is returned to the bloodstream in the intracorporeal blood circulation of the patient or the animal, where it leads to a life-threatening condition or even death.
  • the system B100 according to the invention described here is for a blood flow in a range from 0.05 to 5 l per minute, in particular for a blood flow in a range from 0.1 to 3 l, in particular for a range from 0.2 to 11 per minute, especially designed for a range of 0.2 to 0.51 per minute.
  • the surfaces of the lumens of the system B100 which come into contact with the blood stream may be provided with biocompatible and at least partially with at least one functional coating, in particular with an antibacterial, anticoagulant and / or anti-inflammatory coating.
  • the adsorber device A is arranged in the blood flow direction in front of the dialyzer D, wherein the dialyzer D is again arranged in front of the gas exchange device G in the blood flow direction.
  • This arrangement has the advantage that the adsorber device A can be supplied with an undiluted blood stream, whereby a high efficiency of the adsorption treatment can be ensured.
  • undesired, non-specific binding of ions or phl shifts may occur, which can be compensated for by a dialysis treatment downstream of the blood stream with a sequence of the individual blood treatment apparatus A, D and G shown in FIG. 4 by the dialyzer D ,
  • the dialysis device D in the blood flow direction downstream of the adsorber device A can act as a further safety system against undesired particle introduction from the adsorber device A arranged upstream of the bloodstream.
  • the arrangement of the gas exchange device G downstream of the adsorption device A in the direction of blood flow has the advantage that an enrichment of the blood stream with carbon dioxide (C0 2 ) by the supply of the substituate after the adsorber A (which in the embodiment shown in FIG fourth inlet B4 downstream of the adsorber device and upstream of the dialyzer) and by a possibly with carbon dioxide (C0 2 ) loaded dialysis fluid (which can be supplied to the system B100 in this embodiment via the fifth inlet B6) using the gas exchange device G before the return of the treated blood stream into the intracorporeal blood circulation of the patient or the animal can be compensated.
  • the blood treatment devices are arranged as described with reference to FIG.
  • the dialysis device D instead of hemodialysis for hemodiafiltration formed, the bloodstream via the inlet B4 preferably also a substituate, in particular a additional amount of Substituat be supplied to compensate for the loss of fluid in the dialysis machine D.
  • the system may also have a further inlet in the blood flow direction after the dialyzer D for adding the substituate to compensate for the liquid and / or volume loss in the adsorber A and / or the dialyzer D.
  • the individual blood treatment devices A, D and G of the system 100 according to the invention each have replaceable treatment modules, each comprising the complete treatment section and simply replaced as a replacement part can be.
  • the inventive system 100 can be easily and quickly adapted to the respective, required treatment.
  • the adsorber A can be quickly and easily reconfigured, for example, from an adsorbent device A for endotoxin adsorption into an adsorber device A for cytokine adsorption, for which, depending on the application, specifically designed adsorber treatment modules are required.
  • the dialysis device D of the system B100 can be reconfigured by a dialysis machine D designed for hemodialysis into a dialysis machine D designed for hemofiltration or hemodiafiltration.
  • gas exchange device G of the system B100 according to the invention can be adapted, depending on the required treatment, a gas exchange treatment module can be used, which is designed for C0 2 removal from the blood stream.
  • the individual inlets and outlets in particular with regard to their arrangement within the system, in particular with regard to their arrangement before and / or after the respective blood treatment devices, also adapted and / or reconfigured.
  • the system B100 can be specially configured for each treatment. Further, when clotting or the like occurs, the individual treatment modules can be replaced quickly and easily. In addition, in this way, the provision of a sterile blood treatment system B100 can be ensured in a particularly simple manner since, before the start of the treatment of a new patient or a new animal, all the components coming into contact with the bloodstream, in particular the respective blood treatment modules and their hose connections can be exchanged in a simple manner.
  • FIG. 5 shows a second exemplary embodiment of a system B200 for extracorporeal blood treatment according to the invention, wherein components having the same functionality have the same reference symbols.
  • the second exemplary embodiment of a second system B200 for extracorporeal blood treatment according to the invention which is also shown only schematically in FIG. 5, is fundamentally similar in design to the first exemplary embodiment of an inventive system 100 for extracorporeal blood treatment described with reference to FIG. 4, but differs from this of the system B100 according to the invention described with reference to FIG. 4 that the sequence of the three blood treatment devices A, D and G is different in the system B200 according to the invention shown in FIG. 5 and furthermore the dialysis device D is not designed for flododialysis and accordingly no Has dialyzer, but only for hemofiltration and accordingly has a hemofilter.
  • the system B200 does not have a fifth inlet B6 for the supply of a dialysate, since the hemofiltration does not require the supply of an additional dialysis fluid and only an effluent resulting in the hemofiltration is removed, which in the system shown in FIG can also be discharged via the second outlet B5.
  • the risk of clotting may increase, especially in the adsorber apparatus A. Clotting, however, may occur by the pressure sensor means respectively provided immediately before and immediately after the three blood treatment apparatuses A, D and G, respectively be recognized quickly and reliably and in particular by the additional addition of an anticoagulant in the bloodstream, for example, by the addition of citrate via the inlet B9 (see Fig. 7), are largely prevented. Furthermore, should clotting occur, the respective adsorber device A or the respective affected by clotting blood treatment devices A, D and / or G or their respective, forming a treatment path treatment module can be replaced.
  • Fig. 6 shows a third embodiment of a system according to the invention B300 for extracorporeal blood treatment
  • this system B300 is basically similar to the two systems of the invention described above B100 and B200, but also in the order of arrangement of the individual blood treatment devices A, G and D differs from the two previously described embodiments of inventive systems B100 and B200 for extracorporeal blood treatment.
  • the adsorber device A is also firstly flowed through by the blood mass flow to be treated. Subsequently, however, first the gas exchange device G is flowed through and only downstream the dialysis machine D.
  • dialyzer D in the embodiment of a system B300 according to the invention shown in Fig. 6 is also formed only for Flämofiltration and not for hemodialysis, it can not be charged after the gas exchange device G to charge the blood stream due to an exchange with a C0 2 Dialysate come because this dialysis device no dialysate is supplied, since this is not required for hemofiltration.
  • the arrangement of the gas exchange device G downstream of the adsorber device A ensures that a possibly undesirable CO 2 charge of the blood mass flow can be compensated for by the supply of a CO 2 -substituted substitute via the fourth inlet B 4.
  • the adsorber A downstream arrangement of the dialyzer D in the blood flow direction can act as a safety-relevant filter stage against unwanted particle entry in the upstream adsorber A also in this case, the dialyzer.
  • unwanted, unspecific, additional ionic bonds and / or pH value shifts which may have arisen in the adsorber apparatus A can also be compensated for by means of the dialysis apparatus D with this arrangement or with this system B300 according to the invention.
  • FIG. 7 shows a fourth exemplary embodiment of a system B400 for extracorporeal blood treatment according to the invention, this embodiment being a particularly preferred embodiment of a system according to the invention for extracorporeal blood treatment and likewise based on the first exemplary embodiment of a system B100 according to the invention described with reference to FIG ,
  • this system B400 has a second inlet B9 and a third inlet B1 1, via which in each case a composition can be supplied to the bloodstream.
  • a first composition which is preferably taken up by a bag B10, can be supplied via the second inlet B9 by means of a second pump P2 to the blood mass flow to be treated, the system B400 in this case being designed such that the first composition can be supplied to the bloodstream immediately after removal from the intracorporeal blood circulation of the patient or the animal to be treated, in particular in blood flow direction even before the first blood pump P1 and in particular before the first blood treatment device, which is flowed through by the blood stream to be treated.
  • system B400 is designed to supply a liquid citrate solution as an anticoagulant via the second inlet B9 to the blood stream to be treated by means of the second pump P2.
  • a second composition in particular a calcium solution for the compensation of the calcium loss which has arisen in the dialyzer D in the case of flod dialysis, can be supplied to the system by means of a third pump P3.
  • the second composition is supplied via the third inlet B1 1 immediately before the return of the treated blood stream to the patient, in particular after the shut-off valve B3.
  • the third inlet in the blood flow direction in front of the shut-off valve B3.
  • the blood stream to be treated is taken from a vein of the patient or animal to be treated and the treated blood stream is returned to a vein.
  • the blood flow can preferably via an additional inlet B4 in the blood flow direction to the adsorber device A and before the dialyzer D preferably a substituate to compensate for the loss of fluid in the adsorber A and / or the dialysis device D are supplied.
  • the system may also have an inlet B4 in the blood flow direction after the dialyzer D for adding the substituate to compensate for the liquid and / or volume loss in the adsorber A and / or the dialyzer D.
  • Such a system is particularly suitable for post-CVVHDF.
  • Fig. 8 shows a fifth embodiment of a system B500 for extracorporeal blood treatment according to the invention, which is also based on the system B100 according to the invention shown in Fig. 4, but differs from the system B100 of Fig. 4 in that the adsorber A according to the gas exchange device G is arranged, in particular after the gas exchange device G and after the dialyzer D.
  • This arrangement has the advantage that increases the pressure gradient in the gas exchange device G to the gas exchange membrane by the increased, resulting from the adsorber A back pressure, thereby achieving an improved gas exchange can be.
  • the substituate for compensating the volume loss in the adsorber device A is preferably, as shown in FIG. 8, added to the bloodstream via the inlet B4 in front of the gas exchange device G.
  • an addition in front of the dialysis device D is possible in an advantageous manner.
  • Fig. 9 shows a sixth embodiment of an extracorporeal blood treatment system B600 according to the invention, which is based on the system B500 according to the invention shown in Fig. 8, but differs from the system B500 of Fig. 8 in that the gas exchange device G therein Case is arranged in front of the dialysis device D, which is formed in this case only for Flämofiltration and not for hemodialysis.
  • This arrangement has the advantage that the dynamic pressure upstream of the dialyzer D and upstream of the adsorber device A acts in each case to increase the pressure gradient within the gas exchange device G on the gas exchange membrane, whereby the efficiency of the gas exchange can be increased.
  • the substituate to compensate for the volume loss in the Adsorbervorides A is also added via the inlet B4 before the gas exchange device G the bloodstream, so that an undesirable C0 2 charge can be compensated by the substituate by means of the subsequently arranged gas exchange device G.
  • FIG. 10 shows a seventh exemplary embodiment of an extracorporeal blood treatment system B700 according to the invention, which is likewise based on the system B100 according to the invention shown in FIG. 4, in which however a bypass device B13 is additionally present with a bypass line B13A and a bypass valve B13B, which allows a diversion of the blood stream to be treated around the adsorber device A.
  • This B700 system has the advantage that either a blood treatment with or without adsorption treatment is possible.
  • the flexibility with regard to the possible uses of a system according to the invention is significantly increased, since not in each case for blood treatment in each case one Adsorption treatment is indicated or a clotted or a nearly fully loaded, or saturated adsorber can be bypassed.
  • the bypass valve B13B is preferably designed such that a blood stream to be treated is in each case guided completely either by the adsorber device connected downstream of the bypass valve B13B in the blood flow direction or completely past the adsorber device A via the bypass line B13A.
  • the system has a correspondingly designed bypass device for each of the blood treatment devices A, D, G, so that optionally a adsorption treatment, and / or a gas exchange and / or a dialysis treatment is possible with a system according to the invention is.
  • Fig. 1 shows an eighth embodiment of a system B800 according to the invention, which is based on the system B100 of Fig. 4, wherein in this embodiment, the first blood treatment device instead of an adsorber A is a plasma separator PT in the form of a plasma filter PT, via which by means of a further, in particular third, pump P3, separated blood plasma via a line B16, which forms a fourth outlet for the removal of separated blood plasma, a blood plasma disposal container W can be supplied.
  • the first blood treatment device instead of an adsorber A is a plasma separator PT in the form of a plasma filter PT, via which by means of a further, in particular third, pump P3, separated blood plasma via a line B16, which forms a fourth outlet for the removal of separated blood plasma, a blood plasma disposal container W can be supplied.
  • fresh plasma can be supplied to the bloodstream as a replacement for the discharged quantity of blood plasma, in particular by means of a further, in particular fourth, pump P4.
  • Fig. 12 shows a ninth embodiment of a system according to the invention B900, which is based on the system B800 of Fig. 1 1, wherein in this embodiment, the separated plasma is not supplied to a blood plasma disposal container W, but by means of a hose, in particular by means of a bypass line, is passed through a blood treatment device in the form of an adsorber A, wherein the treated plasma is supplied to the rest of the blood stream after the adsorption treatment, in particular in the main line.
  • Fig. 13 shows a tenth embodiment of a system according to the invention B1000, which is based on the system B900 of FIG. 12, in this embodiment, the separated plasma is not supplied to the remaining blood flow after the adsorption treatment, but the plasma separator PT for recirculation in a bypass circuit.
  • improved plasma separation and / or adsorption treatment can be achieved.
  • the present invention relates to a functional unit for performing an extracorporeal blood treatment, a blood guide device for interacting with the functional unit for performing an extracorporeal blood treatment comprising a blood treatment element, the blood treatment element having a device for extracorporeal reduction of the carbon dioxide content in the blood after a blood treatment element Embodiment according to the first aspect of the invention, and an assembly comprising an extracorporeal blood treatment functional unit and a blood guide device each for use with a buffer solution according to the first aspect of the invention.
  • CRRT acute dialysis
  • HD hemodialysis
  • FIDF hemodifiltration
  • HF hemofiltration
  • HP hemoperfusion
  • ISO-UF extracorporeal membrane oxygenation
  • a dialyzer and a blood treatment element for further extracorporeal blood therapy such as a gas exchanger
  • gas exchanger a blood treatment element for further extracorporeal blood therapy
  • the inventor has recognized that the forced coupling of the flow rates in the dialyzer and in the gas exchanger by the serial arrangement of the two components regardless of their order for the operation of the treatment device with an effective gas exchange is problematic.
  • the flow rates used in the continuous treatment methods of acute dialysis (CRRT) usually do not exceed 200-300 ml / min.
  • the efficiency of the lung support therapies mentioned is heavily dependent on blood flow.
  • a blood flow from a medical point of view of at least 500 ml / min is provided.
  • a combination of these renal replacement and lung support therapies for C0 2 reduction in blood is thus always associated in the art with treating one of the underlying indications with diminished efficiency.
  • the object of the present invention is to overcome the aforementioned drawbacks and to allow extracorporeal blood treatment using a combination of a dialyzer and another blood treatment element to reduce the carbon dioxide content in blood (combination therapy) in the optimal efficiency range of each partial therapy.
  • the functional unit according to the invention for carrying out an extracorporeal blood treatment in which blood is guided in a blood guide device with a main blood line and at least one secondary line, which is fluidically connected to the main blood line and wherein the main blood line has a dialyzer and downstream of the dialyzer, a blood treatment element
  • the blood treatment element (C103) is a device for extracorporeal reduction of the carbon dioxide content in the blood (C10) according to any one of claims 8 to 19, has a A control device and a pumping arrangement, which is configured to generate blood flows in the main blood line and in the at least one secondary line, wherein the control device is configured to operate the pumping arrangement such that a first blood flow rate in the dialyzer (dialyzer flow rate) from a second blood flow rate in is decoupled from the blood treatment element.
  • a "blood treatment element or a” guest exchanger is understood to mean a device for extracorporeal reduction of the carbon dioxide content in the blood according to the first aspect of the invention, in particular as defined in claims 8 to 19.
  • the device for extracorporeal reduction of the carbon dioxide content is characterized in that it is operated with the buffer solution according to the invention according to the first aspect of the invention, in particular as defined by the features of at least one of claims 1 to 6.
  • the blood treatment element has a first delimited area for the absorption of extracorporeal blood, and a second delimited area for receiving the buffer solution according to the invention according to the first aspect of the invention, wherein the first and the second area in a contact zone adjacent to each other only by a membrane , via which a gas exchange can take place between the blood and the buffer solution, are separated from one another.
  • the arrangement according to the invention for the treatment of blood has a functional unit according to the invention for carrying out an extracorporeal blood treatment and a blood-guiding device according to the invention.
  • the extracorporeal blood treatment functional unit, the blood guide apparatus of the present invention, and the blood treatment arrangement of the present invention permit operation of extracorporeal blood treatment using a common extracorporeal blood circuit in series connection of a dialyzer with a reduction treatment member arranged downstream of the dialyzer of carbon dioxide in blood to improve the efficiency of treatment.
  • a higher blood flow makes sense for the further extracorporeal blood therapy than for the therapy in the dialyzer.
  • the blood treatment element for further extracorporeal therapy is a gas exchanger for CCV removal.
  • “therapy” may include not only healing, but also at least relief, symptom therapy, delay, weaning, and diagnosis.
  • blood therapy can be understood to mean any effect on the blood or change of the blood, such as the addition of substances into the blood or the removal of substances from the blood, which can produce one of the above or a corresponding effect.
  • the functional unit for performing an extracorporeal blood treatment may be the reusable machine side of the blood treatment arrangement.
  • the blood-guiding device may be a blood-tubing set or a blood-containing cassette or a combination of blood-tubes and at least one blood-line cassette for upgrading to the blood-treatment device.
  • the blood-guiding device can be designed as a disposable medical article which is discarded after each treatment.
  • the blood-guiding device can have, in addition to the blood guide, one or more further fluid guides, such as a dialysate circuit or conduits for guiding a buffer solution for reducing the carbon dioxide content in blood, as described in the first aspect of the invention, in particular as represented by the features of claims 1 to 6 for operating a gas exchanger or blood treatment element as described above.
  • the main blood line of the blood-guiding device can have suitable connectors or connections for connection to the dialyzer and / or for connection to the blood-treatment element.
  • the configuration of these connectors, in particular for connection to the dialyzer may, for example, have a cylindrical shape with an outer diameter in the range of 10.5-12.8 mm and a conical fluid channel with an inner diameter of 6.33 mm at the distal end of the connector , According to the invention, however, other embodiments are conceivable that meet the requirements of the intended rivers according to the knowledge of the skilled person.
  • the blood-guiding device can also comprise the dialyzer and / or the blood treatment element if they are firmly connected, for example glued or welded, to the main blood line.
  • the blood treatment and blood management devices of the present invention may be arranged to cooperate and together may form a blood treatment assembly of the invention.
  • the arrangement for Blood treatment may include other components beyond the functional unit and the blood guide device.
  • the functional unit and the blood-guiding device can each have complementary components which are intended to interact.
  • the functional unit has a pumping arrangement
  • the blood-guiding device has one or more pumping arrangement sections, designed for the action of the pumping arrangement of the blood treatment device.
  • the functional unit may include one or more pressure sensors while, in some embodiments, the blood-guiding device may optionally include one or more pressure sensing sections that may be configured to pick up the pressure by means of said pressure sensors of the pressure sensing functional unit.
  • the pressure measuring section can be a flexible membrane or a drain which can transmit the pressure in the blood guidance device to the pressure sensor by means of a compressible gas column.
  • the functional unit may optionally include a medical fluid supply infusion pump or two medical fluid supply infusion pumps or three medical fluid supply infusion pumps or four or more medical fluid supply infusion pumps, while the main blood supply line of the blood guide device may be optional
  • Embodiments may include one or more medicinal fluid addition ports for anticoagulation, and further optionally one or more dilution fluid addition ports.
  • the term addition port may be understood as meaning both a pure connection or connector on the main blood line of the blood guidance device, for example configured as a luer lock, but also a detachably or firmly connected access line to the main blood line.
  • the above-mentioned infusion pumps of the blood treatment device may be provided to act in a pumping manner on the access conduits connected to the delivery ports.
  • the access lines can be connected in each case to liquid reservoirs with the liquid to be added, for the promotion of these in the main blood line by means of the infusion pumps.
  • the inventor proposes to branch the main blood conduit of the extracorporeal ECC at a first branch upstream of the dialyzer, recirculate a bypass around the dialyzer, and rejoin the dialyzer upstream of the dialyzer and upstream of the gas exchanger at a second branch Main blood line to unite.
  • the inventor arranges the dialyzer in the main blood line upstream of the gas exchanger. This may cause the above-described C0 2 re-enrichment to be avoided.
  • a pump arrangement which is set up to generate blood flows in the main blood line and in the secondary line can be arranged on the extracorporeal blood circuit.
  • the pump arrangement can be connected to a control device.
  • the control device is configured to control the operation of the pumping arrangement by means of corresponding signals.
  • control also includes, as an alternative, the possibility of a regulation.
  • the control device is configured to operate the pumping arrangement such that a first blood flow rate in the dialyzer is decoupled from a second blood flow rate in the blood treatment element.
  • decoupled is to be understood that any flow rates in the dialyzer and in the blood treatment element can be generated by means of the controller, without the determination of a flow rate limits the choice of the other flow rate.
  • the pumping arrangement may be configured to generate blood flow rates independent of each other in the main blood line and the bypass.
  • independent it is to be understood that the definition of one of the two flow rates has no effect on the settings of the pumping arrangement for the choice of the other flow rate.
  • the pumping arrangement may be implemented in a variety of manners to function in the above manner.
  • the pumping arrangement has at least two elements which act on the flow in the two line sections. At least one of these elements is usually an active element, through which the flow in a line element can be evoked, for example a pump.
  • the second of the at least two elements can also be an active element for generating a flow or a passive element, the effect of which may be that the flow through the element is fixed or adjustable.
  • This second element may be, for example, a throttle or a valve.
  • the pumping assembly may consist of an occluding blood pump in the main blood conduit upstream of the first branch and another occluding blood pump downstream of the first branch and upstream of the dialyzer.
  • Further embodiments of the pumping arrangement are shown in the figures and in the description of the figures. However, beyond the exemplary embodiments described, the invention also encompasses all other pumping arrangements capable of passing blood through the main blood line and / or the at least one secondary line.
  • the pumping arrangement may be further configured to generate a blood flow in a second bypass.
  • the control device may be configured to operate the pumping arrangement such that the blood flow rate in at least one section of the main bloodline is independent of at least one of the bloodflow rates in the sidecircuits.
  • the main blood conduit of the extracorporeal ECC branches at a first branch downstream of the blood treatment element for further extracorporeal blood treatment, a bypass leads around the blood treatment element and rejoins the main blood line upstream of the blood treatment element and downstream of the dialyzer ,
  • the pumping arrangement with the blood flow in the secondary line obtains a recirculation of the blood flow via the blood treatment element.
  • the blood flow rate in the blood treatment element increases in comparison to the blood flow rate in the dialyzer by the amount of blood flow in the secondary line, which leads to the decoupling of the two rivers according to the invention and thus to the solution of the problem.
  • the extracorporeal blood when passing through the gas exchanger is initially reduced mainly by the C0 2 freely available in the plasma. Subsequently, free C0 2 is again released into the plasma from the natural C0 2 buffer system of the blood. The initial reduction of the partial pressure of the free C0 2 is thus compensated again after some time.
  • the inventor has recognized that the blood already treated in the gas exchanger is thus accessible for re-treatment after a short time and, for this reason, the above-described recirculation through the gas exchanger can be worthwhile.
  • the blood can also be conducted in two secondary lines, wherein the first secondary line is discharged at a first branch upstream of the dialyzer from the main blood line and at a second branch downstream of the dialyzer and upstream of the treatment element again with the Main blood duct united.
  • the second secondary line may be discharged from the main blood line at a recirculation branch downstream of the blood treatment element and open into a recirculation return port.
  • the recirculation return port may in this case be arranged in the main blood line upstream of the connection point for the blood treatment element and downstream of the connection point for the dialyzer.
  • the recirculation return port can also be arranged in the first secondary line upstream of the second branch.
  • the second bypass may recirculate the blood through the blood treatment element for further blood treatment therapy and thus contribute to increasing the efficiency of this partial therapy.
  • the pumping assembly may be further configured to generate blood flow in the second bypass.
  • the controller may be configured to operate the pumping assembly such that the blood flow rate in at least a portion of the main blood conduit is independent of at least one of the blood flow rates in the secondary conduits.
  • citrate calcium chelates are reinfused to the patient at the time of blood return, where the citrate levels in the liver are metabolized and the calcium is released. Another part of the chelates is removed from the extracorporeal blood circulation via the dialyzer membrane and discarded.
  • the rate of citrate addition is usually coupled to blood flow to provide adequate anticoagulation for the appropriate amount of blood which contacts the components of the extracorporeal blood circulation.
  • the rate of addition of calcium may be chosen so that the calcium losses are just balanced across the dialyzer membrane. It is therefore dependent on the blood flow through the dialyzer, but also on multiple other parameters, such as the Citratzugaberate and treatment-specific properties such as the choice of dialyzer membrane, the prevailing transmembrane pressure u.a.
  • a control device may be provided which controls a corresponding addition of the anticoagulant substance.
  • This control may, for example, be based on at least one or more of the calcium ion concentration, blood flow, dialyzer membrane, transmembrane pressure and / or standard protocols stored in the device.
  • the conduit of the present invention provides for the placement of a delivery port for adding a first medical fluid for anticoagulation, such as citrate, in a portion of the main blood conduit upstream of the dialyzer, the entire blood flow thereafter also passing the dialyzer.
  • a delivery port for adding a first medical fluid for anticoagulation such as citrate
  • the known dosing protocols for CiCa anticoagulation despite combination therapy can continue to be used, since initially only the coagulation must be considered by the dialyzer.
  • the components of the blood treatment element may be anticoagulated by coating.
  • the conduit optionally provides for the location of an addition port for adding a second medical fluid to the anticoagulant, e.g., calcium, in the main blood conduit downstream of the blood treatment element.
  • a second medical fluid e.g., calcium
  • another delivery port may be for a third medical fluid for anticoagulation, e.g. Citrate, be arranged on the main blood line upstream of the first branch.
  • a third medical fluid for anticoagulation e.g. Citrate
  • the additional addition via the addition port upstream of the first branching is preferably carried out for small amounts of citrate, since the maximum tolerated amount of citrate is metabolically limited and the greater effect on the usually not anticoagulant coated dialyzer is needed. That's why it's not necessary in the case of calcium dosage in this case, to deviate from the known algorithm, even if an additional addition of small amounts of citrate takes place through this line.
  • the first and / or second and / or third medical fluid for anticoagulation may each be also fleparin or another medical fluid with anticoagulating action.
  • pump sections for infusion pumps can be arranged, with which the medical liquid to be added can be conveyed from a reservoir through the addition line to the main blood line.
  • the same medicinal fluid is delivered through a plurality of metering lines, particularly in the case of citrate, it may also be delivered with a common pump and / or from a common reservoir.
  • the blood treatment device as described above may comprise a pressure sensor, in particular for measuring the pressure in the main blood line between the dialyzer and the blood treatment element, where in some embodiments of the blood guidance device a corresponding pressure measuring section for tapping the pressure by means of Pressure sensor can be arranged.
  • the blood treatment device may have a further pressure sensor for determining the transmembrane pressure, in particular for measuring the pressure in the main blood line between the first branch and the dialyzer.
  • a corresponding pressure measuring section for tapping the pressure by means of the pressure sensor can be arranged in the blood guide device.
  • one or more pressure sensors can be arranged on the dialysate side.
  • the pressure upstream and / or downstream of the dialyzer on the dialysate side can be measured.
  • the blood guide device may optionally have one or more dilution liquid addition ports on the main blood line.
  • these injection ports in each case by means of appropriate infusion pumps on the side of
  • Blood treatment device dilution liquid such as a substituate solution or dialysis solution are conveyed into the main blood line.
  • the invention may contain one or more reservoirs for storing the dilution fluid, e.g. Disposable bag.
  • the blood treatment device may be configured to prepare the substituate solution or dialysis solution.
  • the blood treatment device can be a water treatment device with, for example, a degassing device and concentrate ports for the connection of
  • An addition port for a dilution fluid may be located upstream of the dialyzer for pre-dilution on the main blood line.
  • an addition port for a dilution liquid can be arranged on the main line downstream of the dialyzer and upstream of the blood treatment element.
  • An addition port for a dilution liquid for post-dilution may also be disposed in the main blood line downstream of the blood treatment element.
  • Substituate lines may also be connectable by the user optionally to one or more of said dilution fluid addition ports.
  • the dilution liquid can also be conveyed from a common reservoir and / or with a common infusion pump.
  • the dialyzer can be arranged in the secondary line and the blood treatment element for reducing the carbon dioxide content can be arranged in the skin line. It is thus also possible to decouple the blood streams flowing through the dialyzer and the blood treatment device and to set distinctly different flow rates. Accordingly, via a branch in the main blood line downstream of the blood treatment element, a blood flow can be conducted via the secondary line, which is significantly lower than the flow rate of the blood in the main blood line.
  • the blood may flow through the dialyzer in the by-pass and be treated with mass transfer and united via a branch upstream of the blood treatment element with the main blood line.
  • the flow rate of the blood in the treatment element for reducing the carbon dioxide content in blood is thereby added from the flow rate of the blood taken from the patient and the flow rate of the blood which is adjusted in the secondary line.
  • the blood guide device for cooperating with a functional unit described above is thus characterized by a main blood line for fluidic connection with a blood treatment element, wherein the blood treatment element is a device for extracorporeal reduction of the carbon dioxide content in blood according to one of claims 8 to 19, and a secondary blood line for fluidic connection with a dialyzer, the main blood line having at one end a blood collection port for connection to a blood collection port of a patient and at another end a blood return port for connection to a blood return port of the patient, the secondary line (C130) being at a first branch (C104) from the main blood line (C101), preferably downstream of the blood treatment element for reducing the carbon dioxide content, and at a second branch (C105), preferably upstream of the blood treatment to reduce the carbon dioxide content, reunited with the main blood line (C101).
  • the blood treatment element is a device for extracorporeal reduction of the carbon dioxide content in blood according to one of claims 8 to 19, and a secondary blood line for fluidic connection with a dialy
  • addition ports for adding a first and / or second medical fluid for anticoagulation may also be arranged on the blood-guiding device. Accordingly, an addition port for a first medical fluid for anticoagulation, eg, a citrate solution, may be disposed upstream of the dialyzer in the bypass (C130). Furthermore, another Addition port (C1 1 1) for a second medical fluid for anticoagulation, for example, a calcium solution, be arranged downstream of the connection point for the treatment element in the main blood line.
  • a first medical fluid for anticoagulation eg, a citrate solution
  • another Addition port (C1 1 1) for a second medical fluid for anticoagulation for example, a calcium solution
  • Figure 14 is a schematic representation of an embodiment of an arrangement according to the invention for the treatment of blood.
  • Figure 15 is a schematic representation of an embodiment of a blood guide device according to the invention, with connected dialyzer and with connected blood treatment element.
  • 16a shows a schematic representation of the flow chart of a blood-guiding device according to the invention.
  • FIG. 16b is a schematic representation of the flow chart of the blood guidance device shown in FIG. 16a with further optional components.
  • FIG. 17 a shows a schematic representation of the flowchart as an example of an alternative embodiment variant of the pump arrangement, represented by the pump arrangement sections.
  • FIG. 17b shows a schematic representation of the flowchart, by way of example, a further alternative embodiment variant of the pump arrangement, represented by the pump arrangement sections.
  • FIG. 17c shows, in a schematic representation of the flowchart, by way of example a further alternative embodiment variant of the pump arrangement, represented by the pump arrangement sections.
  • FIG. 17d shows a schematic representation of the flowchart, by way of example, a further alternative embodiment variant of the pump arrangement, represented by the pump arrangement sections.
  • FIG. 18 a shows a schematic representation of the flowchart of a blood-guiding device according to the invention in an alternative embodiment.
  • FIG. 18b shows a schematic representation of the flowchart of the blood guidance device shown in FIG. 18a with further optional components.
  • 19a shows a schematic representation of the flowchart of a further alternative embodiment of a blood-guiding device according to the invention.
  • FIG. 19b shows a schematic representation of the flow chart of the blood guidance device shown in FIG. 19a with an alternative arrangement of the recirculation return port.
  • FIG. 20 is a schematic representation of the flowchart of the blood guidance device shown in FIG. 19a with further optional components.
  • Figure 21 is a schematic representation of the flow chart of another embodiment of a blood treatment device in which the dialyzer is arranged in the secondary line.
  • the blood treatment apparatus C1000 has a functional unit C10 and a blood guide apparatus C100.
  • FIG. 14 shows the functional unit C10 in the form of a dialysis machine for acute dialysis, which is equipped with a blood guide device C100 designed as a cassette.
  • the blood treatment device has a control device C30 and a pumping arrangement C7.
  • FIG. 14 shows the main blood line C101 of the blood guidance device C100, to which a dialyzer C102 and a blood treatment element C103 in the form of a gas exchanger are connected.
  • the main blood line C101 can also have one or more pressure measuring sections, to which the pressure can be tapped by means of the pressure sensors C17 optionally present in the functional unit C10.
  • the blood-guiding device C100 can be designed as a disposable medical article in the form of a blood cassette (FIG. 15).
  • the blood guide device C100 may include one or more pump assembly sections C107 to which the pumping assembly C7 of the blood treatment device C10 may act to deliver the fluid in the corresponding conduit section of the blood guide device C100.
  • Fig. 15 shows the main blood passage C101 discharging from the cassette body of the blood guide device C100, having in series the dialyzer C102 and the blood treatment element C103, here in the form of a gas exchanger, and then returning to the cassette body where the pumping arrangement sections C107 may be arranged. Upstream of the dialyzer C102, the first branch C104 may be arranged, from which the first sub-line C106 discharges.
  • the second branch C105 Downstream of the dialyzer C102 and upstream of the blood treatment element C103, the second branch C105 may be arranged, at which the first secondary line C106 reunites with the main blood line C101. Upstream of the dialyzer C102 may further be an addition port C108 for a first medical fluid for anticoagulation, for example citrate. Downstream of the blood treatment element C103, a recirculation branch C119 may be arranged, from which the second sub-line C120 is discharged. The second sub-line C120 terminates in a recirculation return port C121, which may be located in the main blood line C101 upstream of the blood treatment element C103 and downstream of the dialyzer C102.
  • the blood guide device C100 has a main blood line C101, the main blood line C101 having at one end a blood collection port C127 for connection to a blood collection port of a patient and at another end a blood return port C128 for connection to a blood return port of the patient.
  • the blood drawn from the patient may be extracorporeally directed to dialyzer C102 and blood treatment element C103 for further extracorporeal blood treatment therapy and infused back into the patient, as the flow chart of Figure 16a schematically illustrates.
  • a dialyzer C102 In the main blood line, a dialyzer C102 is arranged. This usually has a blood chamber and a dialysate chamber (not shown here), wherein the two chambers are separated by a semipermeable membrane, via which the blood with the dialysate flowing in the dialysis solution osmotic can interact.
  • the dialyzer can also be used for other renal replacement or kidney support therapies customary in dialysis, such as, for example, hemodiafiltration, hemodialysis, hemoperfusion, hemofiltration, ISO-UF etc., in particular also for therapy methods in which no dialysis solution is delivered on the dialysate side.
  • the main blood line C101 passes through a blood treatment element C103, here configured as a gas exchanger.
  • a blood treatment element C103 here configured as a gas exchanger.
  • This has a blood chamber and a gas chamber (not shown here), wherein the two chambers are separated by a semipermeable membrane, via which the blood can interact osmotically with the gas flowing in the gas line.
  • Both dialyzer C102 and gas exchanger C103 can have a multiplicity of individual membranes in the form of hollow fibers.
  • the individual chambers for blood, dialysate or gas may in each case also consist of a multiplicity of individual volumes lying inside the hollow fibers, which fluidly communicate with one another at the end of the fibers.
  • main blood line C101 Upstream of dialyzer C102, main blood line C101 has a first branch C104. From this first branch C104, a first sub-line C106 leads to a second branch C105 of the main blood line C101.
  • the blood guide device has pumping arrangement sections C107 at which the blood can be delivered by the pumping arrangement C7 of the functional unit C10 through both the main blood line C101 and the first sub-line C106.
  • the first pumping arrangement C7 is in the form of two occluding blood pumps, one in the main blood line C101 upstream of the first branch C104 and the second in the main blood line C101 downstream of the first branch C104 and upstream of the dialyzer C102 is.
  • the first pump pumps at 500 ml / min while the second pump delivers only at 200 ml / min.
  • a flow of 300 ml / min is established in the secondary line C106.
  • the guest exchanger for reducing the carbon dioxide content of blood C103 has an inlet port C103a and an outlet port C103b.
  • Buffer solution according to the first aspect of the invention, in particular as defined by the features of at least one of claims 1 to 6, is introduced and discharged into the second defined area of the gas exchanger via the inlet opening and the outlet opening.
  • the guest exchanger C103 thus corresponds in its operation and execution of the device for reducing the carbon dioxide content in blood according to the embodiment of the first aspect of the invention, in particular as illustrated in Fig. 3, further in particular as defined in at least one of claims 8 to 19.
  • the blood guide device may optionally include medical fluid injection ports for anticoagulation.
  • an addition port C108 for citrate solution can be arranged downstream of the first branch C104 and upstream of the dialyzer C102. This can also be designed as citrate C108, which is connected to a citrate reservoir C109.
  • the functional unit C10 may include an infusion pump C110 configured to deliver citrate from the reservoir C1 12 via the delivery port C108 into the main blood conduit C101. Downstream of the blood treatment element C103, an addition port C11 1 for calcium solution may be arranged. This can also be designed as a calcium line C1 1 1, which is connected to a calcium reservoir C112.
  • the functional unit C10 can have a further infusion pump C1 13, which is designed to deliver calcium from the reservoir C1 12 via the addition port C111 into the main blood line C101.
  • Figure 16b further shows another optional citrate adding option.
  • a third medical-grade anticoagulation port C114 is located upstream of the first branch C104 in the main blood line.
  • the addition port C1 14 can also be designed as a metering line, which can be connected to a citrate reservoir C115.
  • the functional unit C10 can have a further infusion pump C116, which is designed to deliver citrate from the reservoir C115 via the delivery port C1 14 into the main blood line C101.
  • the third feed line C114 can also be fed from the first reservoir C109.
  • the third infusion pump C116 omitted if the pressure generated by the first infusion pump C1 10 is used in a subsequent branching third addition line.
  • the third Zugabe apparently have a valve or a throttle, which adjusts the pressure accordingly.
  • FIGS. 17a to 17d show schematically in each case a section of the main blood line C101 of the blood guide device C100 in the area around the first branch C104 and the second branch C105, which in this embodiment, the two flow paths via the sub-line C106 and the portion of the main blood line 101st through the dialyzer C102 contains.
  • FIGS. 17a to 17d show by way of example various possible embodiments of the pump arrangement represented by the pump arrangement sections C207, C307, C407, C507 for the action of the pump arrangement C7 of the functional unit C10.
  • FIG 17a shows a variant of the pumping arrangement represented by the pumping arrangement sections C207, which also has a first blood pump in the main blood line C101 upstream of the first branch C104, but with an alternative arrangement of the further occluding blood pump in the sub-line C106.
  • FIG. 17d shows another exemplary embodiment of a first pumping arrangement represented by the pumping assembly sections C507, which has two occluding blood pumps, one located in the bypass C106 and the other in the main bloodline C101 between the dialyzer C102 and the first branch C104 is located.
  • All of the pumping arrangements according to the invention can both generate a blood flow in the main blood line C101 and also carry a defined flow rate partial flow via the branch line C106, so that the ratio between the total flow in the main blood line C101 upstream of the first branch C104 and downstream, respectively second branch C105 and in the range of dialyzer C102 is adjustable.
  • the invention is not limited to the embodiments of the pump arrangement C7 shown in FIGS. 17a to 17d.
  • the pumping assembly C7 may independently control the flows of the two conduit sections.
  • the pumping assembly C7 may include various fluidic components, including occluding pumps, non-occluding pumps, clamps, valves, throttles, etc.
  • the components of the pumping assembly C7 may be located or act at other locations in the extracorporeal blood circuit.
  • the blood guidance device C100 can also have an alternative flow guide.
  • the first branch C104, at which the branch line C106 branches off from the main blood line C101 is disposed downstream of the blood treatment element C103.
  • the second branch C105 at which the sub-pipe C106 recombines with the main blood pipe C101 is disposed upstream of the blood treatment member C103 and downstream of the dialyzer C102.
  • the blood guide device may optionally include medical fluid addition ports for anticoagulation.
  • an addition port C108 for citrate solution can be arranged upstream of the dialyzer C102. This can also be designed as citrate C108, which is connected to a citrate reservoir C109.
  • the functional unit C10 may include an infusion pump C110 configured to deliver citrate from the reservoir C112 via the delivery port C108 to the main blood conduit C101. Downstream of the blood treatment element C103, an addition port C11 1 for calcium solution may be arranged. This can also be designed as a calcium line C1 1 1, which is connected to a calcium reservoir C112.
  • the functional unit 10 a further infusion pump C113, which is designed to promote calcium from the reservoir C1 12 via the addition port C1 1 1 in the main blood line C101.
  • FIG. 19a schematically shows, with reference to the flowchart, a further alternative embodiment of a blood guidance device according to the invention, wherein here, in addition to the features of FIG. 16a, there is a second secondary line C120 for the repeated recirculation of the blood through the blood treatment element C103 designed here as a gas exchanger.
  • the second sub-line C120 debouches from the main blood line C101 at a recirculation branch C1 19 and flows into a recirculation return port C121.
  • the recirculation return port C121 is located in the first sub-line C106 upstream of the second branch C105.
  • FIG. 19b shows an alternative routing and differs from that shown in FIG.
  • the pump arrangement C7 of the functional unit C10 can also be set up to generate a blood flow in the second bypass C120.
  • the pump arrangement C7 of the functional unit 10 in FIGS. 19a and 19b represented here by the pump arrangement sections C107, comprises a further occluding pump in the second secondary line C120.
  • controller C30 of the functional unit C10 may be configured to operate the pumping assembly C7 such that the blood flow rate in at least a portion of the main blood conduit C101 is independent of at least one of the blood flow rates in the secondary conduits C106, C120.
  • FIG. 20 schematically shows an embodiment of the blood-guiding device of FIG. 19a with additional optional components. Also in the embodiment with two secondary line C106, C120, the feed ports C108, C111, C114 already described for the exemplary embodiment of FIG. 19b, the corresponding infusion pumps C110, C113, C116 and reservoirs C109, C112, C115 can be provided.
  • Figure 20 further shows two optional pressure measurements C117, C118 in the main blood line C101 downstream and upstream of the dialyzer C102.
  • the pressure downstream of the dialyzer and optionally also upstream of the dialyzer is helpful to to determine the transmembrane pressure. This represents an important quantity, which gives information in the course of dialysis therapy, for example about an imminent filter blockage.
  • the transmembrane pressure can also be taken into account when determining the calcium addition rate via the second addition port C1 1 1.
  • the pressures in the respective river sections are also helpful to monitor the therapy by means of pressure limit windows.
  • FIG. 20 shows optional components which also permit flamed filtration and / or hemodiafiltration on the side of kidney replacement therapy.
  • the extracorporeal blood circulation can have one or more addition ports C124, C125, C126 for dilution liquid, optionally also as substituate line, through which substitution fluid can be added from a reservoir C122 into the main blood line C101 by means of a further infusion pump C123.
  • the substituate line can be connected in predilution C124, then it flows upstream of the dialyzer C102 in the main blood line C101.
  • the substituate line may also be connected in postdilution. In postdilution, the blood circulation according to the invention offers two possible connection positions.
  • the post-dilution line C125 between dialyzer C102 and blood treatment element C103 may flow into the main blood line C101.
  • the post-dilution line C126 may also flow into the main blood line C101 downstream of the gas exchanger.
  • the last variant C126 offers the advantage that the substitution solution, which usually contains calcium, reduces the anticoagulant effect of citrate only in the back of the extracorporeal blood circulation.
  • the substituate line may also optionally be connected by the user at one or more of the named positions.
  • pre- and post-dilution it is also possible to use two infusion pumps for the dilution fluid, which pumps are independent of each other (not shown).
  • FIG. 21 schematically shows an embodiment of a blood-guiding device in which the dialyzer is arranged in a secondary line C130.
  • the branch pipe C130 branches off from the main blood line C101 at the branch C104 downstream of the blood treatment element C103 for reducing the carbon dioxide content in blood, and is united at the branch C105 upstream of the blood treatment element C103 with the main blood line C101.
  • the dialyzer is C102 and a pumping arrangement section C107 which controls in cooperation with a pumping arrangement C7 and an adjustable blood flow in the bypass C130.
  • auxiliary blood line C130 contains an addition port for a first medical fluid for anticoagulation, in particular a citrate solution with which infusion pump C1 10 from a reservoir C109 infuses a first medical fluid, in particular a citrate solution, into the bloodstream of secondary line C130 for anticoagulation can be.
  • a first medical fluid for anticoagulation in particular a citrate solution with which infusion pump C1 10 from a reservoir C109 infuses a first medical fluid, in particular a citrate solution, into the bloodstream of secondary line C130 for anticoagulation can be.
  • a pumping arrangement section C107 with which blood can be withdrawn from a patient via the blood collection port C127 in cooperation with a pumping arrangement C7 and blood flow in the blood pool Main blood line can be regulated.
  • the blood guide device Downstream of the blood treatment element C103, the blood guide device has a second medical fluid addition port for anticoagulation C11 1, in particular a Clacium solution, with which the second medical fluid, in particular the calcium solution, is introduced into the bloodstream via the infusion pump C1 13 from a reservoir C1 12 Main blood line can be infused.
  • the main blood line C130 has a blood return port over which treated blood can be returned to the patient.
  • the butt treating member C103 has an inlet port C103a and an outlet port C103b through which a buffer solution according to any of the first aspect of the invention for reducing the carbon dioxide content in blood is flown through a second delimited area (not shown) of the blood processing element C103 can.
  • the blood guide device of Fig. 21 has the advantage that the blood streams for treatment in the dialyzer C102 and in the treatment element C103 can be decoupled from each other, as from a medical and therapeutic point of view for the combined treatment of blood by dialysis and reduction the carbon dioxide content is required.
  • the various required portions are in the different portions of the bypass C130 and the main blood conduit C101 Blood flows adjustable and adjustable.
  • a blood flow of 500 ml / min can be set in the main blood line C101 upstream of the blood treatment element C103, while a blood flow of 200 ml / min can be set in the secondary line.
  • the blood flows in the main blood line C101 and the sub-line C130 are united via the branch C105 so that a blood flow of 700 ml / min is established in the portion of the main blood line between the branch C105 upstream of the blood treatment element C103 and the branch C104 downstream of the blood treatment element C103.
  • the blood treatment element C103 is thereby perfused with the high blood flow required from a therapeutic point of view, whereas the dialyzer C102 is perfused with a lower blood flow required from a therapeutic point of view.
  • Downstream of the branch C104 and downstream of the blood treatment element C103 a blood flow of 500 ml / min is established by the aforementioned setting of the blood flows in the main blood line and secondary line.
  • the functional device C10 comprises a control device C30.
  • the control device C30 may be configured to control a treatment process.
  • a blood flow in the main blood line C101 in the region of the dialyzer C102 between 0 and 300 ml / min can be generated.
  • a blood flow of greater than 500 ml / min can be generated.
  • the flow rate in the main blood line C101 before the first branch C104 corresponds to the flow rate in the blood treatment element C103.
  • the desired dialyzer flow rate can be set.
  • the flow rate in the sub-line C106 is a difference of the flow rate in the blood treatment element C103 and the dialyzer flow rate.
  • the flow rate in the blood treatment element C103 in all embodiments of the invention may also be greater than 800 ml / min, greater than 1 l / min or greater than 2 l / min. All of these flow rates and even beyond are possible according to the invention in the area of using a blood treatment element C103.
  • the dialyzer flow rate may also be in the range between 100 and 250 ml / min. It may also be in the range of 175 to 225 ml / min or exactly 200 ml / min.
  • the flow rate of the first medical anticoagulation liquid, for example, citrate, which is delivered into the main blood passage C101 by the first infusion pump C110 may be regulated by the control device C30 depending on the dialyzer flow rate.
  • the flow rate of the second medical fluid for anticoagulation may be regulated by the control device C30 depending on the dialyzer flow rate.
  • the control can additionally take into account other dependencies, such as the flow rate of the first medical fluid for anticoagulation, the flow rate of the third medical fluid for anticoagulation, the transmembrane pressure (TMP), the type of dialyzer and / or others, optionally also to be selected by the user or parameters to be entered.
  • TMP transmembrane pressure
  • the flow rate of the third medical fluid for anticoagulation may be controlled by direct selection of the user. It may also be regulated depending on the flow rate in the blood treatment element C103 or on the difference between the flow rate in the blood treatment element 103 and the dialyzer flow rate.
  • the invention relates to a treatment system for reducing the carbon dioxide content in blood in an extracorporeal blood circulation
  • a first inlet for introducing a blood stream to be treated into the treatment system, the first inlet being in fluid communication with the first inlet port at the first defined area of the extracorporeal carbon dioxide reducing device in the blood via a fluid line;
  • a first outlet for delivering a treated blood stream from the blood treatment system, the first outlet in fluid communication with the outlet opening at the first defined area of the apparatus for extracorporeal reduction of the carbon dioxide content in the blood via a
  • Liquid line is in fluid communication
  • Fluid line is in fluid communication with the inlet port at the second delimited area of the device for extracorporeal reduction of the carbon dioxide content in the blood via a fluid line,
  • a container for collecting used buffer solution wherein the container for collecting the buffer solution used via a fluid line with the outlet opening at the second delimited area of the device for extracorporeal reduction of the carbon dioxide content in the blood via a
  • Liquid line is in fluid communication, or
  • the recirculation device instead of the container for collecting the buffer solution used, the recirculation device having a liquid line which returns the buffer solution used to the source of the buffer solution,
  • the treatment system comprises balancing means capable of accounting for the amount of buffer solution used, from the source of a buffer solution, and the amount of buffer solution used.
  • balancing means capable of accounting for the amount of buffer solution used, from the source of a buffer solution, and the amount of buffer solution used.
  • the treatment system according to the fourth aspect is characterized in that the balancing device is a gravimetric balancing device, characterized in that the balancing device comprises a balance with which the amount of buffer solution in the source for a buffer solution is weighed, and in that the balancing device comprises a balance with which the amount of the buffer solution used is weighed in the container used for collecting used buffer solution.
  • the balancing device is a gravimetric balancing device, characterized in that the balancing device comprises a balance with which the amount of buffer solution in the source for a buffer solution is weighed, and in that the balancing device comprises a balance with which the amount of the buffer solution used is weighed in the container used for collecting used buffer solution.
  • the treatment system according to the fourth aspect is characterized in that the balancing device is a volumetric balancing device which balances the volume of the buffer solution used from the source for a buffer solution and the volume of the buffer solution used via balancing chambers , or the flowmeter, the volume of the buffer solution used from the source of a buffer solution removed buffer solution and the amount of buffer solution used balanced.
  • the balancing device is a volumetric balancing device which balances the volume of the buffer solution used from the source for a buffer solution and the volume of the buffer solution used via balancing chambers , or the flowmeter, the volume of the buffer solution used from the source of a buffer solution removed buffer solution and the amount of buffer solution used balanced.
  • the treatment system according to the invention can be used with a dialysis machine, as used in acute dialysis.
  • the blood treatment system according to the invention thus offers the advantage that it can be operated with a conventional dialysis machine.
  • Such dialysis machines already have the protection systems required according to the known standards for detecting air and blood loss in the extracorporeal blood circulation.
  • the treatment system according to the invention and the associated method for the extracorporeal reduction of carbon dioxide in the blood of a patient can e.g. used and operated in combination with the known dialysis machine "multiFiltratPRO" or "multiFiltrate” from Fresenius Medical Care GmbH.
  • a gas exchanger which according to the definitions described above, the characteristics of the apparatus for reducing the carbon dioxide content in blood, as defined in the claims 8 to 19 identifies.
  • a gas exchanger has a gas-permeable Membrane, in particular a gas-selective membrane on.
  • Such membranes are described, for example, in EP 277 801 A2 or DE 100 34 098 A1.
  • a buffer solution is passed along in the second delimited area of the gas exchanger.
  • the patient's blood is pumped in countercurrent.
  • the treatment system according to the invention is largely unchanged from a treatment system for use in dialysis.
  • the pumps used on the machine side can be operated at a delivery rate in the range from 10 ml / min to 600 ml / min in order to deliver the buffer solution at a therapeutically effective level through the second delimited area of the apparatus for reducing carbon dioxide in the blood, or the gas exchanger, respectively.
  • a buffer solution according to the first aspect of the invention is used, in particular therefore a buffer solution having the features according to at least one of claims 1 to 6.
  • the buffer solution supplied to the guest exchanger corresponds to the buffer solution taken from the source for a buffer solution.
  • the buffer solution removed from the gas exchanger corresponds to the buffer solution used, which is collected in the container for collecting the buffer solution used.
  • Known dialysis machines for acute dialysis have two scales, which measure the incoming or discharged dialysis fluid on the dialyzer during a dialysis therapy and regulate the pumps for supplying and discharging the dialysis fluid accordingly.
  • the present treatment system has the advantage that during an extracorporeal blood treatment to reduce the carbon dioxide content in the blood of a patient by means of a buffer solution for C0 2 in a gas exchanger, the amounts of buffer solution used and used can be balanced.
  • the buffer solutions used for the therapy may not have physiological components that must not enter the bloodstream of the patient, since they can lead to health-hazardous situations for the patient.
  • a loss of buffer solution that can enter the extracorporeal bloodstream can be detected by the balance.
  • This balancing can also be done instead of scales by means of balancing chambers or flow meters arranged in the treatment system.
  • the treatment system according to the invention thus has a safety system with which it can be determined whether buffer solution has entered the bloodstream of the patient. Accordingly, if it is determined via the balancing device of the treatment system according to the invention that less used buffer solution is discharged from the gas exchanger than is introduced into the gas exchanger, then an alarm can be triggered via an electronic control unit of the treatment system according to the invention and, for example, the further extracorporeal treatment can be stopped.
  • FIG. 22 Further details and embodiments of the treatment system according to the invention will be explained with reference to FIG. 22.
  • the treatment system shown schematically in Figure 22 is not to be understood as a final embodiment. On the contrary, it is clear to the person skilled in the art that for the purposes of the present fourth aspect of the invention, further embodiments can be derived from the schematic representation of FIG. 22 by adding or omitting individual features.
  • Fig. 22 shows a schematic representation of a treatment system (D100) according to the invention for reducing the carbon dioxide content in blood.
  • the illustrated treatment system is cooperatively constructed of components that may be disposed on a dialysis machine and a treatment article.
  • Scales D8, D15, occlusion devices D1, D7, blood leak detector D11, optical detector D5, air bubble detector D6, pumps D13, D10, D2 and heater D12 are arranged on a dialysis machine in certain embodiments.
  • Gas exchanger, 10, drip chamber D4, buffer solution reservoir D9, source of buffer solution D14, fluid lines D16 to D20 may be placed on a treatment article.
  • machine-side components and the components of the treatment article are designed to cooperate in the extracorporeal reduction of carbon dioxide in the blood of a patient.
  • the pumps D2, D10 and D13 adapted with the fluid lines D16 to cooperate D19 and D18 to the promotion of blood from the patient B into the treatment system and the patient's back B of and the promotion of buffer solution of the Source of the buffer solution D14 to the gas exchanger 10 and from the gas exchanger 10 in the container D9 for collecting used buffer solution to effect.
  • the fluid conduits are made of flexible plastic tubing. Such fluid hoses are known in dialysis technology.
  • the pumps can be designed as gear pumps, diaphragm pumps or peristaltic pumps.
  • the pumps D2, D10 and D13 are configured as hose roller pumps.
  • the liquor device D12 cooperates with the liquid line D18 leading from the source of the buffer solution D14 to the gas exchanger 10 by heating the buffer solution passing through the liquid line D18.
  • the balances D8, D15 for balancing the buffer solution with the source D14 of the buffer solution and the container for collecting used buffer solution cooperate by weighing the buffer solution in the source of the buffer solution D14 and the buffer solution in the container for collecting the buffer solution and can be balanced over an electronic control or processing unit in the dialysis machine (not shown in Figure 22).
  • the source of buffer solution D14 is a fluid pouch containing the buffer solution.
  • the container for collecting used buffer solution is also a liquid bag.
  • buffer solution used in the sense of the present fourth aspect of the invention refers to buffer solution which has been passed through the second demarcated region 2 of the gas exchanger for the reduction of carbon dioxide in the blood of a patient.
  • the membrane 3 of the gas exchanger 10 in which the membrane 3 of the gas exchanger 10 is gas-impermeable but liquid-tight, in the liquid lines D18 and / or in the liquid line D19 can each be arranged a volume memory (not shown in Fig. 22).
  • the volume storage (s) are used to compensate for the volume difference, which may be caused by process-related possibly different delivery rates of the pumps D13 and D10. If, in the therapeutic operation of the treatment system D100, there are no membrane defects on the membrane 3 of the gas exchanger 10, the part of the treatment system through which the buffer solution flows is constant in volume.
  • the occlusion devices interact with the fluid conduits D16 and D17 by inhibiting blood flow through these fluids by occluding the fluid conduits. This is particularly necessary if, during a therapy for reducing the carbon dioxide content in the blood of a patient by an electronic monitoring unit of the dialysis machine, an alarm is detected and the therapy must be stopped or interrupted in order not to deliver the patient a health risk.
  • the occlusion devices are mechanically operated or electromagnetically operated tube clamps on the machine side, which interact with the fluid lines D16 and D17, which are designed as flexible plastic tubes, and block or release them, in particular for the flow of blood.
  • the optical detector D5 and the air-bubble detector D6 cooperate with the liquid line D17.
  • the interaction of the fluid line D17 with the detectors D5 and D6 is oriented so that possible blood clots and air bubbles can be in the treated blood is returned through the outlet B of the Pateinten, detected by the detectors D5 and D6.
  • the signals of the detectors D5 and D6 can be evaluated and an alarm can be triggered, activating the occlusion devices D1 and D7, for example, so that administration via the outlet B from blood clots and / or air bubbles into the patient is stopped can be.
  • the blood leak detector D1 1 cooperates with the liquid line D19.
  • the interaction of the liquid line D19 with the blood leak detector is oriented so that via the detector D1 1 blood components in the buffer solution, the gas exchanger 10 to the container D9 for collecting used Buffer solution is passed through the liquid line D19, can be detected.
  • the detection of blood constituents in the buffer solution in the fluid line D19 can be monitored and evaluated via an electronic monitoring unit of the dialysis machine, so that optionally the occlusion devices D1 and D7 can be activated and the therapy can be stopped.
  • Blood components in the fluid line D19 indicate a membrane defect in the gas exchanger D10, so that the dialysis machine can trigger an alarm via the signal of the blood leak detector D1 1.
  • blood is withdrawn from the patient and introduced through an inlet into the treatment system B, a D100.
  • the pumping of the blood withdrawn from the patient takes place via the pump D1, which interacts with the fluid line D16 to convey blood from the patient to the first defined area of the gas exchanger.
  • the blood flowing into the first demarcated area 1 of the gas exchanger 10 via the inlet port 4 is flowed along the membrane 3 of the gas exchanger and placed in gas exchange relationship with the buffer liquid flowing through the second demarcated area 2 of the gas exchanger 10.
  • the buffer solution containing the buffer substances as described in the first aspect of the invention compensates for carbon dioxide that diffuses across the membrane into the second defined region.
  • the reduced carbon dioxide to blood is discharged through the outlet opening 5 at the first demarcated area 1 of the gas exchanger 10 and flowed through the liquid line 17 into the drip chamber D4 to separate any air bubbles contained in the blood.
  • the blood is further flowed through the fluid line D17 to the outlet B out to the patient and examined via the optical detector D5 and the air bubble detector D6 on existing blood clots and air bubbles.
  • buffer solution as described in the first aspect of the invention is transferred from the source of buffer solution through the fluid line D18 via the pump D13 connected to the Liquid line D18 cooperates, in the second delimited area 2 of the gas exchanger has flowed.
  • the from the blood in the first delimited area 1 via the membrane wall 3 of the gas exchanger 10 in the second delimited area 2 of the gas exchanger 10 diffusing carbon dioxide is compensated by the buffer solution in the second delimited area and transported away via the outlet opening 8. Since derivation of used buffer solution from the second delimited area 2 of the gas exchanger 10 to the container D9 or the recirculation device is supported by the pump D10.
  • the buffer solution used is examined for blood components via the blood leak detector and evaluated via an electronic monitoring unit of the dialysis machine.
  • the buffer solution used can be recirculated. That is, the buffer solution can, if the buffering capacity for carbon dioxide is not yet reached, be returned to the source D14. If the buffer liquid used has been recirculated to source D14, the buffer solution can be reused.
  • another pump may be arranged in the liquid line D20 (not shown in FIG. 22), which conveys the buffer solution back to the source of the buffer solution D14.
  • the treatment system D100 according to the invention has a balancing device.
  • the scales D8 and D15 are part of the balancing device.
  • the amount of buffer solution taken from the source 14 and the amount of buffer solution collected in the container D9 are weighed.
  • the amounts of buffer solution measured by scales D8 and D15 are compared.
  • the results of the weighings are evaluated by an electronic monitoring unit of the dialysis machine.
  • an alarm can be triggered via the dialysis machine. In this way, during the treatment of the patient can be checked whether buffer solution in the bloodstream crossing.
  • Flow direction of the buffer solution after the outlet opening 8 of the gas exchanger 10 may be attached to pH sensors, by means of which the pH values of the buffer solution, which flows to the gas exchanger and the buffer solution, which flows from the gas exchanger, are determined (In Fig. 22 Not shown).
  • pH sensors are used for monitoring and can be used to control the flow of the buffer solution.
  • progress in the reduction of carbon dioxide in the blood of the patient can be monitored and monitored by means of the pH measurement and the change in the pH of the buffer solution over the treatment period.
  • a temperature sensor can furthermore be provided which measures the temperature of the buffer solution in the range of the pH value measurement. The measured temperature and the measured pH values can be processed via an electronic monitoring or evaluation unit of the dialysis machine in order to predetermine a further course of treatment.
  • pH sensors may be arranged in the liquid line D16 in the flow direction of the blood in front of the inlet opening 4 of the gas exchanger 10 and in the liquid line D17 in the flow direction of the blood after the outlet opening of the gas exchanger (not shown in FIG. 22).
  • pC0 2 - pressure sensors can be arranged there, which are used to measure the C0 2 partial pressure (not shown in Fig. 22).
  • a temperature sensor can be arranged in the range of pH measurement. The measurement results of the pH sensors, the temperature sensor and the pC0 2 sensor can be processed via a monitoring or evaluation unit of the dialysis machine and used to control the further course of treatment.
  • D1 occlusion device for blocking blood flow through the fluid lines D16 to the gas exchanger 10
  • D2 Pump for pumping blood to the gas exchanger through the liquid line D16 10 Gas exchanger for reducing the carbon dioxide content in the blood of the patient D4 Drip chamber for separating air bubbles in the blood in the fluid line D17 for the return of treated blood to the patient
  • D5 optical detector for the detection of blood clots in blood in the fluid line D17 for the return of treated blood to the patient
  • Air bubble detector for the detection of air bubbles in blood in the fluid line D17 for the return of treated blood to the patient
  • D7 Occlusion device for blocking or releasing a blood stream through the fluid lines D17 for returning treated blood to the patient D8 Balance for weighing the amount of buffer solution used in the container D9 to collect used buffer solution
  • D16 liquid line for conveying blood from a patient through a blood inlet B em first demarcated region 1 of the gas exchanger 10
  • D17 liquid line for conveying blood from the first defined region of the gas exchanger 10 in via the outlet B of the patient
  • D20 Liquid line for conveying used buffer solution from a recirculation device for returning used buffer solution to the source of the buffer solution DI OA treatment system for reducing the carbon dioxide content of blood in an extracorporeal blood circulation
  • the invention relates to a treatment system for reducing the carbon dioxide content in blood in an extracorporeal blood circulation
  • a first inlet for introducing a blood stream to be treated into the treatment system (E100), the first inlet being in fluid communication with the first inlet port at the first demarcated region of the extracorporeal carbon dioxide reducing device in blood via a fluid line;
  • a first outlet for delivering a treated blood stream from the treatment system, the first outlet in fluid communication with the outlet opening at the first defined area of the apparatus for extracorporeal reduction of the carbon dioxide content in blood via a fluid line in fluid communication,
  • a source of a buffer solution for reducing carbon dioxide in blood the source being in fluid communication with the inlet via a fluid line at the second defined area of the extracorporeal carbon dioxide reducing device in the blood,
  • a container for collecting used buffer solution wherein the container for collecting the used buffer solution via a liquid line (E19) with the outlet opening in the second delimited area of the device for extracorporeal reduction of the carbon dioxide content in the blood in fluid communication, or
  • a pressure reducing means in the liquid line communicating with the inlet opening at the second delimited area the device for extracorporeal reduction of the carbon dioxide content in blood is in fluid communication, is arranged.
  • a “guest exchanger” is understood to mean a device for extracorporeal reduction of the carbon dioxide content in blood according to at least one of claims 8 to 19.
  • a buffer solution is passed along the gas permeable membrane of the gas exchanger and placed in gas exchange relation with the blood to be treated via the membrane.
  • the therapeutic treatment prevails within the gas exchanger in the first defined area which is flowed through by blood, a higher pressure, as in the second delimited area, which is flowed through by buffer solution.
  • the flow direction of the buffer solution and the blood are preferably opposite.
  • Suitable buffer solutions for reducing the carbon dioxide content in blood are buffer solutions which can bind C0 2 , including those which have a non-physiological composition. Therefore, safety precautions must be taken to prevent the non-physiological buffer solution from entering the bloodstream via the membrane wall of the gas exchanger. Particularly in the case of membrane defects, there is a risk that the buffer solution will be infused onto the blood side of the extracorporeal blood circulation and the patient.
  • a higher pressure prevails in the liquid lines of the treatment system which conduct the blood than in the liquid lines which guide the buffer solution.
  • a membrane defect for example a fiber rupture of a fiberglass membrane when using a fiberglass membrane filter as a gas exchanger
  • blood leakage from the first delimited area to the second delimited area of the gas exchanger then occurs in particular.
  • the leaked blood may then be detected by means of a blood leak detector in the fluid line which is in fluid communication with the outlet port at the second delimited area of the gas exchanger for extracorporeal reduction of the carbon dioxide content in the blood.
  • higher pressure in the fluid conduits carrying the blood causes a higher rate of gas exchange than the fluid conduits carrying the buffer solution, thereby providing improved reduction of carbon dioxide content in blood.
  • the pressure in the fluid lines through which the Buffer solution flows to reduce to cause a higher pressure in the fluid passages through which the blood flows.
  • the pressure in the liquid conduits through which the buffer solution flows is effected by a means for relieving the pressure which is disposed in the liquid conduit in fluid communication with the inlet port at the second demarcated region of the gas exchanger.
  • the pressure reducing means may be a throttling element, e.g. to a check valve, act.
  • the present treatment system has the advantage that the arrangement of the pressure-reducing agent during extracorporeal blood treatment for reducing the carbon dioxide content in the blood of a patient by means of a buffer solution does not penetrate into the blood circulation non-physiological buffer solution and get into the body of the patient.
  • the pressure difference between the first demarcated area and the second demarcated area of the gas exchanger is increased, thereby increasing the C0 2 gas exchange rate.
  • FIG. 23 Further details and embodiments of the treatment system according to the invention will be explained with reference to FIG. 23.
  • the treatment system shown schematically in Figure 23 is not to be understood as a final embodiment.
  • further embodiments of FIG. 23 may be derived by adding or omitting individual features.
  • Fig. 23 shows a schematic representation of a treatment system (E100) according to the invention for reducing the carbon dioxide content in blood.
  • the illustrated treatment system is cooperatively composed of machine-side components and components of a treatment article.
  • the components occlusion devices E1, E7, pressure sensors E1 1a, E1 1 b, E1 1 c and E21, pumps E2 and E10, heater E12, can be arranged on a dialysis machine.
  • the components gas exchanger 10, drip chamber E3, container for collecting buffer solution E9, source for buffer solution E14, liquid lines E16 to E19, the means for reducing the pressure E22 can be arranged on a treatment article.
  • machine-side components and the components of the treatment system are designed in the extracorporeal reduction of carbon dioxide in a patient's blood functionally cooperate.
  • the pump E2 and E10 are adapted to cooperate with the fluid lines E16 and E18 to the promotion of blood from the patient B into the treatment system and the patient's back B, and the promotion of buffer solution from the source of buffer solution E14 to the gas exchanger 10 and from the gas exchanger 10 in the container E9 used for collecting used buffer solution.
  • the fluid conduits are made of flexible plastic tubing. Such fluid hoses are known in dialysis technology. They are characterized by the fact that they can be pressed together by the action of force, so that no liquid can flow through the lumen of a flexible plastic tube.
  • hoses are characterized in that they have a restoring force, so that the lumen of a plastic tube opens after occlusion and liquid can flow through the lumen.
  • the pumps may be designed as peristaltic pumps.
  • gear pumps or diaphragm pumps can be used.
  • the pumps E2 and D10 are configured as hose roller pumps.
  • the Fleizvorettivotechnische E12 cooperates with the liquid line E18, by the guided from the source of the buffer solution D14 to the gas exchanger 10 buffer solution, which flows through the liquid line D18, is heated.
  • the Fleizvorraum may have on the machine side thermocouples, which serve as a source of thermal energy.
  • the treatment article may have a flexible bag section in the region of the Fleizvorraum, so that the thermal energy provided on the machine side can act on the buffer solution over a larger area section.
  • the occlusion devices cooperate with the fluid conduits E16 and E17 by inhibiting the blood flow through the fluid conduits E16 and E17 by occlusion. This is particularly necessary if, during a therapy for reducing the carbon dioxide content in the blood of a patient by an electronic monitoring unit of the dialysis machine, an alarm is detected and the therapy must be stopped or interrupted in order not to endanger the patient.
  • an optical detector and an air bubble detector may cooperate with the liquid line E17.
  • the interaction of the fluid line E17 with the said detectors is oriented so that over the detectors existing blood clots and air bubbles can potentially be treated in the blood that is returned via the outlet B of the Pateinten detected.
  • the signals of said detectors can be evaluated and an alarm can be activated, for example activating the occlusion devices E1 and E7, so that administration via the outlet B from blood clots and / or air bubbles into the patient can be stopped ,
  • a blood leak detector (not shown in Fig. 23) may cooperate with the liquid line E19.
  • the interaction of the liquid line E19 with the blood leak detector is aligned so that via the blood leak detector blood components in the buffer solution, which can be detected by the gas exchanger 10 to the container E9 for collecting used buffer solution, which is guided through the liquid line E19.
  • the detection of blood components in the buffer solution in the fluid line E19 can be monitored and evaluated via an electronic monitoring unit of the dialysis machine, so that optionally the occlusion devices E1 and E7 can be activated and the therapy can be stopped.
  • Blood components in the fluid line E19 indicate a membrane defect in the gas exchanger 10, so that the dialysis machine can trigger an alarm via the signal of the blood leak detector.
  • blood is withdrawn from the patient and introduced through an inlet into the treatment system B, a E100.
  • the blood drawn from the patient is delivered via the pump E2, which is connected to the fluid line E16 for the purpose of delivering blood from the patient to the first defined area of the patient Gas exchanger 10, interacts.
  • the blood flowing into the first demarcated area 1 of the gas exchanger 10 via the inlet port 4 is flowed along the membrane 3 of the gas exchanger and placed in gas exchange relationship with the buffer liquid flowing through the second demarcated area 2 of the gas exchanger 10.
  • the buffer solution containing the buffer substances as described in the first aspect of the invention compensates for carbon dioxide that diffuses across the membrane into the second defined region.
  • the reduced carbon dioxide to blood is discharged through the outlet opening 5 at the first demarcated area 1 of the gas exchanger 10 and flowed through the liquid line E17 in the drip chamber E4 to separate any air bubbles contained in the blood.
  • the blood is further flowed through the fluid line E17 to the outlet B out to the patient and optionally examined via an optical detector and / or an air bubble detector D6 on existing blood clots and air bubbles.
  • a buffer solution e.g. in the first aspect of the invention, from the source of buffer solution through the liquid line E18 via the pump E13, which is in communication with the liquid line E19, has flowed into the second delimited area 2 of the gas exchanger.
  • the pressure of the buffer solution in the liquid line E18 is reduced when passing through the means for reducing the pressure, so that in the second delimited area 2 of the gas exchanger 10 there is a lower liquid pressure than in the first defined area of the gas exchanger, through which blood flows.
  • the means for reducing the pressure is a check valve.
  • the pressure in the liquid line E18 is decreased in the direction of the flow direction of the buffer solution to the guest exchanger by the opening pressure of the check valve.
  • the means for reducing the pressure may also be designed as a tube roller pump, which is in cooperation with the fluid line E18.
  • a pressure sensor E21 cooperating with that of the liquid conduit E21.
  • the measured values recorded at the named pressure sensor E21 can be monitored by an electronic monitoring and control unit of the Dialysis machine to be evaluated.
  • the dialysis machine can regulate, for example based on the measured pressure values of the sensor E21, the pump power of the pumps E2 or E10.
  • the pressure monitoring may be useful to compare the pressure detected at the pressure sensor E21 with the pressure of blood in one of the areas of the fluid line E16, E17 or in the first defined area 1 of the gas exchanger 10 and adjust so that the pressure in the fluid lines E16 and E17 and in the first demarcated area 1 of the gas exchanger is higher than the pressure measured at the pressure sensor E21.
  • pressure sensors E1 1a, E1 1 b and E1 1c may be arranged in the treatment device according to the invention in order to monitor and regulate the required pressures in the treatment device E100.
  • a pressure sensor E11 is disposed on the fluid line E16 between the pump E2 and the occlusion device E1 to measure the blood pressure in the inlet area of the treatment device.
  • a pressure sensor E1 1 b is disposed between the gas exchanger 10 and the pump E2 to measure the blood pressure in the liquid line E16 in front of the gas exchanger.
  • a pressure sensor E1 1 c is arranged on the liquid line E19 between the pump E9 and the gas exchanger.
  • the carbon dioxide diffusing from the blood in the first delimited area 1 via the membrane wall 3 of the gas exchanger 10 into the second delimited area 2 of the gas exchanger 10 is compensated by the buffer solution in the second delimited area and transported away via the outlet opening 8.
  • the derivation of used buffer solution from the second delimited area 2 of the gas exchanger 10 to the container E9 takes place via the pump E10.
  • the buffer solution used is examined for blood components via the blood leak detector and evaluated via an electronic monitoring unit of the dialysis machine.
  • the treatment system E100 may comprise a balancing device according to an embodiment of the fourth aspect of the invention.
  • the amount of buffer solution taken from source E14 and the amount of buffer solution collected in container E9 can thus be determined and weighed by weighing or by flow sensors.
  • Phl value sensors (not shown in FIG. 23) may be attached to the liquid line E18 in the flow direction of the buffer solution in front of the inlet opening 7 of the gas exchanger 10 and in the liquid line D19 in the direction of flow of the buffer solution downstream of the outlet opening 8 of the gas exchanger 10. by which the pFI values of the buffer solution flowing to the gas exchanger and the buffer solution draining from the gas exchanger are determined (not shown in Fig. 22).
  • phl value sensors are used for monitoring and can be used to control the flow rate of the buffer solution.
  • an improvement in the reduction of carbon dioxide in the blood of the patient can be monitored and monitored via the phl value measurement and the change in the pFI value of the buffer solution over the treatment period.
  • it can be monitored whether the buffer solution provided in the source E14 has sufficient buffering capacity to effect a therapeutically effective reduction of the carbon dioxide content in the blood of the patient.
  • a temperature sensor can also be provided which measures the temperature of the buffer solution in the phl value measurement range. The measured temperature and the measured pFI values can be processed via an electronic monitoring or evaluation unit of the dialysis machine in order to predetermine a further course of treatment.
  • pFI value sensors may be arranged in the liquid line E16 in the flow direction of the blood in front of the inlet opening 4 of the gas exchanger 10 and in the liquid line D17 in the flow direction of the blood after the outlet opening of the gas exchanger (not shown in Fig. 23).
  • pC0 2 pressure sensors can also be arranged there for measuring the C0 2 partial pressure (not shown in FIG. 23).
  • a temperature sensor can be arranged in the range of the pH value measurement. The measurement results of the pFI value sensors, the temperature sensor and the pC0 2 sensor can be processed via a monitoring or evaluation unit of the dialysis machine and used to control the further course of the treatment.
  • E1 occlusion device for blocking or releasing a blood flow through the fluid lines E16 to the gas exchanger 10
  • E7 Occlusion device for blocking or releasing a blood stream through the fluid lines E17 for returning treated blood to the patient E9 Containment for collecting used buffer solution
  • E10 pump for transferring buffer solution from the gas exchanger through the liquid line E19 to the container E9 for collecting buffer solution
  • E E12 Fleet device for heating the buffer solution in the liquid line D18 before the buffer solution enters the gas exchanger 10
  • E16 fluid conduit for delivering blood from a patient via a blood inlet B em to the first defined area 1 of the gas exchanger 10,
  • E17 liquid line for conveying blood from the first defined region of the gas exchanger 10 via the outlet B of the patient
  • E19 liquid conduit for conveying used buffer solution from the second demarcated area 2 of the gas exchange 10 into the container for collecting used liquid, or for conveying used buffer solution into a recirculation apparatus for returning used buffer solution to the source 14 of the buffer solution,
  • E1 1 a pressure sensor for measuring the pressure in the fluid line E16 to the blood inlet B and upstream of the pump E2 for the promotion of blood into the fluid line E16.
  • E1 1 b Pressure sensor for measuring the pressure in the liquid line E16 in front of the inlet opening 4 of the gas exchanger 10 in the first delimited area 1 of the gas exchanger and after the pump E2 for conveying blood in the liquid line E16.
  • E1 1 c Pressure sensor for measuring the pressure in the liquid line E19 between the outlet opening 8 of the second delimited area of the gas exchanger 10 and the pump E10 for conveying buffer solution in the liquid line E19.
  • E21 Pressure sensor for measuring the pressure in the liquid line E18 between the inlet opening 7 at the second delimited area of the gas exchanger and the means for reducing the pressure E22 in the liquid line E18.
  • E100 treatment system for reducing the carbon dioxide content of blood in an extracorporeal blood circulation.

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Abstract

Die vorliegende Erfindung betrifft verschiedene Aspekte einer Vorgehensweise zur Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut bei der Behandlung von Patienten. Ein erster Aspekt der vorliegenden Erfindung betrifft eine Pufferlösung zur Verwendung in der Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut bei der Behandlung eines Patienten, der unter Lungeninsuffizienz oder dem vollständigen Ausfall der Lungenfunktion leidet, wobei die Flüssigkeit mit einem Anteil des Blutes des Patienten, der über einen extrakorporalen Kreislauf geführt wird, im Gasaustausch steht. Der erste Aspekt der Erfindung betrifft weiterhin eine Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehalts im Blut unter Verwendung der genannten Pufferlösung. Ein zweiter Aspekt der Erfindung betrifft ein System zur extrakorporalen Blutbehandlung, ebenfalls unter Verwendung der genannten Pufferlösung und der Vorrichtung, weiterhin eine Behandlungsvorrichtung zur extrakorporalen Blutbehandlung umfassend das vorgenannte System. Ein dritter Aspekt der Erfindung betrifft eine Funktionseinheit zur Durchführung einer extrakorporalen Blutbehandlung, eine Blutführungsvorrichtung zum Zusammenwirken mit der Funktionseinheit zur Durchführung einer extrakorporalen Blutbehandlung unter Verwendung der vorgenannten Pufferlösung, aufweisend ein Blutbehandlungselement, wobei das Blutbehandlungselement die vorgenannte Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut ist. In einem vierten Aspekt betrifft die Erfindung ein Behandlungssystem umfassend die vorgenannte Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehalts im Blut sowie eine Bilanzierungseinrichtung. In einem fünften Aspekt betrifft die Erfindung ein Behandlungssystem umfassend die vorgenannte Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehalts im Blut sowie ein Mittel zur Minderung des Drucks der verwendeten vorgenannten Pufferlösung in dem genannten Behandlungssystem.

Description

Behandlungsaspekte zur Reduzierung des Kohlendioxidgehalts im Blut
Technischer Hintergrund der Erfindung
[0001] Die vorliegende Erfindung betrifft verschiedene Aspekte einer Vorgehensweise zur Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut bei der Behandlung von Patienten. Ein erster Aspekt der vorliegenden Erfindung betrifft eine Pufferlösung zur Verwendung in der Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut bei der Behandlung eines Patienten, der unter Lungeninsuffizienz oder dem vollständigen Ausfall der Lungenfunktion leidet, wobei die Flüssigkeit mit einem Anteil des Blutes des Patienten, der über einen extrakorporalen Kreislauf geführt wird, im Gasaustausch steht. Der erste Aspekt der Erfindung betrifft weiterhin eine Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehalts im Blut unter Verwendung der genannten Pufferlösung. Ein zweiter Aspekt der Erfindung betrifft ein System zur extrakorporalen Blutbehandlung, ebenfalls unter Verwendung der genannten Pufferlösung und der Vorrichtung, weiterhin eine Behandlungsvorrichtung zur extrakorporalen Blutbehandlung umfassend das vorgenannte System. Ein dritter Aspekt der Erfindung betrifft eine Funktionseinheit zur Durchführung einer extrakorporalen Blutbehandlung, eine Blutführungsvorrichtung zum Zusammenwirken mit der Funktionseinheit zur Durchführung einer extrakorporalen Blutbehandlung unter Verwendung der vorgenannten Pufferlösung, aufweisend ein Blutbehandlungselement, wobei das Blutbehandlungselement die vorgenannte Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut ist. In einem vierten Aspekt betrifft die Erfindung ein Behandlungssystem umfassend die vorgenannte Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehalts im Blut sowie eine Bilanzierungseinrichtung. In einem fünften Aspekt betrifft die Erfindung ein Behandlungssystem umfassend die vorgenannte Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehalts im Blut sowie ein Mittel zur Minderung des Drucks der verwendeten vorgenannten Pufferlösung in dem genannten Behandlungssystem. Stand der Technik
[0002] Zentrale Aufgabe der Lunge ist der Gasaustausch von Sauerstoff (02) und Kohlendioxid (CO2). Hierbei wird Sauerstoff aufgenommen und Kohlendioxid abgegeben, und in der Lunge finden sich hierfür im Normalzustand optimale Bedingungen.
[0003] Die Diffusion von Sauerstoff und Kohlendioxid erfolgt in der Lunge über eine sehr große Fläche von 80 bis 120 m2 und das bei geringer Blutfilmdicke und ausreichend langer Kontaktzeit. In Fällen, in denen die Lunge nicht funktionsfähig ist, wie z.B. während einer Herz-OP, oder wenn die Lunge so stark geschädigt ist, dass sie ihre Gasaustauschfunktion nicht hinreichend ausüben kann, wie z.B. bei Patienten mit akutem Atemnotsyndrom (Acute Respiratory Distress Syndrome - ARDS), sind medizinische Maßnahmen erforderlich, mit denen die fehlende oder unzureichende Gasaustauschfunktion ersetzt bzw. unterstützt wird.
[0004] Die heute verwendeten Geräte zur Unterstützung oder zum vollständigen Ersatz der Gasaustauschfunktion der Lunge sind Membranoxygenatoren, bei denen extrakorporal geführtes Blut durch eine Membran von der Gasphase getrennt ist. Über diese Membran wird Sauerstoff für die Sättigung des Blutes bereitgestellt und Kohlendioxid aus dem Blut in die Gasphase abgegeben. Der prinzipielle Aufbau und die Funktionsweise eines Membranoxygenators sind aus dem Stand der Technik bekannt und beispielsweise in der Patentschrift EP 0 465 506 81 näher erläutert.
[0005] Der Begriff „extrakorporal geführtes Blut" bzw. die Formulierung „über einen extrakorporalen Kreislauf geführtes Blut" bezeichnet im Zusammenhang mit dem beschriebenen Stand der Technik und der hier offenbarten Erfindung den Anteil des Blutes eines Patienten, der sich für Zwecke der Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in einem extrakorporalen Kreislauf befindet, um dort den Gasaustausch mit einem Eliminationsmedium zu ermöglichen.
[0006] In modernen Oxygenatoren werden für Zwecke des Gasaustausches zwischen extrakorporalem Blut und Eliminationsmedium mikroporöse Polypropylenholfasern (d.h. Hohlfasern aus PP, Polypropylen) oder mikroporöse Hohlfasern aus PMP (Polymethylpenten) verwendet. Das Blut strömt außen im Gegenstrom an diesen Hohlfasern vorbei, während ein Sauerstoff-Luft-Gemisch die Fasern von innen durchströmt. Manche dieser Oxygenatoren sind dahingehend weiterentwickelt worden, dass sie hinsichtlich der Eliminierung von C02 aus Patientenblut optimiert sind. Beispielseise wird in EP 2 777 801 A2 eine Vorrichtung zur mindestens teilweisen Eliminierung von C02 aus Patientenblut beschrieben, bei der im Gehäuse eine sowohl vom Gas als auch Blut durchströmbare Hohlfaseranordnung mit einer aktiven Faserlänge vorgesehen ist, wobei der Quotient aus aktiver Faserlänge und minimaler Wegstrecke der Blutpassage durch die Hohlfaseranordnung einen bestimmten Wert nicht überschreiten soll.
Technisches Problem
[0007] Die physiologischen Normalwerte bei der C02-Reduzierung in der Lunge auf der arteriellen Seite bzw. der gemischt-venösen Seite sehen wie folgt aus: a) auf der gemischt-venösen Seite:
• pH= 7,369
• Kohlendioxid-Partialdruck pC02 = 46 mmHg
• Sauerstoff-Partialdruck p02 = 40 mmHg
• Sauerstoffsättigung s02 = 73 % b) auf der arteriellen Seite:
• pH= 7,4
• Kohlendioxid-Partialdruck pC02 = 40 mmHg
• Sauerstoff-Partialdruck p02 = 90 mmHg
• Sauerstoffsättigung s02 = 96 %
[0008] Nach der 02-Aufnahme von 250 ml/min ist der pC02 also von 46 mmHg auf 40 mmHg gesunken und der p02 von 40 mmHg auf 90 mmHg gestiegen. Hierbei wurden, also bei einer Druckdifferenz von ÄpC02 = 6 mmHg, 212 ml C02 entfernt.
[0009] Für die C02-Diffusion vom Blut zur Eliminationsseite ist die Affinität des auf der Eliminationsseite verwendeten Eliminationsmediums gegenüber der Aufnahme von C02 entscheidend. Je höher die Affinität auf der Eliminationsseite im Vergleich zum Blut, desto erfolgreicher läuft die Diffusion ab. Für die Konvektion auf der Eliminationsseite ist die vorherrschende Speicherkapazität entscheidend. Je höher die Kapazität auf der Eliminationsseite, desto geringer ist dort der notwendige Durchfluss für den C02- Abtransport. [0010] Die in Membranoxygenatoren typischerweise als Eliminationsmedium eingesetzten Gase (Luft oder Gemische von Luft mit Sauerstoff, Stickstoff oder Edelgase) bieten eine recht geringe Affinität auf der Eliminationsseite für eine mit der Lunge vergleichbare Leistungsfähigkeit bei der C02-Diffusion vom Blut zur Eliminationsseite. Außerdem ist zur Aufrechterhaltung der Konvektion auf der Eliminationsseite die Speicher-Kapazität zu gering und muss durch einen hohen Flow (hohe Gasdurchflussrate) kompensiert werden.
[001 1] Die Physiologie der Lunge kompensiert all dies durch eine extrem große Oberfläche von 80-120 m2 sowie mit einer optimalen Geometrie der Gasaustauschflächen in Form von Kugel-Alveolen mit einem Durchmesser von 50 bis 250 pm.
[0012] Der Nachteil bei der Verwendung der aus dem Stand der Technik bekannten Membranoxygenatoren bei der Eliminierung von Kohlendioxid aus dem Blut liegt somit darin, dass die Geräte eine nur unvollkommene Nachahmung der menschlichen Lunge sind. Die Blutschicht ist bei Membranoxygenatoren erheblich dicker und es steht eine nur ca. 2 bis 10 m2 große Diffusionsfläche zur Verfügung im Vergleich zu der sehr großen Fläche von bis zu 120 m2bei der Lunge.
[0013] Demnach bestand ein Bedarf nach einem Mittel, mit dem bei Patienten, die unter Lungeninsuffizienz oder dem vollständigen Ausfall der Lungenfunktion leiden, eine bessere CO2- Diffusion und -Konvektion und somit eine effektivere CO2 Reduzierung erreicht werden kann.
Lösung der Aufgabe
[0014] Es hat sich herausgestellt, dass es mit erheblichen Vorteilen verbunden ist, wenn man die in Membranoxygenatoren typischerweise als Eliminationsmedium eingesetzten Gase durch eine Flüssigkeit mit hierfür besonders geeigneten Eigenschaften ersetzt.
[0015] Es wird daher gemäß der vorliegenden Erfindung die Verwendung einer Pufferlösung zur Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut bei der Behandlung eines Patienten, der unter Lungeninsuffizienz oder dem vollständigen Ausfall der Lungenfunktion leidet, vorgeschlagen, wobei die Pufferlösung eine wässrige Lösung ist, die mit dem über einen extrakorporalen Kreislauf geführten Blut des Patienten im
Gasaustausch steht und einen Puffer A und einen Puffer B enthält,
wobei
• der Puffer A aus wenigstens einer Puffersubstanz besteht, die einen pK-Wert von
7.9 ± 0,2 bei 37°C aufweist, und
• der Puffer B aus wenigstens einer Puffersubstanz besteht, die einen pK-Wert von
6.9 ± 0,2 bei 37°C aufweist, und wobei
die Lösung bei einem Partialdruck des Kohlendioxids von pC02= 0,2 mmHg ± 0,2 nach Titration einen pH-Wert im Bereich von 8,25 bis 8,35 aufweist.
[0016] Es hat sich nämlich herausgestellt, dass die für die Aufnahme von C02 gewünschte hohe Affinität und die für den C02-Abtransport erforderliche Kapazität auf der Eliminationsseite am besten durch eine Flüssigkeit bereitgestellt werden kann, die möglichst weitgehend mit den elektrolytischen Puffereigenschaften des Blutes übereinstimmt.
[0017] In der Patentschrift DE 33 212 00 C2 wird die Verwendung einer synthetischen Flüssigkeit als Blutersatz oder als Lösung zur Organaufbewahrung beschrieben, wobei diese Lösung weitgehend mit den elektrolytischen Puffereigenschaften des Blutes übereinstimmt. Erreicht wird dies dadurch, dass die Lösung wenigstens einen Puffer mit einem pK-Wert von etwa 7,9 und einen Puffer mit einem pK-Wert von etwa 6,9 enthält. Die aus dem Stand der Technik bekannten Pufferlösungen waren seinerzeit dahingehend entwickelt worden, dass sie das Verhalten von natürlichem Blut im Hinblick auf das Verhältnis des pH-Wertes und dem Kohlendioxidpartialdruck (pC02) des Blutes möglichst optimal simulieren. Mit der vorliegenden Erfindung kann nun erstmals gezeigt werden, dass diese Pufferlösungen auch in einem ganz anderen Kontext mit Vorteil verwendet werden können.
[0018] Insbesondere hat sich gezeigt, dass die erfindungsgemäße Pufferlösung mit großem Vorteil zur Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut bei der Behandlung eines Patienten, der unter Lungeninsuffizienz oder dem vollständigen Ausfall der Lungenfunktion leidet, verwendet werden kann, wenn die Pufferlösung mit dem Blut eines Patienten, dass über einen extrakorporalen Kreislauf geführt wird, im Gasaustausch steht. Grund hierfür ist, dass sich gezeigt hat, dass die erfindungsgemäß verwendete Pufferlösung eine 6-fach höhere Affinität für die Aufnahme von C02 im Vergleich zu den üblicherweise als Eliminationsmedium eingesetzten Gasen aufweist und eine 1 1 -fach höhere Affinität in dieser Hinsicht gegenüber Wasser.
[0019] Die neue Erkenntnis, welche die Grundlage der vorliegenden Erfindung bildet, besteht insbesondere darin, dass die erfindungsgemäß verwendete Pufferlösung nicht nur eine sehr hohe C02-Affinität (mi/i/mmHg) sondern auch eine ausgesprochen hohe Transportkapazität (ml/l) für C02 bietet. Die C02-Transportkapazität der erfindungsgemäß verwendeten Pufferlösung kann sogar die Transportkapazität von natürlichem Blut übersteigen.
[0020] Beispielsweise kann die Pufferlösung bei einem vorgegebenen pH von 7,4 und einem Kohlendioxidpartialdruck (pC02) von 40 mmHg 18,7 % mehr C02 im Vergleich zu natürlichem Blut transportieren. Bei einem Hämatokrit von 45 % liegt die Bikarbonat- Konzentration nämlich bei 20 mmol/l, zusammengesetzt aus 24 mmol/l Bikarbonat im Plasma und 15 mmol/l Bikarbonat in den Erythrozyten. Wird die Konzentration der freien Kohlensäure von 1 ,2 mmol/l mit einbezogen, führt dies zu einem C02-Transport von 475 ml/l in natürlichem Blut. Im Falle der erfindungsgemäßen Pufferlösung können dagegen 564 ml/l erreicht werden.
[0021] Der Puffer A besteht erfindungsgemäß aus wenigstens einer Puffersubstanz mit einem pK-Wert von 7,9 ± 0,2 bei einer Temperatur von 37°C und der Puffer B aus wenigstens einer Puffersubstanz und einem pK-Wert von 6,9 ± 0,2 bei einer Temperatur von 37°C. Durch Titration wird die Lösung bei einem Partialdruck des Kohlendioxids von pC02= 0,2 mmHg ± 0,2 auf einen pH-Wert im Bereich von 8,25 bis 8,35 eingestellt. Bei einer bestimmten Ausführungsform wird der pH-Wert bei einem Partialdruck des Kohlendioxids von pC02 = 0,2 mmHg ± 0,2 durch Titration auf den Wert von 8,285 ± 0,02 eingestellt. Bei einer sehr spezifischen Ausführungsform wird der pH-Wert auf den Wert von 8,285 eingestellt.
[0022] Von der vorliegenden Erfindung umfasst sind auch Varianten, bei denen die Pufferkombination dadurch erreicht wird, dass aus einer einzigen Puffersubstanz - beispielsweise durch eine chemische Reaktion - zwei Komponenten entstehen, die nach Lösung in Wasser pK-Werte gemäß der Erfindung zeigen. [0023] Von der vorliegenden Erfindung umfasst sind außerdem auch Mehrkomponentensysteme, bei denen die Pufferlösung aus mehr als zwei Puffersubstanzen besteht. Ein Beispiel für eine Ausführungsform für ein Mehrkomponentensystem, dass drei Komponenten enthält, umfasst eine zusätzliche dritte Puffersubstanz, deren pK-Wert in der Mitte zwischen den pK-Werten der beiden anderen Puffersubstanzen liegt.
[0024] Die Pufferlösung kann bei bestimmten Ausführungsformen der Erfindung zusätzlich zu dem Puffer A und dem Puffer Bauch wenigstens einen Puffer C und einen Puffer D enthalten, wobei der Puffer C und der Puffer D jeweils aus wenigstens einer Puffersubstanz besteht, wobei deren pK-Werte bei 37°C im Wesentlichen äquidistant zwischen den pK-Werten 6,9 ± 0,2 und 7,9 ± 0,2 angeordnet sind. Auch bei diesen Ausführungsformen der Erfindung weist die fertige Pufferlösung bei einem Partialdruck des Kohlendioxids von pC02 = 0,2 mmHg ± 0,2 nach Titration einen pH-Wert im Bereich von 8,25 bis 8,35 auf. Bei einer bestimmten Ausführungsform wird der pH-Wert bei einem Partialdruck des Kohlendioxids von pC02= 0,2 mm Hg ± 0,2 durch Titration auf den Wert von 8,285±0,02 eingestellt. Bei einer sehr spezifischen Ausführungsform wird der pH-Wert auf den Wert von 8,285 eingestellt.
[0025] Die Pufferlösung weist vorzugsweise eine besonders große effektive Kohlendioxid-Affinität auf. Besonders bevorzugt ist die effektive Kohlendioxid-Affinität größer als bei natürlichem Blut. Bei einem Kohlendioxid-Partialdruck von 40 mmHg beträgt die effektive Kohlendioxid-Affinität bei bestimmten Ausführungsformen mindestens 10 mi/i/mmHg, vorzugsweise mehr als 15 mi/i/mmHg. Bei alternativen Ausführungsformen beträgt die effektive Kohlendioxid-Affinität bei einem pC02 von 10 mmHg wenigstens 20 mi/i/mmHg, vorzugsweise > 25 mi/i/mmHg, noch bevorzugter > 30ml/l/mmHg. Hierunter bevorzugt sind die Ausführungsformen, bei denen der pC02 der Pufferlösung im Bereich von 0 bis 10 mm Hg liegt.
[0026] Die Pufferlösung weist vorzugsweise eine besonders große Kohlendioxid- Transportkapazität auf. Besonders bevorzugt ist die effektive Kohlendioxid- Transportkapazität größer als bei natürlichem Blut. Ein Vorteil der erfindungsgemäß eingesetzten Pufferlösung gegenüber natürlichem Blut besteht insbesondere darin, dass die Pufferlösung keine Erythrozyten enthält, während Blut bei gegebenem pC02 aus C02-reichem Plasma und C02-armen Erythrozyten besteht. Bei einem pC02 von 40 mmHg beträgt die Kohlendioxid-Transportkapazität bei bestimmten Ausführungsformen der erfindungsgemäßen Pufferlösung wenigstens 500 ml/l oder mehr und bei alternativen Ausführungsformen beträgt die Kohlendioxid-Transportkapazität bei einem pC02 von 10 mmHg wenigstens 250 ml/l oder mehr.
[0027] Der pC02 der erfindungsgemäß verwendeten Pufferlösung liegt bei bestimmten Ausführungsformen bei höchstens 0,2 mmHg ± 0,2 und liegt somit im Bereich der fraktionellen Konzentration in der Inspirationsluft.
[0028] Ein wesentliches Merkmal der vorliegenden Erfindung ist, dass die in der Pufferlösung eingesetzten Puffersubstanzen geeignete pK-Werte aufweisen. Insbesondere muss die Pufferlösung einen Puffer A und einen Puffer B aufweisen, wobei der Puffer A aus wenigstens einer Puffersubstanz besteht, die einen pK-Wert von 7,9 ± 0,2 bei 37°C aufweist, und der Puffer B aus wenigstens einer Puffersubstanz besteht, die einen pK-Wert von 6,9 ± 0,2 bei 37°C aufweist.
[0029] Für Zwecke der Ausführung der Erfindung kommen grundsätzlich alle Puffersubstanzen in Betracht, welche die vorgenannten Eigenschaften aufweisen. Beispielsweise können die erfindungsgemäß in der Pufferlösung eingesetzten Puffersubstanzen unter den folgenden ausgewählt sein: BICIN (N, N-Bis-(2- hydroxyethyl)glycin), BES (N, N-Bis-(2-hydroxyethyl)-2-aminoethansulfonsäure), TAPS (N-Tris-(hydroxymethyl)methyl-3-aminopropansulfonsäure), TRICIN (N-Tris-
(hydroxymethyl)methyl-glycin), TRIS (Tris-(hydroxymethyl)aminomethan), Imidazol (1 ,3- Diazol), HEPES (2-(4-(2-Hydroxyethyl)-1 -piperazinyl)-ethansulfonsäure) und Natriumphosphat (Na2HP04), ohne dass die Erfindung in irgendeiner Form auf diese konkreten Puffersubstanzen beschränkt sein soll.
[0030] Bei einer bestimmten Ausführungsform der Erfindung enthält die verwendete Pufferlösung folgende Bestandteile:
Puffer A Tris 36,0 mmol/l
Puffer B Na2HP04 34 mmol/l
Titer HCl 12,0 mmol/l [0031] Die in der vorliegenden Anmeldung beschriebene erfindungsgemäße Pufferlösung kann als Eliminationsmedium Bestandteil einer Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut sein. Dementsprechend umfasst die vorliegende Erfindung auch eine Vorrichtung, die einen ersten abgegrenzten Bereich für die Aufnahme von extrakorporalem Blut aufweist, und einen zweiten abgegrenzten Bereich für die Aufnahme der erfindungsgemäßen Pufferlösung, wobei der erste und der zweite Bereich in einer Kontaktzone aneinander anliegend nur durch eine Membran, über die zwischen dem Blut und der Pufferlösung ein Gasaustausch stattfinden kann, voneinander getrennt sind.
[0032] Bei einer konkret ausgestalteten Ausführungsform der erfindungsgemäßen Vorrichtung weist der erste abgegrenzte Bereich für die Aufnahme des extrakorporalen Blutes eine Einlassöffnung und eine Auslassöffnung für das Blut auf und ist so eingerichtet, dass das Blut den Bereich von der Einlassöffnung zur Auslassöffnung in einer ersten Flussrichtung durchströmen kann. Der zweite abgegrenzte Bereich für die Aufnahme der Pufferlösung weist bei dieser Ausführungsform eine Einlassöffnung und eine Auslassöffnung für die Pufferlösung auf und ist so eingerichtet, dass die Pufferlösung den Bereich von der Einlassöffnung zur Auslassöffnung in einer zweiten Flussrichtung durchströmen kann.
[0033] Bei bestimmten Ausführungsformen der Erfindung sind die Flussrichtungen in den einzelnen Bereichen so ausgerichtet, dass die erste Flussrichtung des ersten Bereichs und die zweite Flussrichtung des zweiten Bereichs einander entgegengesetzt verlaufen.
[0034] Die erfindungsgemäße Vorrichtung weist eine Austauschfläche auf, über die in der Kontaktzone durch die Membran der Gasaustausch stattfinden kann. Bei bestimmten Ausführungsformen erstreckt sich die Austauschfläche über wenigstens 0,3 m2, insbesondere wenigstens 0,6 m2, insbesondere wenigstens 1 m2, vorzugsweise wenigstens 2 m2. Bei bestimmten Ausführungsformen erstreckt sich die Austauschfläche über höchstens 5 m2, vorzugsweise höchstens 3 m2.
[0035] Vorzugsweise ist die Austauschfläche eine gaspermeable Membran, wie sie aus dem Stand der Technik bekannt ist. Wie in EP 2 777 801 A1 beschrieben, kann eine solche Membran beispielsweise aus mikroporösen (z.B. PP = Polypropylen) oder diffusiven Flohlfasern (z.B. PMP = Polymethylpenten) bestehen. Diese Flohlfasern können in parallel ausgerichteten Matten angeordnet sein und wahlweise kann die Hohlfaseranordnung eine zylindrische Form oder in etwa eine Quaderform aufweisen.
[0036] In einer weiteren Ausführung ist die erfindungsgemäße Vorrichtung dadurch gekennzeichnet, dass die Membran, über die der Gasaustausch stattfindet, Polysulfon und optional Polyvinylpyrrolidon aufweist. Der Begriff „Polysulfon“ wird im Zusammenhang der vorliegenden Erfindung als Oberbegriff von Polymeren verstanden, die sich dadurch auszeichnen, dass sie Sulfongruppen in der Polymerkette aufweisen. Bekannte Vertreter von Polysulfonen sind Polysulfon (PSU) und Polyethersulfon( PES).
[0037] In einer weiteren Ausführungsform ist die erfindungsgemäße Vorrichtung dadurch gekennzeichnet, dass die Membran, die den ersten abgegrenzten Bereich und den zweiten abgegrenzten Bereich voneinander trennt, aus einer Vielzahl von Hohlfasern gebildet wird. Unter dem Begriff „Hohlfaser“ ist eine hohle Faser zu verstehen, die aus einem Membranmaterial besteht. Entsprechende Hohlfasern, insbesondere Hohlfasern, die Polysulfon und Polyvinylpyrrolidon aufweisen, sind dem Fachmann im Bereich der therapeutischen extrakorporalen Blutbehandlung bekannt. Die Anordnung der Hohlfasern erfolgt derart, dass eine Membran aus den Hohlfasern (auch als „Hohlfasermembran“ bezeichnet) gebildet wird, die einen ersten und einen zweiten Bereich voneinander trennen. Diesbezüglich kennt der Fachmann Filter auf der Basis derartiger Hohlfasermembranen (auch als „ Hohlfasermembranfilter“ bezeichnet). Die Endbereiche solcher Hohlfasermembranen in einem Hohlfasermembranfilter sind über eine Vergussmasse im Hohlfasermembranfilter fixiert. Dabei sind die Hohlfasermembranen endseitig offen, so dass der Innenraum der Hohlfasern und der Zwischenraum zwischen den Hohlfasern in dem Hohlfasermembranfilter einen ersten und einen zweiten abgegrenzten Bereich bilden, wobei der eine erste abgegrenzte Bereich für Blut zugänglich ist und entsprechend der zweite abgegrenzte Bereich für die erfindungsgemäße Pufferlösung zugänglich ist.
[0038] Insbesondere wird im Zusammenhang mit der vorliegenden Erfindung unter „Vorrichtung“ eine Blutbehandlungsvorrichtung verstanden, die als Gasaustauschvorrichtung für die extrakorporale Blutbehandlung dient, die insbesondere für den Gasaustausch von C02 vorgesehen ist, um die Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in extrakorporal behandeltem Blut zu bewirken. [0039] Für die Entfernung von C02 aus Blut wird gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung eine Membran auf Basis von mit Silikon beschichteten Hohlfasern verwendet, die Polysulfon und optional Polyvinylpyrrolidon aufweist. Eine derartige Hohlfasermembran ist in der DE10034098 beschrieben. Der Vorteil der Verwendung einer derartigen Hohlfasermembran für die extrakorporale Behandlung von Blut zur Reduzierung des Kohlendioxidgehalts ist darin zu sehen, dass Silikon gegenüber alternativen Polymeren, die für die Bildung von Hohlfasermembranen verwendet werden können, eine höhere CCVPermeabilität aufweist. Die innere und/oder die äußere Oberfläche der Hohlfasern kann dabei mit Silikon beschichtet sein.
[0040] Die Durchflussrate, mit der das Blut den ersten abgegrenzten Bereich durchströmt, beträgt idealerweise höchstens 20 Vol.-%, insbesondere idealerweise höchstens 15 Vol.-% des Herzzeitvolumens des Patienten, bei dem mittels der Vorrichtung der Kohlendioxidgehalt im Blut extrakorporal reduziert werden soll. Bei bestimmten Ausführungsformen beträgt die Durchflussrate, mit der das Blut den ersten abgegrenzten Bereich durchströmt, höchstens 10 Vol.-% des Herzzeitvolumens.
[0041] Ausgehend von der Berechnungsgrundlage eines Patienten mit einem
Körpergewicht von 75 kg beträgt die Durchflussrate, mit der das Blut den ersten abgegrenzten Bereich durchströmt, bei bestimmten Ausführungsformen wenigstens 100 ml/min, vorzugsweise wenigstens 200ml/min, oder wenigstens 500 ml/min, oder vorzugsweise wenigstens 600 ml/min, oder besonders bevorzugt wenigstens 750 ml/min. Ausgehend von der Berechnungsgrundlage eines Patienten mit einem Körpergewicht von 7,5 kg beträgt die Durchflussrate bei bestimmten Ausführungsformen wenigstens 50 ml/min, vorzugsweise 60 ml/min, besonders bevorzugt 750 ml/min
[0042] Ausgehend von der Berechnungsgrundlage eines Patienten mit einem
Körpergewicht von 75 kg beträgt die Durchflussrate, mit der das Blut den ersten abgegrenzten Bereich durchströmt, bei bestimmten Ausführungsformen höchstens 1000ml/min, oder höchstens 800 ml/min, vorzugsweise höchstens 700 ml/min, besonders bevorzugt höchstens 600 ml/min. Ausgehend von der Berechnungsgrundlage eines Patienten mit einem Körpergewicht von 7,5 kg beträgt die Durchflussrate, mit der das Blut den ersten abgegrenzten Bereich durchströmt, bei bestimmten Ausführungsformen höchstens 80 ml/min, vorzugsweise höchstens 75 ml/min, besonders bevorzugt höchstens 60 ml/min [0043] Die Durchflussrate, mit der die Pufferlösung den zweiten abgegrenzten Bereich durchströmt, beträgt je nach ihrer Zusammensetzung nur 10 bis 100 Vol.-% oder nur 50 bis 100 Vol.-% der Durchflussrate, mit der das Blut den ersten abgegrenzten Bereich durchströmt.
[0044] Bei bestimmten Ausführungsformen weist die Vorrichtung eine Einrichtung zur Anreicherung des extrakorporal geführten Blutes mit Sauerstoff auf. Hierdurch kann während der C02-Reduzierung simultan eine Oxygenierung des Blutes erfolgen, wodurch man sich den Christiansen-Douglas-Haldane-Effekt zu Nutze machen kann. Danach ermöglicht oxygeniertes Blut eine bessere Abgabe von C02. Auf diese Weise kann die s02 beispielsweise von 50 % auf 100 % in 10 % des ausgetauschten Bluts erhöht werden.
[0045] Vorzugsweise weist die Vorrichtung eine Einrichtung zur Regeneration der Pufferlösung auf, mit der aus dem Blut aufgenommenes Kohlendioxid aus der Pufferlösung wieder entfernt werden kann. Besonders bevorzugt erfolgt dies über die quantitative Zufuhr von wahlweise konzentrierter Säure, wodurch das zu 98 % in Form von Bikarbonat in der Pufferlösung gespeicherte Kohlendioxid wieder vermehrt in Kohlendioxid umgewandelt wird und in dieser Form ausgasen kann. Vorzugsweise besteht die Einrichtung zur Regeneration der Pufferlösung aus einem Mittel zum Zuführen einer Säure zu der zu regenerierenden Pufferlösung.
[0046] In einer alternativen Ausführungsform kann die Pufferlösung auch in einer weiteren Vorrichtung regeneriert werden. Bei der weiteren Vorrichtung handelt es sich um eine Regenerationsvorrichtung. Diese kann aus einem ersten abgegrenzten Bereich und einen zweiten abgegrenzten Bereich aufgebaut sein, wobei die beiden abgegrenzten Bereiche nur durch eine Membran, oder eine Vielzahl von Membranen z.B. Hohlfasermembranen, die die Membran zur Abgrenzung des ersten abgegrenzten Bereichs und des zweiten abgegrenzten Bereichs bilden, voneinander getrennt sind. Bei der Membran handelt es sich um eine Membran, die den ersten abgegrenzten Bereich und den zweiten abgegrenzten Bereich in Gasaustauschbeziehung bringt. Die Membran(en), bzw. die Hohlfasermembran(en) der Regenerationsvorrichtung können gemäß der Membran in der Vorrichtung zur Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut gemäß einer der vorliegend beschriebenen Ausführungsformen ausgestaltet sein. Die Regenerationsvorrichtung wird mit einer Pufferlösung betrieben, die durch den ersten abgegrenzten Bereich strömt, wobei der zweite Abgegrenzte Bereich mit einer Regenerationsflüssigkeit, oder einem Regenerationsgas durchströmt wird. Die Vorrichtung zur Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut und die Regenerationsvorrichtung können in Reihe geschaltet sein, d.h., dass Pufferlösung zuerst den zweiten abgegrenzten Bereich der Vorrichtung zur Reduzierung des kohlendioxidgehaltes in Blut und dann den ersten abgegrenzten Bereich der Regenerationsvorrichtung durchströmt. Die Vorrichtung zur Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut und die Regenerationsvorrichtung können auch gemeinsam in einer Vorrichtung ausgestaltet sein, wobei dann die Vorrichtung zur Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut die Merkmale der Regenerationsvorrichtung aufweist.
[0047] Für Zwecke der ursprünglichen Offenbarung wird darauf hingewiesen, dass sämtliche Merkmale, wie sie sich aus der vorliegenden Beschreibung, den Zeichnungen und den Ansprüchen für einen Fachmann erschließen, auch wenn sie konkret nur im Zusammenhang mit bestimmten weiteren Merkmalen beschrieben wurden, sowohl einzeln als auch in beliebigen Zusammenstellungen mit anderen der hier offenbarten Merkmale oder Merkmalsgruppen kombinierbar sind, soweit dies nicht ausdrücklich ausgeschlossen wurde oder technische Gegebenheiten derartige Kombinationen unmöglich oder sinnlos machen. Auf die umfassende, explizite Darstellung sämtlicher denkbarer Merkmalskombinationen wird hier nur der Kürze und der Lesbarkeit der Beschreibung wegen verzichtet.
[0048] Des Weiteren wird darauf hingewiesen, dass es für den Fachmann selbstverständlich ist, dass die nachfolgenden Ausführungsbeispiele und die anhängenden Figuren lediglich dazu dienen, die als Ausführungsbeispiele wiedergegebenen möglichen Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung beispielhaft anzugeben. Der Fachmann wird daher ohne Weiteres verstehen, dass darüber hinaus auch alle anderen Ausführungsformen, die die in den Ansprüchen genannten erfindungsgemäßen Merkmale oder Merkmalskombinationen aufweisen, innerhalb des Schutzumfangs der Erfindung liegen. Auf die umfassende, explizite Darstellung sämtlicher denkbarer Ausführungsformen wird hier nur der Kürze und der Lesbarkeit der Beschreibung wegen verzichtet.
Figuren Fig. 1 zeigt die Abhängigkeit des Plasma-pH-Wertes von der jeweiligen respiratorischen Belastung R, (C02-Beiastung) des Blutes (cHb=159 g/l, BE=0 mmol),
Fig. 2 zeigt einen Vergleich zwischen der C02-Affinität und -Transportkapazität der erfindungsgemäßen Pufferlösung (synth. Blut) und der 002-Affinität und Transportkapazität von natürlichem Blut (Blut) in Abhängigkeit vom jeweiligen Kohlendioxidpartialdruck und
Fig. 3 zeigt schematisch den Grundaufbau einer bestimmten Ausführungsform der erfindungsgemäßen Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut.
[0049] Zur Erläuterung der Erfindung ist in Figur 1 die Abhängigkeit des Plasma-pFI- Wertes von der jeweiligen respiratorischen Belastung R, (C02-Beiastung) des Blutes dargestellt (chlb=159 g/l, 35 BE=0 mmol).
[0050] Parameter der Kurven A bis F ist die unterschiedliche Konzentration der im Blut vorliegenden "nichtflüchtigen Basen", im Wesentlichen die aus Protein und Phosphat bestehende "PP-Fraktion", die aufgrund der nicht-respiratorischen Belastung NR verbleibt (meist als BE bezeichnet). Diese PP-Fraktion bestimmt fast ausschließlich die Puffereigenschaften des Blutes, da sie die Bikarbonat-Fraktion obligatorisch aus der jeweils vorliegenden C02-Konzentration erzeugt. Darauf ist insbesondere deshalb hinzuweisen, weil das Bikarbonat weit überwiegend im Plasma, die PP-Fraktion weit überwiegend in den Erythrozyten vorliegt (vgl. auch DE 31 13 797 C2).
[0051] Das so entstandene Bikarbonat erhöht seinerseits die Pufferwirkung beträchtlich: Bei einem pC02-Wert von 40 mmFIg enthält das Blut 20 ± 0,2 mmol/l Bikarbonat. Dies führt zu einem phl-Wert von 7,4. Die respiratorische Pufferkapazität beträgt dabei 25 ± 0,2 mmol/l/pFl, die nichtrespiratorische Pufferkapazität beträgt 65 ± 0,2 mmol/l/pFI. Die nichtrespiratorische Pufferkapazität wird dabei zu 40% von der PP-Fraktion und zu 60% von der Bikarbonat-Fraktion repräsentiert.
[0052] Die Puffereigenschaften des menschlichen Blutes sind vom phl-Wert, vom C02- Partialdruck und der Art des zugeführten Elektrolyten abhängig. Die Zone UP in der Zeichnung ist der unphysiologische, die Zone PAP der pathophysiologische, die Zone P der physiologische Bereich der variablen pH-pC02, die Abhängigkeiten der Puffereigenschaften von der Hämoglobinkonzentration oder dem Hämatokrit sind dabei nicht berücksichtigt.
[0053] Weiterhin kann Figur 1 entnommen werden, dass bei verschwindendem pC02, wenn also nur noch nichtflüchtige Basen (die PP-Fraktion), im Blut verblieben sind, die Kurve D, die auch im physiologischen Bereich P verläuft, die Abszisse bei pH=8,285 schneidet. Das erfindungsgemäß als Pufferlösung eingesetzte synthetische Blut muss demnach diesen Schnittpunkt aufweisen. Der Schnittpunkt kann durch entsprechende Titration mit NaOH oder HCl eingestellt werden.
[0054] In Figur 2 ist ein Vergleich zwischen der C02-Affinität und -Transportkapazität der erfindungsgemäßen Pufferlösung (synth. Blut) und der C02-Affinität und -Transportkapazität von natürlichem Blut (Blut) in Abhängigkeit vom jeweiligen C02- Partialdruck dargestellt. Demnach weist bei gegebenem C02-Partiaidruck die erfindungsgemäße Pufferlösung durchweg eine höhere C02-Affinität und -Transportkapazität auf als natürliches Blut.
[0055] In Figur 3 ist der Grundaufbau einer erfindungsgemäßen Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut stark schematisch dargestellt. Zu erkennen ist in der Darstellung der erste abgegrenzte Bereich 1 für die Aufnahme von extrakorporalem Blut und der zweite abgegrenzte Bereich 2 für die Aufnahme der erfindungsgemäßen Pufferlösung. Der erste und der zweite Bereich sind in einer Kontaktzone aneinander anliegend nur durch eine Membran 3, über die zwischen dem Blut und der Pufferlösung ein Gasaustausch stattfinden kann, voneinander getrennt.
[0056] Der erste abgegrenzte Bereich 1 weist für die Aufnahme des extrakorporalen Bluts eine Einlassöffnung 4 und eine Auslassöffnung 5 für das Blut auf und ist so eingerichtet, dass das Blut den Bereich von der Einlassöffnung 4 zur Auslassöffnung 5 in einer ersten Flussrichtung 6 durchströmen kann. Der zweite abgegrenzte Bereich 2 weist für die Aufnahme der Pufferlösung eine Einlassöffnung 7 und eine Auslassöffnung 8 für die Pufferlösung auf und ist so eingerichtet, dass die Pufferlösung den Bereich von der Einlassöffnung 7 zur Auslassöffnung 8 in einer zweiten Flussrichtung 9 durchströmen kann. Dabei sind die erste Flussrichtung des ersten Bereichs und die zweite Flussrichtung des zweiten Bereichs einander entgegengesetzt verlaufend ausgerichtet.
Ausführunqsbeispiele
A. Verschiedene Ausführunqsformen der erfindunqsqemäßen Pufferlösung
1. Zwei-Komponenten-Puffersysteme
[0057] Eine Ausführungsform der erfindungsgemäß einzusetzenden Pufferlösung wird in der folgenden Weise hergestellt:
Puffer A TRIS 36,0 mmol/l
Puffer B Na2HP04 34,0 mmol/l werden eingewogen und mit FICI als Titer (12,0 mmo1/1 ) in Abwesenheit von C02 auf einen pH- Wert von 8,285 titriert.
2. Mehrkomponentensysteme
[0058] Soll die Pufferlösung aus mehr als zwei Komponenten bestehen, so sind nach der Erfindung die pK-Werte der zwei weiteren Puffersubstanzen äquidistant zwischen den pK-Werten 6,9 ± 0,2 und 7,9 ± 0,2 angeordnet.
Eine Ausführungsform für ein Mehr-Komponentensystem, dass drei Komponenten enthält, umfasst folgende Bestandteile:
Puffer A TRIS (pK=7,9) 23,5 mnnol/l
Puffer B HEPES (pK=7,4) 19,5 mmol/l
Puffer C Phosphat (pK=6,9)17,0 mmol/l
Bei dieser Variante der Erfindung liegt der pK-Wert der zusätzlichen dritten Puffersubstanz in der Mitte zwischen den pK-Werten der beiden anderen Puffersubstanzen.
Auf diese Weise lassen sich für den jeweiligen Zweck besonders günstige Stoffkombinationen auswählen. Dabei kann die Stoffkombination auch dadurch erreicht sein, dass ein einziger Stoff - beispielsweise durch eine chemische Reaktion - aus mehreren Komponenten gebildet ist, die nach Lösung in Wasser, pK-Werte gemäß der Erfindung zeigen.
B. Verwendung der erfindunqsqemäßen Pufferlösung
[0059] Blut mit einer Hämoglobin-Konzentration von cHb=159 g/l, einem Sauerstoff- Partialdruck von p02=25 mmHg und einer Sauerstoffsättigung von sO2=50 % wird mit einer erfindungsgemäßen Pufferlösung im Membranoxygenator behandelt.
Bei simultaner Oxygenierung während der C02-Reduzierung wird teilweise der Christiansen-Douglas-Haldane-Effekt genutzt, indem dem extrakorporal geführten Blut Sauerstoff zugeführt wird. Hierbei wird die S02 von 50 % auf 100 % in 10 % des ausgetauschten Bluts erhöht. Die verwendete Pufferlösung umfasst folgende Bestandteile:
Puffer A TRIS 36,0 mmol/l
Puffer B Na2HP04 34,0 mmol/l
Titer HCl 12,0 mmol/l
Beispiel 1 :
[0060] Der Partialdruck pC02 wird von zu behandelndem venösem Blut im Gegenstrom bei einem Durchfluss von 1 :1 von 50 mmHg auf 10 mmHg gesenkt und dabei werden 300 ml/l C02 entfernt (vgl. Figur 2: Blut). Die Pufferlösung hat die gleiche Menge an C02 aufgenommen und sein C02-Partialdruck ist von 0 mmHg auf 10,5 mmHg gestiegen (vgl. Figur 2: synth. Blut). Es ist ein Blutdurchfluss von 707 ml/min und ein HZV von 14 % erforderlich.
Beispiel 2:
[0061] Der Partialdruck pC02 wird von zu behandelndem venösem Blut bei simultaner Oxygenierung von s02 50 % auf 100 % und im Gegenstrom bei einem Durchfluss von 1 :1 von 50 mmHg auf 10 mmHg gesenkt und dabei werden 321 ml/l C02 entfernt. Die Pufferlösung hat dabei die gleiche Menge an C02 aufgenommen und ihr C02- Partialdruck ist von 0 mmHg auf 16 mmHg gestiegen. Es ist ein Blutdurchfluss von 660 ml/min und ein HZV von 13,2 % erforderlich. Beispiel 3:
[0062] Der Partialdruck pC02 wird von zu behandelndem venösem Blut bei simultaner Oxygenierung von s02 50 % auf 100 % und im Gegenstrom bei einem Durchfluss von 1 :1 von 55 mmHg (Lungenfunktionsstörung) auf 10 mmHg gesenkt und dabei werden 342 ml/1 C02 entfernt. Die Pufferlösung hat die gleiche Menge an C02 aufgenommen und sein C02-Partiaidruck ist von 0 mmHg auf 18 mmHg gestiegen. Es ist ein Blutdurchfluss von 620 ml/min und ein HZV von 12,4 % erforderlich.
Beispiel 4:
[0063] Der Partialdruck pC02 wird von zu behandelndem venösem Blut bei simultaner
Oxygenierung von s02 50 % auf 100 % und im Gegenstrom bei einem Durchfluss von 1 :1 von 70 mmHg (Hyperkapnie) auf 10 mmHg gesenkt und dabei werden 403 ml/l C02 entfernt. Die Pufferlösung hat dabei die gleiche Menge an C02 aufgenommen und sein C02-Partiaidruck ist von 0 mmHg auf 25 mmHg gestiegen. Es ist ein Blutdurchfluss von 526 ml/min und ein HZV von 10,5 % erforderlich.
Bezuqszeichenliste der Figuren 1 bis Fiq. 3:
1 erster abgegrenzter Bereich
2 zweiter abgegrenzte Bereich
3 Membran
4 Einlassöffnung für das Blut
5 Auslassöffnung für das Blut
6 erste Flussrichtung
7 Einlassöffnung für die Pufferlösung
8 Auslassöffnung für die Pufferlösung
9 zweite Flussrichtung
10 Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut
[0062] In einem zweiten Aspekt betrifft die vorliegende Erfindung ein System zur extrakorporalen Blutbehandlung unter Verwendung einer Pufferlösung und einer Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehalts im Blut gemäß des ersten Aspekts der Erfindung, wobei das System einen ersten Einlass zum Einbringen eines zu behandelnden Blutstroms in das System, wenigstens eine Blutbehandlungsvorrichtung sowie einen ersten Auslass zum Ausbringen eines behandelten Blutstroms aus dem System aufweist. Ferner betrifft die Erfindung eine Behandlungsvorrichtung mit einem solchen System sowie ein Kit, das die Komponenten des Systems umfasst. Des Weiteren betrifft die Erfindung ein Verfahren zum Betreiben eines solchen Systems und/oder einer Behandlungsvorrichtung mit einem solchen System. Weiterhin wird ein Verfahren zur extrakorporalen Blutbehandlung mit einem solchen System oder mit einer solchen Behandlungsvorrichtung beschrieben.
[0063] Systeme zur extrakorporalen Blutbehandlung sind aus dem Stand der Technik grundsätzlich bekannt. Dabei sind auch Systeme bekannt, mit denen die Kombination zweier verschiedener Blutbehandlungen möglich ist. Entsprechende Verfahren zur extrakorporalen Blutbehandlung mit vorgenannten Systemen sind ebenfalls bekannt.
[0064] Aus der WO 2015/067232 A1 ist beispielsweise ein System zur Peritoneal-Dialyse mit einem in einem extrakorporalen Kreislauf angeordneten Oxygenator bekannt.
[0065] In der DE 196 22 184 A1 ist ein Multifunktionsgerät zur multifunktionalen, extrakorporalen Blutbehandlung beschrieben, mit welchem sowohl eine Gasaustauschbehandlung als auch eine Dialysebehandlung möglich ist.
[0066] Ferner ist bekannt, eine extrakorporale Dialysebehandlung zur kontinuierlichen Nierenersatz-Therapie (CRRT = Continuous Renal Replacement Therapy) in einem gemeinsamen extrakorporalen Blutkreislauf mit einer extrakorporalen Adsorptionsbehandlung zur Sepsis-Therapie zu kombinieren, beispielsweise aus der EP 2 735 326 A1 oder der EP 0 236 0 509 B1.
[0067] Die EP 2 735 326 A1 offenbart ein System zur Blutbehandlung, welches zwei, jeweils Flohlfasermembranen enthaltende Dialysatoren aufweist, die dazu vorgesehen sind, in einem extrakorporalen Blutkreislauf zur Blutbehandlung in Reihe geschaltet zu werden und nacheinander durchströmt zu werden, wobei einer der beiden Dialysatoren ein adsorbierendes Material aufweist.
[0068] Die EP 0 236 0 509 B1 lehrt ebenfalls, zur Kombination von Dialysebehandlung und Adsorptionsbehandlung einen Dialysator und einen Adsorber in einem extrakorporalen Blutkreislauf in Reihe geschaltet anzuordnen.
[0069] Ferner ist bekannt, eine extrakorporale Dialysebehandlung zur kontinuierlichen Nierenersatz-Therapie in einem gemeinsamen extrakorporalen Blutkreislauf mit einer extrakorporalen Gasaustauschbehandlung zur CCVEntfernung aus dem Blut (ECC02R = ExtraCorporeal CCVRemoval) oder zur extrakorporalen Beatmung mit gleichzeitiger Sauerstoff-Anreicherung (ECMO = Extra Corporeal Membrane Oxygenation) zu kombinieren.
[0070] Darüber hinaus ist aus der EP 2 461 847 B1 eine Blutbehandlungsvorrichtung mit einer Gasaustauschvorrichtung bekannt, die neben der Gasaustauschbehandlung eine Adsorptionsbehandlung ermöglicht, wobei die Gasaustauschvorrichtung dazu einen Träger umfasst, der mit Substanzen zur adsorptiven Entfernung von im Blut, Blutersatzmitteln oder Lösungen zum Einbringen in den menschlichen und/oder tierischen Blutkreislauf befindlichen Toxinen biologischer und chemisch-synthetischer Herkunft, deren Metaboliten und Abbau Produkten beschichtet ist.
[0071] Vor diesem Hintergrund ist es eine Aufgabe der Erfindung, ein verbessertes System zur extrakorporalen Blutbehandlung bereitzustellen, insbesondere ein System zur extrakorporalen Blutbehandlung, mit welchem die Möglichkeiten der extrakorporalen Blutbehandlung erweitert werden können und welches zusätzliche Behandlungsmöglichkeiten bietet, insbesondere jeweils flexibel in Abhängigkeit vom jeweiligen Behandlungsfall, ohne einen weiteren Patientenzugang legen zu müssen oder einen weiteren, zusätzlichen extrakorporalen Blutkreislauf hersteilen zu müssen. Ferner ist es eine Aufgabe der Erfindung eine entsprechende Behandlungsvorrichtung, ein entsprechendes Kit, ein entsprechendes Verfahren zum Betreiben eines solchen Systems und/oder einer entsprechenden Behandlungsvorrichtung sowie ein entsprechendes Verfahren zur extrakorporalen Blutbehandlung bereitzustellen. [0072] Diese Aufgaben werden erfindungsgemäß durch ein System zur extrakorporalen Blutbehandlung mit den Merkmalen von Anspruch 19, durch eine Behandlungsvorrichtung mit den Merkmalen von Anspruch 34, durch ein Kit mit den Merkmalen von Anspruch 35, durch ein Verfahren zum Betreiben eines solchen Systems und/oder einer solchen Behandlungsvorrichtung sowie durch ein Verfahren zur extrakorporalen Blutbehandlung mit einem solchen System oder einer solchen Behandlungsvorrichtung gelöst. Vorteilhafte Ausführungen der Erfindung sind Gegenstand der abhängigen Ansprüche, der Beschreibung und der Figuren und werden im Folgenden näher erläutert.
[0073] Ein erfindungsgemäßes System zur extrakorporalen Blutbehandlung weist einen ersten Einlass zum Einbringen eines zu behandelnden Blutstroms in das System, wenigstens eine erste Blutbehandlungsvorrichtung, eine zweite Blutbehandlungsvorrichtung, eine dritte Blutbehandlungsvorrichtung und einen ersten Auslass zum Ausbringen eines behandelten Blutstroms aus dem System auf.
[0074] Die erste Blutbehandlungsvorrichtung weist eine Adsorbervorrichtung zur Entfernung wenigstens eines körperfremden und/oder wenigstens eines körpereigenen Pathogens und/oder eine Plasmatrennvorrichtung zum Trennen von Blutplasma von den übrigen Blutbestandteilen auf oder ist eine Adsorbervorrichtung und/oder eine Plasmatrennvorrichtung.
[0075] Die zweite Blutbehandlungsvorrichtung ist als Dialysevorrichtung ausgebildet, insbesondere als Dialysevorrichtung zur Nierenersatztherapie, vorzugsweise zur kontinuierlichen Nierenersatztherapie.
[0076] Die dritte Blutbehandlungsvorrichtung ist als Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut (10) nach einem der Ansprüche 8 bis 19 ausgebildet, insbesondere als Gasaustauschvorrichtung zur zumindest teilweisen CO2- Entfernung aus einem den ersten abgegrenzten Bereich der Gasaustauschvorrichtung durchströmenden Blutstrom und einer den zweiten abgegrenzten Bereich der Gasaustauschvorrichtung durchströmenden Pufferlösung, die nach den Merkmalen wenigstens einem der Ansprüche 1 bis 6 ausgebildet ist. [0077] Dabei sind die erste, die zweite und die dritte Blutbehandlungsvorrichtung in einem funktionsgemäßen Anwendungszustand des Systems bezogen auf eine Blutflussrichtung eines zu behandelnden Blutstroms zwischen dem ersten Einlass und dem ersten Auslass des Systems sequenziell in Reihe geschaltet und nacheinander von einem zu behandelnden Blutstrom extrakorporal durchströmbar. Die Reihenfolge der Anordnung der Blutbehandlungsvorrichtungen richtet sich dabei vorzugsweise nach dem jeweiligen Anwendungsfall.
[0078] Unter einer extrakorporalen Blutbehandlung im Sinne der vorliegenden Erfindung wird eine Blutbehandlung außerhalb eines menschlichen oder tierischen Körpers verstanden, wobei die extrakorporale Blutbehandlung als solche aus dem Stand der Technik grundsätzlich bekannt ist.
[0079] Unter einem Blutstrom im Sinne der vorliegenden Erfindung wird ein Massenstrom verstanden, welcher Blutbestandteile aufweist.
[0080] Als Blutbehandlungsvorrichtung im Sinne der Erfindung wird eine Vorrichtung verstanden, mit welcher eine Blutmasse, insbesondere ein Blutstrom, behandelt werden kann, d.h. in seiner Zusammensetzung verändert werden kann.
[0081] Zur extrakorporalen Blutbehandlung kann einem erfindungsgemäßen System über den ersten Einlass ein zu behandelnder Blutstrom, insbesondere zu behandelndes Blut, d.h. sogenanntes Vollblut, das sämtliche üblicherweise im Blut vorhandenen Bestandteile enthält, oder eine zu behandelnde Körperflüssigkeit, die Blutbestandteile aufweist, wie beispielsweise Plasma oder dergleichen, zugeführt werden sowie über den ersten Auslass des Systems aus dem System abgeführt werden.
[0082] In einer Ausgestaltung eines erfindungsgemäßen Systems kann der zu behandelnde Blutstrom aus einem Speichervolumen zugeführt werden, wie beispielsweise aus einem Konservierungsbeutel, d.h. aus einer Blutkonserve oder dergleichen, und/oder dem System direkt von einem zu behandelnden Patienten oder zu behandelndem Tier zugeführt werden.
[0083] Der behandelte Blutstrom kann in ein Speichervolumen abgeführt werden, beispielsweise ebenfalls in einen entsprechenden Konservierungsbeutel oder dergleichen, und/oder einem separierten Transplantationsorgan zur Versorgung zugeführt werden und/oder direkt einem zu behandelnden Patienten oder einem zu behandelnden Tier zugeführt werden.
[0084] Besonders bevorzugt ist ein erfindungsgemäßes System zur extrakorporalen Blutbehandlung dazu ausgebildet, in den menschlichen und/oder tierischen Blutkreislauf eingebracht zu werden und insbesondere mit dem intrakorporalen Blutkreislauf eines zu behandelnden Patienten oder Tieres unter Herstellung eines extrakorporalen Blutkreislaufes verbunden zu werden.
[0085] In einer bevorzugten Ausgestaltung eines erfindungsgemäßen Systems ist das System dazu ausgebildet, veno-venös (VV) mit dem intrakorporalen Blutkreislauf eines Patienten oder eines Tieres verbunden zu werden oder arterio-venös (AV). Je nach Anwendungsfall kann die veno-venöse oder die arterio-venöse Verbindung eines erfindungsgemäßen Systems mit dem intrakorporalen Blutkreislauf eines zu behandelnden Patienten oder zu behandelnden Tieres vorteilhafter sein. Dies richtet sich insbesondere nach der erforderlichen Blutbehandlung bzw. den erforderlichen Blutbehandlungen bzw. der erforderlichen Kombination von Blutbehandlungen. In einer weiteren Ausgestaltung kann das erfindungsgemäße System auch über einen oder mehrere künstlich angelegte Blutzugänge, wie beispielsweise eine Fistel oder ein Shunt, mit dem intrakorporalen Blutkreislauf eines Patienten oder Tieres verbunden werden.
[0086] Bei einem erfindungsgemäßen System zur extrakorporalen Blutbehandlung sind grundsätzlich alle Varianten bezüglich der Reihenfolge der Anordnung der einzelnen Blutbehandlungsvorrichtungen in Blutflussrichtung möglich, wobei insgesamt 3!=6 Möglichkeiten der Anordnung bestehen, wobei einige dieser Anordnungsmöglichkeiten besondere Vorteile aufweisen, welche im weiteren Verlauf dieser Anmeldung näher erläutert werden.
[0087] Vorzugsweise sind der erste Einlass und/oder der erste Auslass eines erfindungsgemäßen Systems durch Schlauchleitungen mit vorzugsweise jeweils wenigstens einem entsprechenden Anschluss gebildet bzw. weisen vorzugsweise jeweils eine oder mehrere entsprechende Schlauchleitungen auf, welche insbesondere jeweils über einen geeigneten Zugang mit einem Blutgefäß eines zu behandelnden Patienten oder Tieres und/oder einem Speichervolumen verbunden werden können. Die Schlauchleitungen eines erfindungsgemäßen Systems können dabei ein Schlauchset bilden, insbesondere ein austauschbares Schlauchset.
[0088] Bevorzugt weist ein erfindungsgemäßes System zur extrakorporalen Blutbehandlung eine Zuführleitung zum Einbringen, insbesondere zur Zufuhr, eines von einem Patienten und/oder eines von einem Tier und/oder einem Speichervolumen entnommenen Blutstroms in das System und/oder eine Rückführleitung zum Ausbringen, insbesondere zur Abfuhr eines behandelten Blutstroms aus dem System und/oder zur Rückführung des behandelten Blutstroms oder eines Teils davon in den intrakorporalen Blutkreislauf eines Patienten oder zu behandelnden Tieres und/oder in ein Speichervolumen oder in ein separiertes Transplantationsorgan auf.
[0089] In einer bevorzugten Ausgestaltung eines erfindungsgemäßen Systems weist das System in der Rückführleitung wenigstens ein Absperrventil auf, um eine Abfuhr bzw. das Ausbringen des behandelten Blutstromes aus dem System sperren zu können, insbesondere um eine Rückführung in den intrakorporalen Blutkreislauf eines zu behandelnden Patienten oder Tieres verhindern zu können. Darüber hinaus kann die Rückführleitung eine Schutzvorrichtung aufweisen, wie beispielsweise einen Filter oder eine magnetische Vorrichtung, um unerwünschte Partikel zurückzuhalten und insbesondere einen Übertritt dieser unerwünschten Partikel in den intrakorporalen Blutkreislauf zu vermeiden und/oder zu verhindern.
[0090] Im Fall einer Sepsis ist oftmals, insbesondere bei Intensivpatienten, neben einer kontinuierlichen Nierenersatz-Therapie aufgrund von Nierenversagen häufig gleichzeitig eine Beatmung angezeigt. Mit einem erfindungsgemäßen System können gleichzeitig und mit nur einem extrakorporalen Blutkreislauf wenigstens drei Blutbehandlungen durchgeführt werden, nämlich eine Dialysebehandlung, eine Adsorptionsbehandlung und/oder eine Plasmatrennung und eine extrakorporale Behandlung zur Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut insbesondere im Zusammenhang mit einer extrakorporalen Beatmung anstelle oder in Kombination mit einer mechanischen Beatmung, die eine Intubation oder eine Tracheotomie erfordert.
[0091] Die extrakorporale Behandlung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut hat gegenüber der mechanischen Beatmung den Vorteil, dass auch Patienten mit Lungeninsuffizienz oder vollständigem Ausfall der Lungenfunktion behandelt werden können. Daher ist insbesondere in Fällen, in welchen die Lunge angegriffen ist, wie es gerade bei einer Sepsis häufig vorkommt, eine extrakorporale Behandlung zur Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut vorteilhafter als die mechanische Beatmung. Bei Kombination mit einer mechanischen Beatmung kann letztere weniger intensiv ausgeführt werden, was den Patienten weniger belastet.
[0092] Durch die erfindungsgemäße Reihenschaltung von Adsorbervorrichtung und/oder Plasmatrennvorrichtung, Dialysevorrichtung und Gasaustauschvorrichtung, die eine Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut ist, ist ferner nur ein extrakorporaler Blutkreislauf erforderlich. Infolgedessen können mit einem erfindungsgemäßen System auch Patienten gleichzeitig einer extrakorporalen Blutbehandlung umfassend eine Adsorptionsbehandlung und/oder eine Plasmatrennung, insbesondere eine Plasmabehandlung, eine Dialysebehandlung und eine Gasaustauschbehandlung, die eine Behandlung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut ist, unterzogen werden, deren Stabilität nicht zur gleichzeitigen Versorgung zweier extrakorporaler Blutkreisläufe ausreichend ist oder deren Zustand eine zeitversetzte extrakorporale Blutbehandlung nicht zulässt. Ferner sind bei nur einem extrakorporalen Blutkreislauf weniger Zugänge erforderlich. Dadurch reduzieren sich die Belastungen für einen Patienten sowie die Infektionsgefahr. Im Sinne der vorliegenden Erfindung wird unter einer Gasaustauschvorrichtung eine Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohledioxidgehaltes in Blut, gemäß dem ersten Aspekt der Erfindung, insbesondere eine Vorrichtung, wie sie in wenigstens einem der Ansprüche 8 bis 19 definiert ist, verstanden. Weiterhin wird im Sinne der vorliegenden Erfindung unter einer Gasaustauschbehandlung eine Behandlung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut verstanden.
[0093] Ein erfindungsgemäßes System ermöglicht durch die sequenzielle Anordnung einer Adsorbervorrichtung und/oder einer Plasmatrennvorrichtung, einer Dialysevorrichtung sowie einer Gasaustauschvorrichtung gleichzeitig beispielsweise die Behandlung einer Sepsis, eine Dialysebehandlung bei eingeschränkter Nierenfunktion oder Nierenversagen sowie eine extrakorporale Beatmung.
[0094] Eine Adsorbervorrichtung im Sinne der vorliegenden Erfindung ist eine Vorrichtung, die dazu ausgebildet ist, einen oder mehrere Bestandteile des die Adsorbervorrichtung durchströmenden Blutstroms mittels Adsorption aus dem Blutstrom zu entfernen. Adsorbervorrichtungen sind aus dem Stand der Technik grundsätzlich bekannt.
[0095] In einer vorteilhaften Ausgestaltung eines erfindungsgemäßen Systems ist die erste Blutbehandlungsvorrichtung eine Adsorbervorrichtung, insbesondere eine zur Endotoxinadsorption, zur Zytokinadsorption und/oder zur Immunadsorption ausgebildete Adsorbervorrichtung oder weist eine derartige Adsorbervorrichtung auf. Insbesondere ist die Adsorbervorrichtung zur Entfernung wenigstens eines körperfremden Pathogens ausgebildet, beispielsweise zur Entfernung wenigstens eines Medikaments und/oder wenigstens eines Arznei mittelwirkstoffs und/oder wenigstens eines Pflanzengiftes und/oder eines organischen Giftes und/oder einer anderen toxischen Substanz und/oder von Bakterien, Viren, Pilzen und/oder anderen Organismen und/oder zur Entfernung wenigstens eines körpereigenen Pathogens, beispielsweise zur Entfernung von und/oder wenigstens eines Immunkomplexes und/oder wenigstens eines Immunglobulins und/oder wenigstens einer Substanz der infllammatorischen Antwort des Körpers (Mediator) und/oder von Antikörpern und/oder zur Entfernung wenigstens eines sogenannten pathogen-assoziierten molekularen Musters („pathogen associated molecular patterns“ - PAMPs) und/oder wenigstens eines sogenannten Alarmins („danger or damage associated molecular patterns“ - DAMPs).
[0096] Eine Plasmatrennvorrichtung im Sinne der vorliegenden Erfindung ist eine Vorrichtung, mittels welcher Blutplasma einer in die Plasmatrennvorrichtung eingebrachten Blutmenge zumindest teilweise von den übrigen Bestandteilen der Blutmenge getrennt werden kann. Eine Plasmatrennvorrichtung weist insbesondere einen Plasmafilter und/oder eine Zentrifugiereinrichtung auf oder ist als Plasmafilter oder Zentrifuge ausgebildet.
[0097] Die Dialysevorrichtung eines erfindungsgemäßen Systems zur extrakorporalen Blutbehandlung ist bevorzugt zur Durchführung wenigstens eines Verfahrens aus einer Gruppe verschiedener Verfahren zur Blutreinigung ausgebildet, vorzugsweise zur kontinuierlichen Nierenersatztherapie, d.h. zur CRRT-Behandlung insbesondere zur Hämodialyse, Hämofiltration, Hämodialfiltration, Hämoperfusion und/oder zur Peritoneladialyse, wobei derartige Dialysevorrichtungen sowie die zugehörigen Dialyseverfahren aus dem Stand der Technik ebenfalls grundsätzlich bekannt sind. [0098] Die Gasaustauschvorrichtung eines erfindungsgemäßen Systems ist als Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut ausgebildet.
[0099] In einer bevorzugten Ausgestaltung eines erfindungsgemäßen Systems weist das System, insbesondere die Gasaustauschvorrichtung Membranen aus Hohlfasern auf, die mit einer Silikonschicht beschichtet sind. Insbesondere kann in einer Ausgestaltung die Gasaustauschvorrichtung als (Silikon-beschichteter) Hohlfasermembranfilter ausgestaltet sein.
[0100] Die Gasaustauschvorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes umfasst gemäß der vorliegenden Erfindung eine Vorrichtung gemäß des ersten Aspekts der Erfindung, wonach die Gasaustauschvorrichtung einem ersten abgegrenzten Bereich für die Aufnahme von extrakorporalem Blut, und einen zweiten abgegrenzten Bereich für die Aufnahme der gemäß des ersten Aspekts der Erfindung beschriebenen Pufferlösung, wobei der erste und der zweite abgegrenzte Bereich in einer Kontaktzone aneinander anliegend nur durch eine Membran, über die zwischen dem Blut und der Pufferlösung ein Gasaustausch stattfinden kann, voneinander getrennt sind. Die in der vorliegenden Anmeldung beschriebene erfindungsgemäße Pufferlösung kann als Eliminationsmedium Bestandteil der Gasaustauschvorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut sein.
[0101] Bei einer konkret ausgestalteten Ausführungsform der erfindungsgemäßen Vorrichtung weist der erste abgegrenzte Bereich für die Aufnahme des extrakorporalen Bluts eine Einlassöffnung und eine Auslassöffnung für das Blut auf und ist so eingerichtet, dass das Blut den Bereich von der Einlassöffnung zur Auslassöffnung in einer ersten Flussrichtung durchströmen kann. Der zweite abgegrenzte Bereich für die Aufnahme der Pufferlösung weist bei dieser Ausführungsform eine Einlassöffnung und eine Auslassöffnung für die Pufferlösung auf und ist so eingerichtet, dass die Pufferlösung den Bereich von der Einlassöffnung zur Auslassöffnung in einer zweiten Flussrichtung durchströmen kann. [0102] Da in den meisten Anwendungsfällen die zur Förderung des zu behandelnden Blutstroms durch das System hindurch zur Verfügung stehende Pumpleistung des Herzens oder einer implantierten Pumpe eines zu behandelnden Patienten oder eines zu behandelnden Tieres nicht ausreicht oder ein veno-venöser Zugang zur Herstellung des extrakorporalen Blutkreislaufs zur extrakorporalen Blutbehandlung mit einem erfindungsgemäßen System vorteilhafter ist, d.h. die Entnahme des zu behandelnden Blutstroms erfolgt aus einer Vene und die Rückführung des behandelten Blutstroms erfolgt ebenfalls in eine Vene, weist ein erfindungsgemäßes System in einer vorteilhaften Ausgestaltung wenigstens eine erste Pumpe, insbesondere eine als Blutpumpe ausgebildete erste Pumpe, zur Förderung wenigstens eines Anteils eines zu behandelnden Blutstroms auf, wobei die erste Pumpe vorzugweise in Blutflussrichtung zwischen dem ersten Einlass und der ersten Blutbehandlungsvorrichtung in Blutflussrichtung angeordnet ist und insbesondere zur Förderung des gesamten zu behandelnden Blutstroms ausgebildet ist. D.h. in einer vorteilhaften Ausgestaltung eines erfindungsgemäßen Systems ist die erste Pumpe vorzugsweise in Reihe mit den drei Blutbehandlungsvorrichtungen geschaltet und insbesondere bevorzugt unmittelbar nach dem ersten Einlass angeordnet und vor der ersten Blutbehandlungsvorrichtung bezogen auf die Blutflussrichtung.
[0103] In einigen Fällen kann es vorteilhafter sein, wenn die erste Pumpe zwischen der ersten Blutbehandlungsvorrichtung und der zweiten Blutbehandlungsvorrichtung angeordnet ist oder zwischen der zweiten Blutbehandlungsvorrichtung und der dritten Blutbehandlungsvorrichtung oder sogar erst nach der dritten Blutbehandlungsvorrichtung, jeweils bezogen auf die Blutflussrichtung bei einer funktionsgemäßen Verwendung des erfindungsgemäßen Systems.
[0104] In einer besonders bevorzugten Ausgestaltung weist ein erfindungsgemäßes System mehrere Pumpen, insbesondere mehrere jeweils als Blutpumpe ausgebildete Pumpen zur Förderung des zu behandelnden Blutstroms auf, welche vorzugsweise in Blutflussrichtung in Reihe mit den Behandlungsvorrichtungen geschaltet sind und insbesondere derart in Blutflussrichtung angeordnet sind, dass sich jeweils die für eine optimale Behandlung erforderlichen Druckverhältnisse an einer oder mehreren der Blutbehandlungsvorrichtungen einstellen.
[0105] In einer bevorzugten Ausgestaltung weist ein erfindungsgemäßes System als erste Pumpe eine Schlauchrollenpumpe auf. In einer besonders bevorzugten Ausgestaltung weist das erfindungsgemäße System als erste Pumpe eine Zentrifugalpumpe auf. Diese kann eine als Rotorpumpe ausgebildete Diagonalpumpe sein, wobei die Pumpe vorzugsweise einen von einem Antriebsteil entkoppelten blutführenden Teil aufweist und der Rotor der Pumpe insbesondere über eine vorzugsweise auf einem Dorn gelagerte Lagerkugel insbesondere aus Keramik oder Aluminiumoxid gelagert ist und an seiner, dem Antriebsteil zugewandten Unterseite vorzugsweise Permanentmagneten aufweist und mittels magnetischer Kopplung antreibbar ist. Besonders bevorzugt ist wenigstens eine Pumpe dabei derart ausgebildet, dass beim Durchströmen der Pumpe nur geringe Scherspannungen entstehen und so die einzelnen Blutbestandteile, insbesondere die roten Blutkörperchen möglichst wenig geschädigt werden.
[0106] In einer besonders bevorzugten Ausgestaltung weist ein erfindungsgemäßes System eine gemäß der in der DE 10 2010 024 650 A1 beschriebenen Blutpumpe ausgebildete Pumpe auf. Vorzugsweise ist die Größe der Blutpumpe, insbesondere deren Anschlussgeometrie, dabei derart gewählt, dass sie an den jeweiligen zu fördernden Blutstrom bzw. an die Größe und/oder das Blutvolumens des zu behandelnden Patienten oder Tieres angepasst ist,
[0107] Da die Effektivität einer Hämofiltrations-Blutbehandlung von einem am Hämofilter anliegenden Druckgradienten abhängt, insbesondere von einem hydrostatischen Druckgefälle zwischen den beiden Seiten der Filtermembran, dem sogenannten Transmembrandruck (TMP), ist es für ein optimales Hämofiltration-Blutbehandlungs- Ergebnis vorteilhaft, wenn ein zur Hämofiltration oder Hämodiafiltration ausgebildetes erfindungsgemäßes System zur extrakorporalen Blutbehandlung und/oder eine zur Hämofiltration oder Hämodiafiltration ausgebildete Dialysevorrichtung eines erfindungsgemäßen Systems wenigstens eine Blutpumpe zur Förderung wenigstens eines Teils des zu behandelnden Blutstroms aufweist, mittels derer durch eine Veränderung des Blutstromflusses ein sich an wenigstens einer der Blutbehandlungsvorrichtungen einstellender Druck und/oder ein sich einstellender resultierender Druckgradient, insbesondere ein sich ergebender Transmembrandruck an der Dialysemembran der Dialysevorrichtung, definiert einstellbar ist.
[0108] Bevorzugt weist ein erfindungsgemäßes System zur Einstellung eines definierten Transmembrandrucks mehrere entsprechend ausgebildete und ansteuerbare Pumpen auf, insbesondere verschiedene, entsprechend ausgebildete und entsprechend ansteuerbare Pumpen, wie beispielsweise eine oder mehrere Blut-, Dialysat-, Filtrat-, und/oder Substituatpumpen, mit welchen der Blutstromfluss derart eingestellt werden kann, dass sich ein gewünschter, definierter Transmembrandruck am Hämofilter der Dialysevorrichtung ergibt.
[0109] In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung eines erfindungsgemäßen Systems weist das System einen weiteren, insbesondere zweiten, Einlass zur Zugabe einer ersten Zusammensetzung in den Blutstrom auf, insbesondere in den zu behandelnden Blutstrom, wobei dieser weitere Einlass vorzugweise in Blutflussrichtung derart angeordnet ist, dass die erste Zusammensetzung dem Blutstrom in Blutflussrichtung vor der ersten Pumpe zuführbar ist und/oder vor der ersten der drei Blutbehandlungsvorrichtungen, insbesondere vor der Adsorbervorrichtung.
[01 10] Bevorzugt ist dieser weitere, insbesondere zweite, Einlass dabei zur Zugabe eines flüssigen Antikoagulants ausgebildet, insbesondere zur Zugabe einer antikoagulierend wirkenden Citrat-Lösung. Dabei ist ein erfindungsgemäßes System besonders bevorzugt derart ausgebildet, dass die erste Zusammensetzung, insbesondere ein Antikoagulant, spätestens vor einer Behandlungsstrecke der ersten Behandlungseinrichtung, d.h. stromaufwärts von der ersten Behandlungseinrichtung, dem Blutstrom zugeführt werden kann. Besonders vorteilhaft ist der zweite Einlass dabei derart angeordnet, dass die Zugabe stromaufwärts der ersten Pumpe, d.h. in Blutflussrichtung vor der ersten Pumpe, erfolgen kann. Dadurch kann das Clotting-Risiko innerhalb des Systems, insbesondere innerhalb einer weiter stromabwärts angeordneten Adsorbervorrichtung, reduziert werden.
[01 1 1] Als Clotting bezeichnet man die Koagulation von Blutbestandteilen, d.h. ein Verklumpen von Blutbestandteilen.
[01 12] Als Behandlungsstrecke im Sinne der Erfindung wird ein Strömungsweg bezeichnet, entlang dem eine tatsächliche Blutbehandlung erfolgt.
[01 13] In einigen Fällen hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn ein erfindungsgemäßes System eine weitere, insbesondere zweite, separate Pumpe zur Förderung der ersten Zusammensetzung aufweist, insbesondere zur Förderung der ersten Zusammensetzung aus einem ersten Speichervolumen, in welchem die erste Zusammensetzung aufgenommen ist, heraus in den zu behandelnden Blutstrom. Das Speichervolumen, in dem die erste Zusammensetzung vorzugsweise aufgenommen ist, ist insbesondere ein Konservierungsbeutel oder ein entsprechend vergleichbar ausgebildetes Behältnis zur Aufbewahrung der ersten Zusammensetzung, insbesondere ein Behältnis, das eine sterile Aufbewahrung bei ausreichender Haltbarkeit der Zusammensetzung ermöglicht.
[01 14] Da bei der Hämofiltration und der Hämodiafiltration üblicherweise nicht nur Moleküle, von denen der zu behandelnde Blutstrom zu reinigen ist, durch die Filtermembran, den sogenannten Hämofilter, der Dialysevorrichtung hindurchtreten können, sondern auch ein Teil der Plasmaflüssigkeit durch den Hämofilter hindurchtritt und als Effluent mitabgeführt wird, ist es in diesen Fällen in der Regel erforderlich, d.h. insbesondere in denjenigen Fällen, in denen die Dialysevorrichtung zur Hämofiltration oder zur Hämodiafiltration ausgebildet ist, dem Blutstrom zum Ausgleich des dadurch entstehenden Flüssigkeitsverlustes ein Substituat, in der Regel eine physiologische Substitutionsflüssigkeit, insbesondere eine Elektrolytlösung, zuzuführen. Das Substituat kann dabei grundsätzlich vor und/oder nach der Dialysebehandlung zugeführt werden. In manchen dieser Anwendungsfälle ist es vorteilhafter, das Substituat erst nach der Dialysebehandlung dem Blutstrom zuzuführen, d.h. insbesondere erst nach dem Hämofilter, wobei in einigen Fällen eine Zufuhr erst unmittelbar vor der Rückführung des behandelten Blutmassenstroms in den intrakorporalen Blutkreislauf eines zu behandelnden Patienten oder Tieres besonders vorteilhaft ist.
[01 15] Bei der Hämodialyse, d.h. wenn die Dialysevorrichtung zur Hämodialyse oder zur Hämodiafiltration ausgebildet ist, kann, insbesondere bei einer Zugabe einer antikoagulierend wirkenden Citrat-Lösung in den Blutstrom, dem Blutstrom über das Effluent Kalzium entzogen werden, was ebenfalls auszugleichen ist, wobei ein auf diese Weise entstandener Kalzium-Verlust bevorzugt stromabwärts der Dialysevorrichtung ausgeglichen wird, insbesondere erst nach der letzten Blutbehandlungsvorrichtung.
[01 16] In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung eines erfindungsgemäßen Systems weist ein erfindungsgemäßes System daher einen weiteren, insbesondere dritten, Einlass zur Zugabe einer zweiten Zusammensetzung in den Blutmassenstrom auf, insbesondere zur Zugabe einer zweiten Zusammensetzung in den behandelten Blutmassenstrom, wobei dieser weitere Einlass vorzugsweise in Blutflussrichtung derart angeordnet ist, dass die zweite Zusammensetzung dem Blutmassenstrom in Blutflussrichtung nach der Dialysevorrichtung zuführbar ist, insbesondere nach der letzten Blutbehandlungsvorrichtung.
[01 17] Dabei ist dieser weitere, insbesondere dritte, Einlass insbesondere zur Zugabe einer zweiten Zusammensetzung in Form eines Substituats zum Ausgleich eines bei der Hämofiltration oder Hämodiafiltration entstehenden Flüssigkeitsverlusts und/oder zur Zugabe einer zweiten Zusammensetzung in Form einer flüssigen Kalzium-Lösung zum Ausgleich eines bei einer Hämodialyse entstehenden Kalzium-Verlusts ausgebildet.
[01 18] D.h. mit anderen Worten, dass bei einer bevorzugten Ausgestaltung eines erfindungsgemäßen Systems zur extrakorporalen Blutbehandlung, vorzugsweise nach der Behandlungsstrecke der Dialysevorrichtung und/ oder nach einem Dialysevorgang dem Blutmassenstrom eine zweite Zusammensetzung zugeführt werden kann. Besonders bevorzugt kann die zweite Zusammensetzung dem Blutstrom dabei unmittelbar vor der Rückführung in den intrakorporalen Blutkreislauf zugeführt werden, insbesondere unmittelbar in die Rückführungsleitung eingeleitet werden.
[01 19] In einigen Fällen hat sich als vorteilhaft herausgestellt, wenn ein erfindungsgemäßes System zur Förderung der zweiten Zusammensetzung eine weitere Pumpe aufweist, insbesondere eine dritte Pumpe, welche insbesondere zur Förderung der zweiten Zusammensetzung aus einem zweiten Speichervolumen, in welchem die zweite Zusammensetzung aufgenommen ist, in den Blutstrom ausgebildet ist.
[0120] In einigen Fällen kann es aber auch vorteilhaft sein, einen weiteren, insbesondere separaten, Einlass zur Zufuhr des erforderlichen Substituats zum Ausgleich eines in der Dialysevorrichtung bei der Hämofiltration oder Hämodiafiltration entstehenden Flüssigkeits- bzw. Volumenverlustes vorzusehen, insbesondere einen zusätzlichen Einlass zum dritten Einlass bzw. zu dem Einlass, welcher zum Ausgleich eines Kalzium- Verlustes vorgesehen ist.
[0121] In einigen Fällen kann es vorteilhaft sein, wenn der jeweilige Einlass zur Zufuhr des Substituats dabei in Blutflussrichtung derart angeordnet ist, dass das Substituat in Blutflussrichtung vor der Gasaustauschbehandlung dem Blutstrom zuführbar ist, wobei der zugehörige Einlass insbesondere unmittelbar vor der Gasaustauschvorrichtung angeordnet ist, bezogen auf die Blutflussrichtung, um eine möglicherweise vorhandene, unerwünschte C02-Beiadung des Substituats mittels der Gasaustauschvorrichtung ausgleichen zu können. In manchen Anwendungsfällen ist es vorteilhafter, das Substituat erst nach der Dialyse- und Adsorptionsbehandlung dem Blutstrom zuzuführen, zur Vermeidung eines Verdünnungseffektes, der die Effektivität der Adsorptionsbehandlung verringern würde (die Stärke der Adsorption ist in der Regel konzentrationsabhängig).
[0122] Wie vorstehend bereits ausgeführt worden ist, können bei einem erfindungsgemäßen System die Adsorbervorrichtung und/oder die Plasmatrenneinrichtung, die Dialysevorrichtung und die Gasaustauschvorrichtung grundsätzlich in beliebiger Reihenfolge sequenziell in Reihe geschaltet werden, wobei jedoch bestimmte Anordnungen, d.h. eine bestimmte Reihenfolge der Durchströmung der einzelnen Behandlungsvorrichtungen in Blutflussrichtung, besonders vorteilhaft sind.
[0123] Eine besonders vorteilhafte Ausgestaltung eines erfindungsgemäßen Systems zur extrakorporalen Blutbehandlung ergibt sich, wenn die Adsorbervorrichtung und/oder die Plasmatrennvorrichtung in Blutflussrichtung vor der Gasaustauschvorrichtung angeordnet ist. Da nach einer Adsorptionsbehandlung dem Blutmassenstrom in der Regel zum Ausgleich des bei der Adsorptionsbehandlung entzogenen Volumens ebenfalls ein Substituat, in der Regel eine physiologische Substitutionsflüssigkeit, vorzugsweise eine Elektrolytlösung, zuzuführen ist, welche in einigen Fällen mit C02 beladen sein kann, ist es vorteilhaft, wenn die Adsorbervorrichtung in Blutflussrichtung vor der Gasaustauschvorrichtung angeordnet ist, da auf diese Weise eine durch die Substitutionsflüssigkeit bewirkte, unerwünschte Aufladung mit C02 mittels der Gasaustauschvorrichtung wieder ausgeglichen werden kann. Damit kann im Ergebnis eine verbesserte C02-Entfernung aus dem zu behandelnden Blutmassenstrom gegenüber einer Anordnung der Gasaustauschvorrichtung vor der Adsorbervorrichtung erreicht werden.
[0124] In einer alternativen, in einigen Fällen ebenfalls vorteilhaften Ausgestaltung eines erfindungsgemäßen Systems ist die Adsorbervorrichtung und/oder die Plasmatrennvorrichtung in Blutflussrichtung nach der Gasaustauschvorrichtung angeordnet. Vorteilhaft an dieser Anordnung ist, dass durch den an der Adsorbervorrichtung entstehenden Staudruck eine Erhöhung des Druckgefälles in der Gasaustauschvorrichtung erreicht werden kann, insbesondere an der Gasaustauschmembran, wodurch der Gasaustausch verbessert werden kann.
[0125] Zur Zufuhr des erforderlichen Substituts zum Ausgleich des in der Adsorbervorrichtung bei der Adsorptionsbehandlung entstandenen Volumenverlustes weist ein erfindungsgemäßes System vorzugsweise einen weiteren, insbesondere vierten, Einlass zum Blutmassenstrom auf, welcher insbesondere in Blutflussrichtung derart angeordnet ist, dass das Substituat in Blutflussrichtung nach dem Absorptionsvorgang, insbesondere nach der Behandlungsstrecke in der Adsorbervorrichtung, dem Blutmassenstrom zuführbar ist, wobei der vierte Einlass insbesondere unmittelbar nach der Adsorbervorrichtung angeordnet ist, bezogen auf die Blutflussrichtung.
[0126] In einigen Fällen kann es aber auch vorteil haft(er) sein, den vierten Einlass vor der Adsorbervorrichtung anzuordnen, insbesondere stromaufwärts von der Gasaustauschvorrichtung, um eine durch die zum Ausgleich des bei der Adsorptionsbehandlung entstehenden Flüssigkeitsverlustes erforderliche Substitutionsflüssigkeit bewirkte, unerwünschte Aufladung des Blutstroms mit C02 mittels der Gasaustauschvorrichtung ausgleichen zu können. Dies ist insbesondere der Fall, wenn die Adsorbervorrichtung in Blutflussrichtung nach der Gasaustauschvorrichtung angeordnet ist, d.h. stromabwärts zur Gasaustauschvorrichtung.
[0127] In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung eines erfindungsgemäßen Systems ist die Adsorbervorrichtung und/oder die Plasmatrenneinrichtung in Blutflussrichtung vor der Dialysevorrichtung angeordnet, insbesondere, wenn die Dialysevorrichtung zur Flämodialyse oder Hämodiafiltration ausgebildet ist und insbesondere einen Dialysator aufweist. Die Anordnung der Adsorbervorrichtung blutstromaufwärts, d.h. in Blutflussrichtung vor der Dialysevorrichtung, hat den Vorteil, dass der Adsorbervorrichtung kein durch das Dialysat verdünnter Blutstrom zugeführt wird, wodurch eine besonders hohe Effizienz der Adsorptionsbehandlung erreicht werden kann.
[0128] Ferner können im Absorber entstehende, unspezifische lonenbindungen oder pH- Verschiebungen durch die nachfolgend angeordnete Dialysevorrichtung ausgeglichen werden.
[0129] Des Weiteren kann die blutstromabwärts angeordnete Dialysevorrichtung durch ihren Aufbau aus klein(st)en Hohlfasern als Sicherheitssystem gegen einen unerwünschten Partikeleintrag aus der Adsorbervorrichtung wirken.
[0130] Ist die Dialysevorrichtung eines erfindungsgemäßen Systems zur Hämodialyse oder Hämodiafiltration ausgebildet und weist insbesondere einen Dialysator auf, weist ein erfindungsgemäßes System, insbesondere die Dialysevorrichtung, vorzugsweise einen fünften Einlass zur Zufuhr eines Dialysats, d. h. einer Dialysierflüssigkeit, auf.
[0131] Zur Abfuhr eines bei der Dialysebehandlung in der Dialysevorrichtung entstehenden Effluent, weist ein erfindungsgemäßes System vorzugsweise einen zweiten Auslass auf.
[0132] In einer alternativen Ausgestaltung eines erfindungsgemäßen Systems ist die Adsorbervorrichtung in Blutflussrichtung nach der Dialysevorrichtung angeordnet, insbesondere, wenn die Dialysevorrichtung zur Hämofiltration oder Hämodiafiltration ausgebildet ist und vorzugsweise einen Hämofilter aufweist. Diese Reihenfolge kann in einigen Anwendungsfällen vorteilhaft sein, insbesondere wenn eine besonders effektive Adsorptionsbehandlung angezeigt ist, da in diesem Fall der zu behandelnde Blutstrom durch die Hämofiltration in der Dialysevorrichtung aufkonzentriert werden kann, wodurch die Effektivität der Adsorptionsbehandlung in der nachfolgend angeordneten Adsorbervorrichtung gesteigert werden kann.
[0133] In diesem Fall steigt zwar das Clotting-Risiko des Systems, insbesondere in der Adsorbervorrichtung, gegenüber den zuvor beschriebenen Ausgestaltungen eines erfindungsgemäßen Systems. Durch entsprechende Überwachungsmaßnahmen, wie beispielsweise jeweils vor und nach wenigstens einer Blutbehandlungsvorrichtung angeordnete Drucksensoreinrichtungen, anhand derer auf den Zustand der jeweiligen Blutbehandlungsvorrichtung geschlossen werden kann, kann beginnendes Clotting in vielen Fällen relativ zuverlässig und zeitnah erkannt werden. Dadurch, insbesondere in Verbindung mit dem zusätzlichen Einsatz von Antikoangulatien, kann das Clotting-Risiko in den meisten Fällen gut beherrscht werden. [0134] In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung eines erfindungsgemäßen Systems ist die Dialysevorrichtung in Blutflussrichtung vor der Gasaustauschvorrichtung angeordnet, insbesondere, wenn die Dialysevorrichtung zur Hämodialyse oder Hämofiltration ausgebildet ist und zur Dialysebehandlung die Zufuhr eines Dialysats erfordert. In diesem Fall kann eine unerwünschte Aufladung mit C02 durch ein unter Umständen mit C02 beladenes Dialysat in der Dialysevorrichtung mittels der in Blutflussrichtung sequenziell nach der Dialysevorrichtung angeordnete Gasaustauschvorrichtung vor der Rückführung des behandelten Blutstroms in den intrakorporalen Blutkreislauf eines zu behandelnden Patienten oder Tieres ausgeglichen werden, was bei einer Anordnung der Dialysevorrichtung nach der Gasaustauschvorrichtung nicht der Fall wäre.
[0135] In einer alternativen, aber in einigen Fällen ebenfalls vorteilhaften Ausgestaltung eines erfindungsgemäßen Systems ist die Dialysevorrichtung in Blutflussrichtung nach der Gasaustauschvorrichtung angeordnet, wobei in diesem Fall die Dialysevorrichtung vorzugsweise zur Hämofiltration ausgebildet ist und einen Hämofilter aufweist und insbesondere nicht zur Hämodialyse ausgebildet ist.
[0136] Durch den der Gasaustauschvorrichtung nachgeschalteten Hämofilter kann das Druckgefälle zwischen Blutseite und Gasseite an der Gasaustauschvorrichtung erhöht werden, wodurch die Effizienz der Gasaustauschvorrichtung verbessert werden kann.
[0137] Ist die Dialysevorrichtung lediglich zur Hämofiltration ausgebildet und nicht zur Hämodialyse insbesondere auch nicht zur Hämodiafiltration, tritt der Nachteil einer unerwünschten C02-Aufladung infolge eines Austauschs des Blutstroms mit einem zugeführten, unter Umständen mit C02 beladenen Dialysat wie bei der Hämodialyse oder der Hämodiafiltration möglich, nicht auf. In letzterem Fall kann die Substitutionslösung zum Volumenausgleich vorzugweise bereits stromaufwärts des Gasaustauschers zugegeben werden, um die mögliche C02-Beladung mittels der Gasaustauschvorrichtung zumindest teilweise, vorzugsweise vollständig, ausgleichen zu können.
[0138] In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung eines erfindungsgemäßen Systems weist das System wenigstens eine Drucksensoreinrichtung zur Ermittlung eines Strömungsdruckes des Blutstroms an wenigstens einer definierten Stelle im System auf, wobei vorzugsweise in Blutflussrichtung unmittelbar vor und/oder unmittelbar nach wenigstens einer Behandlungsstrecke einer Blutbehandlungsvorrichtung wenigstens eine Drucksensoreinrichtung angeordnet ist.
[0139] Sind vor und nach wenigstens einer Behandlungsstrecke jeweils Drucksensoreinrichtungen vorgesehen, kann auf diese Weise der Druckabfall über die Behandlungsstrecke erfasst werden, von welchem auf den Zustand der zugehörigen Blutbehandlungsvorrichtung geschlossen werden kann. Insbesondere lässt sich auf diese Weise beurteilen, inwiefern eine Blutbehandlungsvorrichtung von Clotting betroffen ist, wobei ein plötzlich stark ansteigender Druckabfall einen Hinweis darauf gibt, dass die jeweilige Blutbehandlungsvorrichtung von Clotting betroffen ist.
[0140] In einer bevorzugten Ausgestaltung weist ein erfindungsgemäßes System eine Steuerungseinrichtung auf, wobei beim erfindungsgemäßen System die Steuerungseinrichtung insbesondere zur Steuerung und/oder Regelung sämtlicher steuerbaren und/oder regelbaren Komponenten des Systems ausgebildet ist. D.h. mit anderen Worten weist ein erfindungsgemäßes System in einer bevorzugten Ausgestaltung eine gemeinsame Steuerung zur Steuerung sämtlicher Blutbehandlungsvorrichtungen auf. Die Steuerung ist dabei insbesondere zur Steuerung einer oder mehrerer Pumpen, und/oder zur Steuerung von Zufluss- und/oder Abflussmengen von Stoffen und/oder Zusammensetzungen und/oder zur Auswertung der von wenigstens einer Sensoreinrichtung erfassten Sensordaten und/oder zur Überwachung des erfindungsgemäßen Systems ausgebildet, insbesondere zur Steuerung und/oder Regelung des zu behandelnden Blutstroms.
[0141] Bevorzugt können mithilfe einer oder mehrerer Drucksensoreinrichtungen Blockaden oder eine Unterbrechung des Blutkreislaufs erkannt werden und entsprechende Maßnahmen, wie beispielsweise die Auslösung eines Alarms oder die Abschaltung des Systems, insbesondere eine den Blutstrom fördernde Pumpe, abgeschaltet werden.
[0142] Vorzugsweise ist ein erfindungsgemäßes System dabei derart ausgebildet, dass ein für eine möglichst hohe Effektivität einer Blutbehandlung erforderlicher, definierter Transmembrandruck für wenigstens eine der Blutbehandlungsvorrichtungen, insbesondere für die Dialysevorrichtung, bezogen auf einen Grenzwert überwacht wird. Vorzugsweise kann in Abhängigkeit wenigstens eines von einer Drucksensoreinrichtung erfassten Sensorsignals der Fluss des Blutstroms derart eingestellt werden, dass sich ein gewünschter definierter Transmembrandruck einstellt bzw. ergibt, so dass eine verbesserte Blutbehandlung erreicht werden kann.
[0143] In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung eines erfindungsgemäßen Systems weist ein erfindungsgemäßes System vorzugsweise wenigstens eine Gasblasen- Detektionseinrichtung zum Erkennen einer Gasblase im Blutstrom auf. Vorzugsweise ist das System dabei derart ausgebildet, dass, wenn mittels der Gasblasen- Detektionseinrichtung eine Gasblase erkannt worden ist, ein insbesondere vor dem ersten Auslass, vorzugsweise in einer Rückführleitung, angeordnetes Absperrventil geschlossen werden kann, um eine Rückführung der Gasblase mit dem behandelten Blutstrom in den intrakorporalen Kreislauf, insbesondere den intrakorporalen Blutkreislauf, eines zu behandelnden Patienten oder eines zu behandelnden Tieres zu verhindern. Ferner können vorzugsweise zusätzlich sämtliche Pumpen, die zur Förderung des Blutstroms dienen, abgeschaltet werden.
[0144] In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung eines erfindungsgemäßen Systems ist bei wenigstens einer Blutbehandlungsvorrichtung eine Behandlungsstrecke zumindest teilweise, vorzugweise vollständig, durch ein austauschbares Behandlungsmodul gebildet, insbesondere durch ein kartuschenartiges Behandlungsmodul. Eine derartige Ausgestaltung einer Blutbehandlungsvorrichtung ermöglicht einen flexiblen Austausch des jeweiligen Behandlungsmoduls, insbesondere eine einfache und flexible Anpassung der einzelnen Behandlungsvorrichtungen an die jeweils erforderliche Blutbehandlung.
[0145] Beispielsweise kann auf diese Weise leicht ein Endotoxin-Adsorber- Behandlungsmodul gegen ein Zytokin-Adsorber-Behandlungsmodul mit einer anderen funktionalen Adsorptionsschicht ausgetauscht werden oder ein spezielles Immun- Adsorber-Behandlungsmodul eingesetzt werden oder ein Flämofilter gegen einen Dialysator getauscht werden oder dergleichen. Dadurch erhöht sich die Bandbreite der mit einem erfindungsgemäßen System möglichen Behandlungen erheblich, wodurch die Wirtschaftlichkeit eines erfindungsgemäßen Systems deutlich gesteigert werden kann.
[0146] In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung eines erfindungsgemäßen Systems weist das System wenigstens eine schaltbare Bypasseinrichtung zur Umgehung wenigstens einer Blutbehandlungsvorrichtung auf. Dadurch kann bei Bedarf ein erfindungsgemäßes System auch für Blutbehandlungen eingesetzt werden, die jeweils nur die Verwendung einer oder zweier der drei Blutbehandlungsvorrichtungen des Systems erfordern, jedoch nicht die Durchströmung durch sämtliche drei Blutbehandlungsvorrichtungen eines erfindungsgemäßen Systems erforderlich machen. Auf diese Weise kann beispielsweise eine erforderliche Blutbehandlung, welche nur eine Adsorptionsbehandlung und/oder nur eine Plasmatrennung und eine Dialysebehandlung erfordert unter Umgehung der Gasaustauschvorrichtung erfolgen. Ebenso ist eine Dialysebehandlung mit nachfolgendem Gasaustausch, zur C02-Entfernung, ohne eine gleichzeitige Adsorptionsbehandlung möglich. Dadurch kann die Bandbreite an Behandlungsmöglichkeiten eines erfindungsgemäßen Systems deutlich vergrößert werden. Ferner können die Behandlungskosten in einer Vielzahl an Behandlungsfällen deutlich reduziert werden, da der Materialverbrauch deutlich gesenkt werden kann, weil nicht jeweils drei Behandlungsmodule verbraucht werden. Darüber hinaus kann eine Behandlungsvorrichtung aus dem System entfernt werden, wenn diese ihre Funktion nicht mehr erfüllt, weil sie beispielsweise geclottet oder erschöpft ist, wie beispielsweise ein Adsorber, der vollständig beladen ist.
[0147] Vorzugsweise weist wenigstens eine Bypasseinrichtung wenigstens ein Bypassventil sowie eine zugehörige Bypassleitung auf, die insbesondere fluidisch mit einer Flauptleitung verbunden oder verbindbar ist, wobei insbesondere mittels eines Bypassventils die zugehörige Bypassleitung geöffnet oder verschlossen werden kann, sodass ein zu behandelnder Blutstrom gezielt entlang der zugehörigen Bypassleitung geführt werden kann oder gezielt durch die nachfolgende Blutbehandlungsvorrichtung bzw. die nachfolgende Blutbehandlungsstrecke geleitet werden kann.
[0148] Bevorzugt ist wenigstens ein Bypassventil dabei derart ausgebildet, dass bei geöffnetem Bypassventil keine Durchströmung der nachgelagerten Behandlungsstrecke erfolgt, d.h. dass die nachfolgende Blutbehandlungsvorrichtung vorzugsweise vollständig verschlossen werden kann und der gesamte zu behandelnde Blutstrom über die zugehörige Bypassleitung an der zugehörigen Blutbehandlungsvorrichtung vorbeigeführt werden kann, d.h. die Blutbehandlungsvorrichtung umgangen werden kann.
[0149] Unter „Umgehen einer Blutbehandlungsvorrichtung“ wird im Sinne der vorliegenden Erfindung insbesondere verstanden, die Hauptleitung zu verzweigen, insbesondere an einer Verzweigung stromaufwärts der Blutbehandlungsvorrichtung oder in der Blutbehandlungsvorrichtung, eine Bypassleitung um die Blutbehandlungsvorrichtung herumzuführen und die Bypassleitung stromabwärts wieder mit der Hauptleitung zusammenzuführen, insbesondere nach der Blutbehandlungsvorrichtung oder in der Blutbehandlungsvorrichtung
[0150] Bei geschlossenem Bypassventil hingegen ist vorzugsweise die Bypassleitung verschlossen, insbesondere vollständig, sodass der gesamte zu behandelnde Blutstrom durch die nachfolgende Behandlungsstrecke bzw. die nachfolgende Blutbehandlungsvorrichtung strömt.
[0151] Auf diese Weise können gezielt nur die erforderlichen Behandlungsvorrichtungen durchströmt werden. Dadurch können die Einsatzmöglichkeiten eines erfindungsgemäßen Systems deutlich gesteigert werden. Insbesondere kann auf diese Weise die Auslastung bzw. die Nutzungszeit eines erfindungsgemäßen Systems verbessert werden, wodurch wiederum die Wirtschaftlichkeit gesteigert werden kann.
[0152] Zur Einstellung einer definierten Flussrate des Blutstroms an wenigstens einer der Blutbehandlungsvorrichtungen, insbesondere zum Erzeugen eines gewünschten, definierten Transmembrandrucks, insbesondere für wenigstens eine zugehörige Behandlungsstrecke, kann ein erfindungsgemäßes System wenigstens eine, insbesondere in einem Abschnitt zwischen einer Verzweigung und der anschließenden Zusammenführung in der Hauptleitung und/oder der Bypassleitung angeordnete weitere Pumpe aufweisen.
[0153] Bei entsprechender Anzahl und Ausgestaltung der einzelnen Pumpen kann auf diese Art und Weise eine unabhängige Einstellung der Blutflussraten in den einzelnen Behandlungsvorrichtungen erreicht werden, wobei das System dazu insbesondere eine oder mehrere entsprechend ausgebildete Steuerungseinrichtungen aufweist.
[0154] In einer vorteilhaften Ausgestaltung ist wenigstens eine einer Blutbehandlungsvorrichtung zugeordnete Bypasseinrichtung derart ausgebildet, dass ein rezirkulierender Blutfluss über und/oder durch die zugehörige Blutbehandlungsvorrichtung bewirkbar ist. [0155] In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung eines erfindungsgemäßen Systems ist in der zugehörigen Bypassleitung wenigstens einer Blutbehandlungsvorrichtung wenigstens eine weitere Blutbehandlungsvorrichtung angeordnet, insbesondere derart, dass ein rezirkulierender Blutfluss durch die zugehörige, in der Hauptleitung angeordnete Blutbehandlungsvorrichtung und/oder durch die weitere, in der Bypassleitung angeordnete Blutbehandlungsvorrichtung entsteht.
[0156] In einer alternativen, vorteilhaften Ausgestaltung eines erfindungsgemäßen Systems ist die erste Blutbehandlungsvorrichtung eine Plasmatrenneinrichtung, welche vorzugsweise mittels einer Bypassleitung umgehbar ist, wobei insbesondere in der Bypassleitung eine weitere Blutbehandlungsvorrichtung in Form einer Adsorbervorrichtung angeordnet ist. Dabei ist die Adsorbervorrichtung bevorzugt stromabwärts einer in der Bypassleitung angeordneten Pumpe angeordnet.
[0157] Das aus der Absorbervorrichtung abgeführte, behandelte Blut bzw. das aus der Adsorbervorrichtung abgeführte, behandelte Blutplasma, kann dabei entweder nach der Plasmatrenneinrichtung der Hauptleitung zugeführt werden oder rezirkulierend der Plasmatrenneinrichtung zugeführt werden.
[0158] In einer alternativen Ausgestaltung eines erfindungsgemäßen Systems kann abgetrenntes Plasma aus der Plasmatrennvorrichtung, insbesondere mithilfe einer Pumpe, abgeführt und einem Plasma-Entsorgungsbehälter zugeführt werden und mittels eines weiteren Einlasses, insbesondere der Hauptleitung, vorzugsweise mithilfe einer weiteren Pumpe, frisches Plasma, insbesondere aus einer Speichervorrichtung, zugeführt werden.
[0159] In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung eines erfindungsgemäßen Systems weist wenigstens eine Komponente des Systems an einer mit dem zu behandelnden Blutstrom in Kontakt kommenden Oberfläche eine biokompatible und vorzugsweise funktionale Beschichtung auf, insbesondere eine antibakterielle, gerinnungshemmende und/oder anti-inflammatorische Beschichtung. Vorzugsweise ist wenigstens ein Lumen des Systems, welches zur Durchströmung mit einem zu behandelnden und/oder behandelten Blutstrom ausgebildet ist, mit einer biokompatiblen und vorzugweise funktionalen Beschichtung versehen, insbesondere mit einer antibakteriellen, gerinnungshemmenden und/oder anti-inflammatorischen Beschichtung.
[0160] Vorzugsweise weist mindestens eine Oberfläche des erfindungsgemäßen Systems dabei eine heparinhaltige und/oder albumin- und heparinhaltige Beschichtung auf. In einigen Fällen kann es vorteilhaft sein, wenn das System hingegen lediglich heparinfreie Beschichtungen aufweist, denn dadurch kann das System auch zur Behandlung von Patienten oder Tieren mit einer Heparinunverträglichkeit eingesetzt werden.
[0161] In einer alternativen und/oder zusätzlichen, bevorzugten Ausgestaltung eines erfindungsgemäßen Systems weist wenigstens eine Beschichtung definierte Antikörper und/oder ein oder mehrere Enzyme auf. Auch eine antibakterielle Beschichtung ist denkbar.
[0162] In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung eines erfindungsgemäßen Systems ist wenigstens eine Schutzschicht zum Schutz der funktionalen Beschichtung aufgebracht, wobei die Schutzschicht vorzugsweise dazu dient, eine Sterilisation und/oder Lagerung einzelner, beschichteter Komponenten des Systems ohne einen nennenswerten Verlust der Funktionalität der funktionalen Beschichtung zu ermöglichen.
[0163] In einer besonders bevorzugten Ausgestaltung eines erfindungsgemäßen Systems weist das System wenigstens eine Oberfläche mit einer mittels der SPS®- Technologie von der Leukocare AG ausgebildeten Beschichtung auf.
[0164] Eine erfindungsgemäße Behandlungsvorrichtung zur extrakorporalen Blutbehandlung weist ein gemäß der vorliegenden Erfindung ausgebildetes System zur extrakorporalen Blutbehandlung auf, wobei die erste, die zweite und die dritte Blutbehandlungsvorrichtung des Systems insbesondere in einem gemeinsamen Gehäuse angeordnet sind und/oder von einer gemeinsamen Basis, d.h. von einer gemeinsamen Trägereinrichtung, aufgenommen sind.
[0165] Vorzugsweise sind die drei Blutbehandlungsvorrichtungen dabei in einem gemeinsamen Gehäuse angeordnet und/oder sind von einer gemeinsamen Basis, wie beispielsweise einer gemeinsamen Trägervorrichtung oder dergleichen, aufgenommen. Besonders bevorzugt sind die einzelnen Blutbehandlungsvorrichtungen dabei jeweils austauschbar in und/oder an dem gemeinsamen Gehäuse und/oder der Basis befestigt, insbesondere jeweils als austauschbare Module. Dadurch lässt sich ein besonders kompaktes, erfindungsgemäßes System bereitstellen, das gleichzeitig flexibel auf den jeweiligen Behandlungsfall gezielt abgestimmt und ausgestaltet werden kann.
[0166] Ein erfindungsgemäßes Kit und/oder Set zur extrakorporalen Blutbehandlung weist als Komponenten wenigstens eine erste Blutbehandlungsvorrichtung, eine zweite Blutbehandlungsvorrichtung, eine dritte Blutbehandlungsvorrichtung und ein Schlauchset mit einem ersten Einlass zum Einbringen eines zu behandelnden Blutstroms und einem ersten Auslass zum Ausbringen eines behandelten Blutstroms mit einem oder mehreren Schläuchen auf sowie insbesondere eine Installations- und/oder Bedienungsanleitung.
[0167] Dabei ist die erste Blutbehandlungsvorrichtung eine Adsorbervorrichtung zur Entfernung wenigstens eines körperfremden und/oder wenigstens eines körpereigenen Pathogens und/oder eine Plasmatrennvorrichtung zum Trennen von Blutplasma von den übrigen Blutbestandteilen oder weist eine entsprechende Adsorbervorrichtung und/oder Plasmatrennvorrichtung auf. Die zweite Blutbehandlungsvorrichtung ist als Dialysevorrichtung ausgebildet, insbesondere als Dialysevorrichtung zur Nierenersatztherapie, und die dritte Blutbehandlungsvorrichtung als Gasaustauschvorrichtung ausgebildet, die als Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut nach einem der Ansprüche 8 bis 19 ausgebildet ist, insbesondere als Gasaustauschvorrichtung zur zumindest teilweisen C02-Entfernung aus einem den ersten abgegrenzten Bereich der Gasaustauschvorrichtung durchströmenden Blutstrom und einer den zweiten abgegrenzten Bereich der Gasaustauschvorrichtung durchströmenden Pufferlösung, die nach den Merkmalen wenigstens einem der Ansprüche 1 bis 6 ausgebildet ist. Die Komponenten des Kits können erfindungsgemäß zu einem gemäß der vorliegenden Erfindung ausgebildeten System zur extrakorporalen Blutbehandlung verbunden werden, insbesondere gemäß der Installations- und/oder Bedienungsanleitung.
[0168] Dadurch kann auf einfache Art und Weise ein besonders flexibles, erfindungsgemäßes System bereitgestellt werden, das eine gezielt auf den jeweiligen Behandlungsfall abgestimmte Kombination einer Adsorbervorrichtung und/oder einer Plasmatrenneinrichtung, einer Dialysevorrichtung und einer Gasaustauschvorrichtung ermöglicht. [0169] D.h., ein erfindungsgemäßes System kann sowohl in Form einer gemeinsamen Behandlungsvorrichtung bereitgestellt werden, bei welcher die drei Blutbehandlungsvorrichtungen des Systems, d.h. die Adsorbervorrichtung und/oder die Plasmatrenneinrichtung, die Dialysevorrichtung und die Gasaustauschvorrichtung Teil einer gemeinsamen Vorrichtung sind, als auch in Form eines Kits und/oder Sets, bei welchem wenigstens zwei der drei Blutbehandlungsvorrichtungen separate Vorrichtungen sind, welche jedoch insbesondere mithilfe eines geeigneten Schlauchsystems mit einer oder mehreren Schlauchleitungen zu einem erfindungsgemäßen System verbunden werden können und erfindungsgemäß sequenziell derart in Reihe geschaltet werden können, dass die einzelnen Blutbehandlungsvorrichtungen jeweils nacheinander in Reihe sequenziell durchströmt werden können.
[0170] Ein erfindungsgemäßes Verfahren zum Betreiben eines erfindungsgemäßen Systems zur extrakorporalen Blutbehandlung und/oder einer erfindungsgemäßen Behandlungsvorrichtung ist gekennzeichnet durch die Schritte:
Bereitstellen einer zu behandelnden Blutmenge,
Einbringen eines zu behandelnden Blutstroms in das System über den ersten
Einlass des Systems,
Durchströmen wenigstens einer der Blutbehandlungsvorrichtungen und
- Ausbringen des behandelten Blutstroms über den ersten Auslass des Systems.
[0171] Vorzugsweise werden dabei, sofern das zur extrakorporalen Blutbehandlung verwendete System dazu ausgebildet ist und wenigstens eine insbesondere schaltbare Bypasseinrichtung aufweist, je nach Bedarf nur diejenigen Blutbehandlungsvorrichtungen durchströmt, deren Nutzung zur jeweiligen, erforderlichen Behandlung angezeigt ist.
[0172] In einer vorteilhaften Ausgestaltung eines erfindungsgemäßen Verfahrens zum Betreiben eines erfindungsgemäßen Systems wird die zu behandelnde Blutmasse dabei in einem Behältnis bereitgestellt, insbesondere in einem Behälter oder einem Beutel, wobei das behandelte Blut vorzugsweise in ein Behältnis, insbesondere in einen Behälter oder in einen Beutel, ausgebracht wird. Alternativ kann das behandelte Blut auch einem separierten, zur Transplantation vorgesehenen Organ zugeführt werden oder einem zu behandelnden Patienten oder einem zu behandelnden Tier.
[0173] Ein erfindungsgemäßes Verfahren zur extrakorporalen Blutbehandlung mit einem erfindungsgemäßen System oder einer erfindungsgemäßen Behandlungsvorrichtung ist gekennzeichnet durch die Schritte:
Einbringen des Systems in einen Blutkreislauf eines zu behandelnden Menschen oder Tieres und Herstellen eines extrakorporalen Blutkreislaufs durch Verbinden des ersten Einlasses des Systems mit einem ersten Blutgefäß des zu behandelnden Menschen oder Tieres und Verbinden des ersten Auslasses des Systems mit dem ersten Blutgefäß und/oder einem zweiten Blutgefäß des Menschen oder Tieres,
Entnehmen eines zu behandelnden Blutstroms aus dem intrakorporalen Blutkreislauf des Menschen oder Tieres und Einbringen des zu behandelnden Blutstroms in das System über den ersten Einlass des Systems,
Durchströmen wenigstens einer der Blutbehandlungsvorrichtungen,
- Ausbringen des behandelten Blutstroms über den ersten Auslass des Systems und Rückführen des behandelten Blutstroms in den intrakorporalen Blutkreislauf des Menschen oder Tieres.
[0174] Das erfindungsgemäße System kann dazu veno-venös oder arterio-venös mit dem intrakorporalen Blutkreislauf eines zu behandelnden Menschen oder Tieres verbunden werden oder alternativ über wenigstens einen künstlich angelegten Blutzugang, je nach Bedarf.
[0175] Zum veno-venösen Verbinden eines erfindungsgemäßen Systems mit einem intrakorporalen Blutkreislauf eines zu behandelnden Menschen oder Tieres eignet sich insbesondere eine doppellumige Kanüle mit konzentrisch zueinander angeordnetem Einlass und Auslass, bei erwachsenen Patienten beispielsweise die unter der Bezeichnung„NovaPort® twin“ von der Firma Novalung GmbH vertriebene Kanüle. D.h., bei einem erfindungsgemäßen Verfahren zur extrakorporalen Blutbehandlung erfolgt das Einbringen des Systems in einen Blutkreislauf eines zu behandelnden Menschen oder Tieres und das Herstellen des extrakorporalen Blutkreislaufs vorzugsweise unter Verwendung einer doppellumigen Kanüle. [0176] Diese und weitere Merkmale der Erfindung gehen außer aus den Ansprüchen und aus der Beschreibung auch aus den zugehörigen Figuren sowie der Figurenbeschreibung hervor, wobei sämtliche der genannten und/oder dargestellten Merkmale und Merkmalskombinationen nicht nur in der jeweils angegebenen Kombination, sondern auch in anderen Kombinationen oder in Alleinstellung bei einer Ausgestaltung der Erfindung verwirklicht sein können, sofern dies technisch sinnvoll ist.
[0177] Manche der genannten und/oder dargestellten Merkmale bzw. Eigenschaften der Erfindung betreffen sowohl ein erfindungsgemäßes System, eine erfindungsgemäße Behandlungsvorrichtung, ein erfindungsgemäßes Kit, ein erfindungsgemäßes Verfahren zum Betrieb des erfindungsgemäßen Systems und/oder einer erfindungsgemäßen Behandlungsvorrichtung sowie ein erfindungsgemäßes Verfahren zur extrakorporalen Blutbehandlung mit einem erfindungsgemäßen System oder mit einer erfindungsgemäßen Behandlungsvorrichtung, wobei einige dieser Merkmale und Eigenschaften nur einmal beschrieben sind, beispielsweise nur im Zusammenhang mit dem erfindungsgemäßen System, jedoch unabhängig davon im Rahmen technisch möglicher Ausgestaltungen sowohl für ein erfindungsgemäßes System, als auch für eine erfindungsgemäße Behandlungsvorrichtung, ein erfindungsgemäßes Kit, ein erfindungsgemäßes Verfahren zum Betreiben eines solchen Systems und/oder einer erfindungsgemäßen Behandlungsvorrichtung sowie auch für ein erfindungsgemäßes Verfahren zur extrakorporalen Blutbehandlung mit einem solchen System oder mit einer erfindungsgemäßen Behandlungsvorrichtung gelten.
[0178] Im Folgenden wird die Erfindung anhand mehrerer Ausführungsbeispiele unter Bezugnahme auf die beigefügten Figuren näher erläutert, wobei funktionsgleiche Bauteile mit gleichen Bezugszeichen bezeichnet sind, sofern keine expliziten anderslautenden Angaben gemacht sind oder sich aus dem Kontext nichts anderes ergibt. Es zeigen:
Fig. 4 in schematischer Darstellung den grundsätzlichen Aufbau eines ersten
Ausführungsbeispiels eines erfindungsgemäßen Systems,
Fig. 5 in schematischer Darstellung den grundsätzlichen Aufbau eines zweiten
Ausführungsbeispiels eines erfindungsgemäßen Systems, Fig. 6 in schematischer Darstellung den grundsätzlichen Aufbau eines dritten
Ausführungsbeispiels eines erfindungsgemäßen Systems,
Fig. 7 in schematischer Darstellung den grundsätzlichen Aufbau eines vierten
Ausführungsbeispiels eines erfindungsgemäßen Systems,
Fig. 8 in schematischer Darstellung den grundsätzlichen Aufbau eines fünften
Ausführungsbeispiels eines erfindungsgemäßen Systems,
Fig. 9 in schematischer Darstellung den grundsätzlichen Aufbau eines sechsten
Ausführungsbeispiels eines erfindungsgemäßen Systems,
Fig. 10 in schematischer Darstellung den grundsätzlichen Aufbau eines siebten Ausführungsbeispiels eines erfindungsgemäßen Systems,
Fig. 11 in schematischer Darstellung den grundsätzlichen Aufbau eines achten
Ausführungsbeispiels eines erfindungsgemäßen Systems,
Fig. 12 in schematischer Darstellung den grundsätzlichen Aufbau eines neunten Ausführungsbeispiels eines erfindungsgemäßen Systems und
Fig. 13 in schematischer Darstellung den grundsätzlichen Aufbau eines zehnten Ausführungsbeispiels eines erfindungsgemäßen Systems.
[0179] Fig. 4 zeigt in schematischer Darstellung den grundsätzlichen Aufbau eines ersten Ausführungsbeispiels eines erfindungsgemäßen Systems B100 zur extrakorporalen Blutbehandlung, wobei das System B100 einen durch eine Zuführleitung B1 gebildeten ersten Einlass zum Einbringen eines zu behandelnden Blutstroms in das System B100, drei Blutbehandlungsvorrichtungen A, D und G sowie einen durch eine Rückführleitung B2 gebildeten ersten Auslass zum Ausbringen eines behandelten Blutstroms aus dem System B100 aufweist.
[0180] Eine erste Blutbehandlungsvorrichtung A ist dabei eine zur Endotoxin-Adsorption ausgebildete Adsorbervorrichtung A. Eine zweite Blutbehandlungsvorrichtung D ist als Dialysevorrichtung D ausgebildet, insbesondere zur Flämodialyse. Eine dritte Blutbehandlungsvorrichtung G ist ein Gasaustauscher, der als Vorrichtung zur Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes aus dem zu behandelnden Blutstrom gemäß dem ersten Aspekt der Erfindung ausgebildet ist.
[0181] Das in Fig. 4 dargestellte erfindungsgemäße System B 100 ist dabei dazu ausgebildet, in einen menschlichen oder tierischen Blutkreislauf zur Herstellung eines extrakorporalen Blutkreislaufs eingebracht zu werden, wobei dazu die Zuführleitung B1 mit einem ersten Blutgefäß des zu behandelnden Patienten bzw. eines zu behandelnden Tieres, insbesondere einer Vene oder einer Arterie, verbunden werden kann zur Entnahme eines zu behandelnden Blutstroms und die Rückführleitung B2 mit dem ersten Blutgefäß oder einem zweiten Blutgefäß, insbesondere einer Vene, zur Rückführung eines behandelten Blutstroms in den intrakorporalen Blutkreislauf des Patienten bzw. des Tieres.
[0182] Zur Herstellung des extrakorporalen Blutkreislaufs, insbesondere zur Verbindung mit dem intrakorporalen Blutkreislauf des zu behandelnden Patienten bzw. des zu behandelnden Tieres, kann das System vorzugsweise mit einer doppellumigen Kanüle verbunden werden, welche mit nur einem Gefäßzugang die Herstellung eines veno- venösen, extrakorporalen Blutkreislaufs ermöglicht. Dadurch ist die Belastung für den zu behandelnden Patienten bzw. das zu behandelnde Tier äußerst gering, da nicht zwei separate Zugänge zu zwei separaten Gefäßen gelegt werden müssen. Ferner reduziert sich die Infektionsgefahr.
[0183] Erfindungsgemäß sind die drei Blutbehandlungsvorrichtung A, D und G dabei in Reihe, d.h. sequenziell geschaltet bezogen auf eine Blutflussrichtung eines das System B100 durchströmenden Blutstroms, welcher durch die Pfeile in Fig. 4symbolisiert dargestellt ist. Die einzelnen Blutbehandlungsvorrichtungen A, D und G sind dabei Teil einer gemeinsamen, erfindungsgemäßen Behandlungsvorrichtung und von einer gemeinsamen Basis aufgenommen, insbesondere an einem gemeinsamen Träger befestigt, wobei die einzelnen Komponenten des Systems B100 durch entsprechende Schlauchleitungen derart miteinander verbunden sind, dass sie sequenziell, d.h. nacheinander durchströmt werden können.
[0184] Die erfindungsgemäße Hintereinanderschaltung einer Adsorbervorrichtung A, einer Dialysevorrichtung D sowie einer Gasaustauschvorrichtung G ermöglicht eine kombinierte Blutbehandlung, insbesondere die Kombination einer Adsorptionstherapie, im vorliegenden Fall die Kombination einer Sepsis-Therapie mit einer Dialyse-Therapie sowie der CCVEntfernung aus dem Blut in einem einzigen, gemeinsamen extrakorporalen Blutkreislauf. Dadurch kann vermieden werden, dass zur Blutbehandlung mehrere extrakorporale Kreisläufe hergestellt werden müssen und entsprechend mehrere Zugänge bei einem Patienten oder zu behandelnden Tier gelegt werden müssen. Somit ermöglicht ein erfindungsgemäßes System B100 die gleichzeitige Blutbehandlung mittels Adsorption, Dialyse und Gasaustausch mit dem Blutvolumen nur eines extrakorporalen Blutkreislaufs.
[0185] Die Adsorbervorrichtung A ist bei diesem Ausführungsbeispiel eines erfindungsgemäßen Systems B100 zur Sepsis-Therapie ausgebildet. Adsorbervorrichtungen als solche zu diesem Zweck sind aus dem Stand der Technik grundsätzlich bekannt. Da dem Blutmassenstrom bei der Blutbehandlung mittels der Adsorbervorrichtung A Volumenanteile entzogen werden, ist in Blutflussrichtung nach der Adsorbervorrichtung A ein weiterer, insbesondere vierter, Einlass 4, zur Zufuhr eines Substituats nachgeschaltet, um diesen Volumenverlust auszugleichen, wobei insbesondere ein flüssiges Substituat, insbesondere eine Elektrolytlösung, zugeführt werden kann.
[0186] Bei dem in Fig. 4 dargestellten erfindungsgemäßen System B100 weist die Dialysevorrichtung D einen Dialysator zur Flämodialyse auf, dem über einem fünften Einlass B6 ein Dialysat bzw. eine Dialysierflüssigkeit zugeführt werden kann und von dem über einen zweiten Auslass B5 ein bei der Dialysebehandlung entstehendes Effluent abgeführt werden kann. Dialysevorrichtungen dieser Art sind aus dem Stand der Technik ebenfalls grundsätzlich bekannt.
[0187] Die Gasaustauschvorrichtung G ist bei dem in Fig. 4 abgebildeten, erfindungsgemäßen System B100 schematisch als eine Vorrichtung mit einem ersten abgegrenzten Bereich für die Aufnahme von extrakorporalem Blut, und einen zweiten abgegrenzten Bereich für die Aufnahme der vorliegend beschriebenen erfindungsgemäßen Pufferlösung dargestellt. Der erste und der zweite Bereich grenzen in einer Kontaktzone anliegend aneinander und sind nur durch eine Membran, über die zwischen dem Blut und der erfindungsgemäßen Pufferlösung ein Gasaustausch stattfinden kann, voneinander getrennt. Die in der vorliegenden Anmeldung beschriebene erfindungsgemäße Pufferlösung kann als Eliminationsmedium Bestandteil der Gasaustauschvorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut sein.
[0188] Bei einer konkret ausgestalteten Ausführungsform der erfindungsgemäßen Vorrichtung weist der Gasaustauscher G des Systems 100 einen ersten abgegrenzte Bereich für die Aufnahme des extrakorporalen Bluts eine Einlassöffnung und eine Auslassöffnung für das Blut auf und ist so eingerichtet, dass das Blut den Bereich von der Einlassöffnung zur Auslassöffnung in einer ersten Flussrichtung durchströmen kann. Der zweite abgegrenzte Bereich für die Aufnahme der Pufferlösung weist bei dieser Ausführungsform eine Einlassöffnung B8 und eine Auslassöffnung B7 für die Pufferlösung auf und ist so eingerichtet, dass die Pufferlösung den Bereich von der Einlassöffnung zur Auslassöffnung in einer zweiten Flussrichtung durchströmen kann.
[0189]
[0190] Zur Förderung des zu behandelnden Blutstroms durch das System B100 ist eine erste, als Blutpumpe ausgebildete Pumpe P1 vorgesehen, wobei die erste Blutpumpe P1 mittels einer hier nicht dargestellten Steuerungseinrichtung, die ebenfalls Teil des erfindungsgemäßen Systems B100 ist, zur Steuerung und/oder Regelung des Blutstroms angesteuert werden kann.
[0191] Die erste Blutpumpe P1 kann dabei eine Schlauchrollenpumpe sein. In einer besonders bevorzugten Ausgestaltung weist das erfindungsgemäße System als erste Pumpe eine Zentrifugalpumpe auf. Diese kann eine als Rotorpumpe ausgebildete Diagonalpumpe sein, vorzugsweise wie in der DE 10 2010 024 650 A1 beschrieben. Die Größe der Blutpumpe P1 , insbesondere deren Anschlussquerschnitte, wird je nach Blutvolumen des Patienten bzw. des zu behandelnden Tieres ausgewählt.
[0192] Um für einen optimalen Behandlungserfolg an wenigstens einer der drei Blutbehandlungsvorrichtungen A, D und/oder G einen optimalen Blutstrom einstellen zu können sowie zu Überwachungszwecken, weist das System mehrere, hier nicht dargestellte Drucksensoreinrichtungen auf, wobei bei diesem Ausführungsbeispiel eines erfindungsgemäßen Systems B100 jeweils unmittelbar vor und unmittelbar nach einer Blutbehandlungsvorrichtung A, D oder G eine entsprechende Drucksensoreinrichtung angeordnet ist. [0193] Dies ermöglicht jeweils die Bestimmung eines über die zugehörige Blutbehandlungsvorrichtung A, D bzw. G entstehenden Druckgefälles. Mit dessen Hilfe kann auf den Zustand der jeweiligen Blutbehandlungsvorrichtung A, D bzw. G geschlossen werden. Insbesondere erlaubt der ermittelte Druckgradient einen Rückschluss darauf, inwiefern die jeweilige Blutbehandlungsvorrichtung A, D oder G von Clotting betroffen ist.
[0194] Ferner kann auf diese Weise ein in der jeweiligen Blutbehandlungsvorrichtung A, D und/oder G anliegender Transmembrandruck bestimmt werden. Da die Effizienz der jeweiligen Blutbehandlung grundsätzlich vom jeweils anliegenden Transmembrandruck abhängt und dieser für einen optimalen Behandlungserfolg in Abhängigkeit von der jeweiligen Blutbehandlungsvorrichtung innerhalb eines bestimmten Bereichs liegen sollte, lässt sich auf diese Weise, insbesondere durch eine entsprechende Ansteuerung der Blutpumpe P1 , zumindest für wenigstens eine der drei Blutbehandlungsvorrichtungen A, D und G, der Blutstrom derart einstellen, dass sich jeweils ein vorteilhafter Transmembrandruck einstellt.
[0195] Das in Fig. 4 dargestellte erfindungsgemäße System B100 weist ferner eine den drei Blutbehandlungsvorrichtungen A, D und G in Blutflussrichtung nachgeschaltet angeordnete Gasblasen-Detektionseinrichtung B14 zum Erkennen einer Gasblase im Blutstrom auf sowie ein in der Rückführleitung 2 der Gasblasen-Detektionseinrichtung B14 nachgeschaltetes Absperrventil B3 auf. Wird eine Gasblase im Blutstrom mittels der Gasblasen-Detektionseinrichtung 14 detektiert, wird das Absperrventil B3 geschlossen, die erste Blutpumpe P1 abgeschaltet und ein Alarm ausgelöst. Dadurch kann verhindert werden, dass die Gasblase mit dem Blutstrom in den intrakorporalen Blutkreislauf des Patienten oder des Tieres zurückgeführt wird und dort zu einem lebensbedrohlichen Zustand oder sogar zum Tod führt.
[0196] Das hier beschriebene, erfindungsgemäße System B100 ist dabei für einen Blutstrom in einem Bereich von 0,05 bis 5I pro Minute, insbesondere für einen Blutstrom in einem Bereich von 0,1 bis 3I, insbesondere für einen Bereich von 0,2 bis 11 pro Minute, insbesondere für einen Bereich von 0,2 bis 0,51 pro Minute ausgelegt. [0197] Zur Vermeidung von Komplikationen können die mit dem Blutstrom in Kontakt kommenden Oberflächen der Lumina des Systems B100 mit biokompatiblen und zumindest teilweise mit wenigstens einer funktionalen Beschichtung versehen sein, insbesondere mit einer antibakteriellen, gerinnungshemmenden und/oder anti inflammatorischen Beschichtung.
[0198] Bei dem in Fig. 4 dargestellten ersten Ausführungsbeispiel eines erfindungsgemäßen Systems 100 zur extrakorporalen Blutbehandlung ist die Adsorbervorrichtung A in Blutflussrichtung vor der Dialysevorrichtung D angeordnet, wobei die Dialysevorrichtung D wiederum vor der Gasaustauschvorrichtung G in Blutflussrichtung angeordnet ist. Diese Anordnung hat den Vorteil, dass der Adsorbervorrichtung A ein unverdünnter Blutstrom zugeführt werden kann, wodurch eine hohe Effektivität der Adsorptionsbehandlung sichergestellt werden kann. Ferner kann es in der Adsorbervorrichtung A zu einer unerwünschten, unspezifischen Bindung von Ionen oder phl-Verschiebungen kommen, welche durch eine blutstromabwärts durchgeführte Dialysebehandlung mit einer in Fig. 4 dargestellten Reihenfolge der einzelnen Blutbehandlungsvorrichtung A, D und G durch die Dialysevorrichtung D ausgeglichen werden können.
[0199] Ferner kann die Dialysevorrichtung D bei dieser Anordnung in Blutflussrichtung nach der Adsorbervorrichtung A als weiteres Sicherheitssystem gegen einen unerwünschten Partikeleintrag aus der blutstromaufwärts angeordneten Adsorbervorrichtung A wirken.
[0200] Die Anordnung der Gasaustauschvorrichtung G nach der Adsorbervorrichtung A in Blutflussrichtung hat den Vorteil, dass eine Anreicherung des Blutstroms mit Kohlendioxid (C02) durch die Zufuhr des Substituats nach der Adsorbervorrichtung A (welche bei dem in Fig. 4 gezeigten Ausführungsbeispiel über den vierten Einlass B4 nach der Adsorbervorrichtung und vor der Dialysevorrichtung erfolgen kann) sowie durch eine möglicherweise mit Kohlendioxid (C02) beladene Dialysierflüssigkeit (welche dem System B100 in diesem Ausführungsbeispiel über den fünften Einlass B6 zugeführt werden kann) mithilfe der Gasaustauschvorrichtung G vor der Rückführung des behandelten Blutstroms in den intrakorporalen Blutkreislauf des Patienten bzw. des Tieres ausgeglichen werden kann. [0201] Ist bei einem erfindungsgemäßen System zur extrakorporalen Blutbehandlung, bei welchem die Blutbehandlungsvorrichtungen wie anhand von Fig. 4 beschrieben angeordnet sind, die Dialysevorrichtung D statt zur Hämodialyse zur Hämodiafiltration ausgebildet, kann dem Blutstrom über den Einlass B4 bevorzugt auch ein Substituat, insbesondere eine zusätzliche Menge an Substituat, zum Ausgleich des Flüssigkeitsverlustes in der Dialysevorrichtung D zugeführt werden. Alternativ oder zusätzlich kann das System auch einen weiteren Einlass in Blutflussrichtung nach der Dialysevorrichtung D zur Zugabe des Substituats zum Ausgleich des Flüssigkeits und/oder Volumenverlustes in der Adsorbervorrichtung A und/oder der Dialysevorrichtung D aufweisen.
[0202] Um eine flexible Anpassung des erfindungsgemäßen Systems B100 an die jeweilige, erforderliche Blutbehandlung zu ermöglichen, weisen die einzelnen Blutbehandlungsvorrichtungen A, D und G des erfindungsgemäßen Systems 100 jeweils austauschbare Behandlungsmodule auf, welche jeweils die komplette Behandlungsstrecke umfassen und einfach wie ein Ersatzteil ausgewechselt werden können. Auf diese Weise lässt sich das erfindungsgemäße System 100 einfach und schnell an die jeweilige, erforderliche Behandlung anpassen. So kann beispielsweise die Adsorbervorrichtung A schnell und einfach beispielsweise von einer Adsorbervorrichtung A zur Endotoxin-Adsorption in eine Adsorbervorrichtung A zur Zytokinadsorption umkonfiguriert werden, für welche je nach Anwendungsfall spezifisch ausgebildete Adsorber-Behandlungsmodule erforderlich sind.
[0203] Entsprechend kann durch einen Wechsel des jeweiligen Dialyse- Behandlungsmoduls die Dialysevorrichtung D des erfindungsgemäßen Systems B100 von einer zur Hämodialyse ausgebildeten Dialysevorrichtung D in eine zur Hämofiltration oder Hämodiafiltration ausgebildeten Dialysevorrichtung D umkonfiguriert werden.
[0204] Auf die gleiche Weise kann auch die Gasaustauschvorrichtung G des erfindungsgemäßen Systems B100 angepasst werden, wobei je nach erforderlicher Behandlung ein Gasaustausch-Behandlungsmodul eingesetzt werden kann, welches zur C02-Entfernung aus dem Blutstrom ausgebildet ist.
[0205] Vorzugsweise können die einzelnen Ein- und Auslässe, insbesondere hinsichtlich ihrer Anordnung innerhalb des Systems, insbesondere hinsichtlich ihrer Anordnung vor und/oder nach den jeweiligen Blutbehandlungsvorrichtungen, ebenfalls angepasst und/oder umkonfiguriert werden.
[0206] Dadurch kann das System B100 für jede Behandlung speziell konfiguriert werden. Ferner können beim Auftreten von Clotting oder dergleichen die einzelnen Behandlungsmodule schnell und einfach ausgetauscht werden. Darüber hinaus kann auf diese Weise auf besonders einfache Art und Weise die Bereitstellung eines sterilen Systems B100 zur Blutbehandlung sichergestellt werden, da vor Beginn der Behandlung eines neuen Patienten bzw. eines neuen Tieres sämtliche, mit dem Blutstrom in Kontakt kommenden Komponenten, insbesondere die jeweiligen Blutbehandlungsmodule und deren Schlauchverbindungen auf einfache Art und Weise ausgetauscht werden können.
[0207] Fig. 5 zeigt ein zweites Ausführungsbeispiel eines erfindungsgemäßen Systems B200 zur extrakorporalen Blutbehandlung, wobei Komponenten mit gleicher Funktionalität gleiche Bezugszeichen aufweisen.
[0208] Das in Fig. 5 ebenfalls lediglich schematisch dargestellte zweite Ausführungsbeispiel eines zweiten erfindungsgemäßen Systems B200 zur extrakorporalen Blutbehandlung ist vom Aufbau her grundsätzlich ähnlich zu dem anhand von Fig. 4 beschriebenen ersten Ausführungsbeispiel eines erfindungsgemäßen Systems 100 zur extrakorporalen Blutbehandlung, unterscheidet sich jedoch dahingehend von dem anhand von Fig.4 beschriebenen erfindungsgemäßen System B100, dass die Reihenfolge der drei Blutbehandlungsvorrichtungen A, D und G bei dem in Fig. 5 dargestellten erfindungsgemäßen System B200 eine andere ist und das ferner die Dialysevorrichtung D nicht zur Flämodialyse ausgebildet ist und dementsprechend keinen Dialysator aufweist, sondern nur zur Hämofiltration und dementsprechend einen Hämofilter aufweist.
[0209] Aus diesem Grund weist das System B200 keinen fünften Einlass B6 zur Zufuhr eines Dialysats auf, da die Hämofiltration ohne die Zufuhr einer zusätzlichen Dialysierflüssigkeit auskommt und lediglich ein bei der Hämofiltration entstehendes Effluent abzuführen ist, welches bei dem in Fig. 5 dargestellten System ebenfalls über den zweiten Auslass B5 abgeführt werden kann. [0210] Die in Fig. 5 dargestellte Ausgestaltung eines erfindungsgemäßen Systems B200 zur extrakorporalen Blutbehandlung, bei welchem die Dialysevorrichtung D in Blutflussrichtung vor der Adsorbervorrichtung A angeordnet ist und somit die Dialysevorrichtung D vor der Adsorbervorrichtung A mit dem zu behandelnden Blutstrom durchströmt wird, hat den Vorteil, dass durch einen Entzug der Filtrationsmenge (Effluent) im Flämofilter der Dialysevorrichtung D der Blutstrom aufkonzentriert wird und somit der Adsorbervorrichtung A ein stärker konzentrierter Blutstrom zugeführt werden kann gegenüber dem erfindungsgemäßen System B100 aus Fig. 4. Dadurch kann eine höhere Effektivität der Adsorptionsbehandlung erreicht werden. Folglich kann mit dem in Fig. 5 dargestellten erfindungsgemäßen System B200 eine verbesserte Adsorptionsbehandlung erreicht werden.
[021 1] Durch die in Blutflussrichtung nachgeschaltete Anordnung der Gasaustauschvorrichtung G können auch bei dem in Fig. 5 dargestellten zweiten Ausführungsbeispiel eines erfindungsgemäßen Systems eine unerwünschte Aufladung bzw. Anreicherung des Blutmassenstroms mit Kohlendioxid (C02) infolge der Zugabe eines C02-beladenen Substituats über den vierten Einlass B4 vor der Rückführung in den intrakorporalen Blutkreislauf des Patienten oder des zu behandelnden Tieres ausgeglichen werden.
[0212] Durch die Zufuhr eines stärker konzentrierten Blutstroms in die Adsorbervorrichtung A steigt möglicherweise das Clotting-Risiko, insbesondere in der Adsorbervorrichtung A. Durch die jeweils unmittelbar vor und unmittelbar nach den drei Blutbehandlungsvorrichtungen A, D und G jeweils vorgesehenen Drucksensoreinrichtungen kann auftretendes Clotting jedoch schnell und zuverlässig erkannt werden und insbesondere durch die zusätzliche Zugabe eines Antikoagulants in den Blutstrom, beispielsweise durch die Zugabe von Citrat über den Einlass B9 (siehe Fig. 7), weitgehend verhindert werden. Ferner kann, sollte Clotting auftreten, die jeweilige Adsorbervorrichtung A bzw. können die jeweiligen, von Clotting betroffenen Blutbehandlungsvorrichtungen A, D und/oder G bzw. deren jeweiliges, eine Behandlungsstrecke bildendes Behandlungsmodul ausgetauscht werden.
[0213] Fig. 6zeigt ein drittes Ausführungsbeispiel eines erfindungsgemäßen Systems B300 zur extrakorporalen Blutbehandlung, wobei dieses System B300 grundsätzlich ähnlich aufgebaut ist wie die beiden zuvor beschriebenen erfindungsgemäßen Systeme B100 und B200, sich jedoch ebenfalls in der Reihenfolge der Anordnung der einzelnen Blutbehandlungsvorrichtungen A, G und D von den beiden zuvor beschriebenen Ausführungsbeispielen erfindungsgemäßer Systeme B100 und B200 zur extrakorporalen Blutbehandlung unterscheidet.
[0214] Bei dem in Fig. 6 gezeigten dritten Ausführungsbeispiel eines erfindungsgemäßen System 300 zur Blutbehandlung wird, wie bei dem in Fig. 4 dargestellten erfindungsgemäßen System B100, die Adsorbervorrichtung A ebenfalls als erstes von dem zu behandelnden Blutmassenstrom durchströmt. Anschließend jedoch wird zunächst die Gasaustauschvorrichtung G durchströmt und erst nachgelagert die Dialysevorrichtung D.
[0215] Da die Dialysevorrichtung D bei dem in Fig. 6 dargestellten Ausführungsbeispiel eines erfindungsgemäßen Systems B300 ebenfalls lediglich zur Flämofiltration ausgebildet ist und nicht zur Hämodialyse, kann es nach der Gasaustauschvorrichtung G nicht mehr zur Aufladung des Blutstroms aufgrund eines Austauschs mit einem C02 beladenen Dialysats kommen, da dieser Dialysevorrichtung kein Dialysat zugeführt wird, da dieses zur Hämofiltration nicht erforderlich ist.
[0216] Durch die Anordnung der Gasaustauschvorrichtung G nach der Adsorbervorrichtung A ist sichergestellt, dass eine möglicherweise unerwünschte CO2- Aufladung des Blutmassenstroms durch die Zufuhr eines C02 beladenen Substituts über den vierten Einlass B4 ausgeglichen werden kann. Durch die der Adsorbervorrichtung A nachgeschaltete Anordnung der Dialysevorrichtung D in Blutflussrichtung kann auch in diesem Fall die Dialysevorrichtung D als sicherheitsrelevante Filterstufe gegen einen unerwünschten Partikeleintrag in der blutstromaufwärts angeordneten Adsorbervorrichtung A wirken. Ferner können möglicherweise in der Adsorbervorrichtung A entstandene, unerwünschte, unspezifische, zusätzliche lonenbindungen und/oder pH- Wert-Verschiebungen mittels der Dialysevorrichtung D auch mit dieser Anordnung bzw. mit diesem erfindungsgemäßen System B300 ausgeglichen werden. Darüber hinaus wird durch den der Gasaustauschvorrichtung G nachgelagerten Hämofilter im Gasaustauscher G ein Staudruck erzeugt, der vorteilhaft auf die Funktion des Gasaustauschers G wirkt. [0217] Fig. 7 zeigt ein viertes Ausführungsbeispiel eines erfindungsgemäßen Systems B400 zur extrakorporalen Blutbehandlung, wobei dieses Ausführungsbeispiel eine besonders bevorzugte Ausgestaltung eines erfindungsgemäßen Systems zur extrakorporalen Blutbehandlung darstellt und ebenfalls auf dem anhand von Fig. 3 beschriebenen, ersten Ausführungsbeispiel eines erfindungsgemäßen Systems B100 basiert. Zusätzlich zu dem anhand von Fig. 3 beschriebenen erfindungsgemäßen System B100 weist dieses System B400 einen zweiten Einlass B9 sowie einen dritten Einlass B1 1 auf, über welchen jeweils eine Zusammensetzung dem Blutstrom zugeführt werden kann.
[0218] Dabei kann über den zweiten Einlass B9 mithilfe einer zweiten Pumpe P2 dem zu behandelnden Blutmassenstrom eine erste Zusammensetzung, welche vorzugsweise von einem Beutel B10 aufgenommen ist, zugeführt werden, wobei das System B400 in diesem Fall derart ausgestaltet ist, dass die erste Zusammensetzung dem Blutstrom unmittelbar nach der Entnahme aus dem intrakorporalen Blutkreislauf des zu behandelnden Patienten oder des zu behandelnden Tieres zugeführt werden kann, insbesondere in Blutflussrichtung noch vor der ersten Blutpumpe P1 und insbesondere vor der ersten Blutbehandlungsvorrichtung, die von dem zu behandelnden Blutstrom durchströmt wird.
[0219] Insbesondere ist das System B400 dabei dazu ausgebildet, über den zweiten Einlass B9 dem zu behandelnden Blutstrom mithilfe der zweiten Pumpe P2 eine flüssige Citratlösung als Antikoagulant zuzuführen.
[0220] Über den dritten Einlass B1 1 kann dem System eine zweite Zusammensetzung, insbesondere eine Kalziumlösung zum Ausgleich des bei der Flämodialyse in der Dialysevorrichtung D entstandenen Kalziumverlustes, mithilfe einer dritten Pumpe P3 zugeführt werden. Bei diesem, in Fig. 7 dargestellten vierten Ausführungsbeispiel eines erfindungsgemäßen Systems B400 zur extrakorporalen Blutbehandlung, erfolgt die Zufuhr der zweiten Zusammensetzung über den dritten Einlass B1 1 dabei unmittelbar vor der Rückführung des behandelten Blutstroms in den Patienten, insbesondere nach dem Absperrventil B3. Selbstverständlich ist es auch möglich, den dritten Einlass in Blutflussrichtung vor dem Absperrventil B3 anzuordnen. [0221] Das in Fig. 7 dargestellte erfindungsgemäße System B400 eignet sich dabei insbesondere zur Behandlung in einem extrakorporalen Blutkreislauf mit einem veno- venösen Zugang, d.h. insbesondere zur CVVHD, bei welcher der zu behandelnde Blutstrom aus einer Vene des zu behandelnden Patienten oder Tieres entnommen wird und der behandelte Blutstrom in eine Vene zurückgeführt wird.
[0222] Ist bei einem erfindungsgemäßen System zur extrakorporalen Blutbehandlung, bei welchem die Blutbehandlungsvorrichtungen wie anhand von Fig. 7 beschrieben angeordnet sind, die Dialysevorrichtung D statt zur Flämodialyse zur Hämodiafiltration ausgebildet, kann dem Blutstrom vorzugsweise über einen zusätzlichen Einlass B4 in Blutflussrichtung nach der Adsorbervorrichtung A und vor der Dialysevorrichtung D bevorzugt ein Substituat zum Ausgleich des Flüssigkeitsverlustes in der Adsorbervorrichtung A und/oder der Dialysevorrichtung D zugeführt werden. Alternativ oder zusätzlich kann das System auch einen Einlass B4 in Blutflussrichtung nach der Dialysevorrichtung D zur Zugabe des Substituats zum Ausgleich des Flüssigkeits und/oder Volumenverlustes in der Adsorbervorrichtung A und/oder der Dialysevorrichtung D aufweisen. Ein solches System eignet sich insbesondere zur post- CVVHDF.
[0223] Fig. 8 zeigt ein fünftes Ausführungsbeispiel eines erfindungsgemäßen Systems B500 zur extrakorporalen Blutbehandlung, welches ebenfalls auf dem in Fig. 4 dargestellten erfindungsgemäßen System B100 basiert, sich jedoch dahingehend von dem System B100 aus Fig. 4 unterscheidet, dass die Adsorbervorrichtung A nach der Gasaustauschvorrichtung G angeordnet ist, insbesondere nach der Gasaustauschvorrichtung G und nach der Dialysevorrichtung D. Diese Anordnung hat den Vorteil, dass durch den erhöhten, an der Adsorbervorrichtung A entstehenden Staudruck das Druckgefälle in der Gasaustauschvorrichtung G an der Gasaustauschmembran steigt, wodurch ein verbesserter Gasaustausch erreicht werden kann.
[0224] Das Substituat zum Ausgleich des Volumenverlustes in der Adsorbervorrichtung A wird dabei vorzugsweise, wie in Fig. 8 abgebildet, über den Einlass B4 vor der Gasaustauschvorrichtung G dem Blutstrom zugegeben. Alternativ oder zusätzlich ist auch eine Zugabe vor der Dialysevorrichtung D in vorteilhafter Weise möglich. Dadurch kann eine unerwünschte CCVAufladung durch das Substituat mittels der nachfolgend angeordneten Gasaustauschvorrichtung G ausgeglichen werden.
[0225] Fig. 9 zeigt ein sechstes Ausführungsbeispiel eines erfindungsgemäßen Systems B600 zur extrakorporalen Blutbehandlung, welches auf dem in Fig. 8 dargestellten erfindungsgemäßen System B500 basiert, sich jedoch dahingehend von dem System B500 aus Fig. 8 unterscheidet, dass die Gasaustauschvorrichtung G in diesem Fall vor der Dialysevorrichtung D angeordnet ist, welche in diesem Fall nur zur Flämofiltration und nicht zur Hämodialyse ausgebildet ist.
[0226] Diese Anordnung hat den Vorteil, dass der Staudruck vor der Dialysevorrichtung D und vor der Adsorbervorrichtung A jeweils erhöhend auf das Druckgefälle innerhalb der Gasaustauschvorrichtung G an der Gasaustauschmembran wirkt, wodurch die Effizienz des Gasaustausches gesteigert werden kann.
[0227] Vorzugsweise wird das Substituat zum Ausgleich des Volumenverlustes in der Adsorbervorrichtung A ebenfalls über den Einlass B4 vor der Gasaustauschvorrichtung G dem Blutstrom zugegeben, so dass eine unerwünschte C02-Aufladung durch das Substituat mittels der nachfolgend angeordneten Gasaustauschvorrichtung G ausgeglichen werden kann.
[0228] Dadurch, dass die Dialysevorrichtung D zur Hämofiltration ausgebildet ist, welche ohne ein Dialysat auskommt, kann eine unerwünschte C02-Aufladung durch das Dialysat vermieden werden.
[0229] Fig. 10 zeigt ein siebtes Ausführungsbeispiel eines erfindungsgemäßen Systems B700 zur extrakorporalen Blutbehandlung, welches ebenfalls auf dem in Fig. 4 dargestellten erfindungsgemäßen System B100 basiert, bei welchem jedoch zusätzlich eine Bypasseinrichtung B13 vorhanden ist mit einer Bypassleitung B13A sowie einem Bypassventil B13B, welches eine Umleitung des zu behandelnden Blutstrom um die Adsorbervorrichtung A ermöglicht. Dieses System B700 hat den Vorteil, dass wahlweise eine Blutbehandlung mit oder ohne Adsorptionsbehandlung möglich ist. Dadurch wird die Flexibilität hinsichtlich der Einsatzmöglichkeiten eines erfindungsgemäßen Systems erheblich gesteigert, da nicht in allen Fällen zur Blutbehandlung jeweils eine Adsorptionsbehandlung angezeigt ist oder ein geclotteter oder ein nahezu vollständig beladener, bzw. gesättigter Adsorber umgangen werden kann.
[0230] Das Bypassventil B13B ist dabei vorzugsweise derart ausgebildet, dass ein zu behandelnder Blutstrom jeweils vollständig entweder durch die dem Bypassventil B13B in Blutflussrichtung nachgeschaltete Adsorbervorrichtung geführt wird oder vollständig über die Bypassleitung B13A an der Adsorbervorrichtung A vorbei.
[0231] In einer besonders vorteilhaften Ausgestaltung eines erfindungsgemäßen Systems weist das System für jede der Blutbehandlungsvorrichtungen A, D, G eine entsprechend ausgebildete Bypasseinrichtung auf, so dass mit einem erfindungsgemäßen System wahlweise eine Adsorptionsbehandlung, und/oder ein Gasaustausch und/oder eine Dialysebehandlung möglich ist.
[0232] Fig. 1 1 zeigt ein achtes Ausführungsbeispiel eines erfindungsgemäßen Systems B800, welches auf dem System B100 aus Fig. 4 basiert, wobei bei diesem Ausführungsbeispiel die erste Blutbehandlungsvorrichtung anstelle einer Adsorbervorrichtung A eine Plasmatrennvorrichtung PT in Form eines Plasmafilters PT ist, über welche mithilfe einer weiteren, insbesondere dritten, Pumpe P3, abgetrenntes Blutplasma über eine Leitung B16, die einen vierten Auslass zur Abfuhr von abgetrenntem Blutplasma bildet, einem Blutplasma-Entsorgungsbehälter W zugeführt werden kann.
[0233] Über eine Leitung B17, welche einen siebten Einlass B17 bildet, kann dem Blutstrom als Ersatz für die abgeführte Menge an Blutplasma frisches Plasma zugeführt werden, insbesondere mithilfe einer weiteren, insbesondere vierten Pumpe P4.
[0234] Fig. 12 zeigt ein neuntes Ausführungsbeispiel eines erfindungsgemäßen Systems B900, welches auf dem System B800 aus Fig. 1 1 basiert, wobei bei diesem Ausführungsbeispiel das abgetrennte Plasma nicht einem Blutplasma- Entsorgungsbehälter W zugeführt wird, sondern mittels einer Schlauchleitung, insbesondere mittels einer Bypassleitung, durch eine Blutbehandlungsvorrichtung in Form einer Adsorbervorrichtung A hindurch geführt wird, wobei das behandelte Plasma nach der Adsorptionsbehandlung dem übrigen Blutstrom wieder zugeführt wird, insbesondere in die Flauptleitung. [0235] Fig. 13 zeigt ein zehntes Ausführungsbeispiel eines erfindungsgemäßen Systems B1000, welches auf dem System B900 aus Fig. 12 basiert, wobei bei diesem Ausführungsbeispiel das abgetrennte Plasma nach der Adsorptionsbehandlung nicht dem übrigen Blutstrom zugeführt wird, sondern der Plasmatrennvorrichtung PT zur Rezirkulation in einem Bypass-Kreislauf. Dadurch kann eine verbesserte Plasmatrennung und/oder Adsorptionsbehandlung erreicht werden.
Bezuqszeichenliste der Figuren 4 bis 13
B100, B200, B300, erfindungsgemäßes System zur extrakorporalen Blutbehandlung B400, B500, B600,
B700, B800, B900,
B1000
B1 Zuführleitung (erster Einlass)
B2 Rückführleitung (erster Auslass)
B3 Absperrventil
B4 vierter Einlass zur Zufuhr eines Substituts in den Blutstrom
B5 zweiter Auslass zur Abfuhr eines Effluents aus der Dialysevorrichtung
B6 fünfter Einlass zur Zufuhr eines Dialysats in die Dialysevorrichtung
B7 dritter Auslass zur Abfuhr einer mit C02 beladenen Pufferlösung aus der
Gasaustauschvorrichtung
B8 sechster Einlass zur Zufuhr einer erfindungsgemäßen Pufferlösung zur Reduzierung des C02 Gehalts in Blut in die Gasaustauschvorrichtung
B9 zweiter Einlass zur Zufuhr einer ersten Zusammensetzung in den Blutstrom
B10 Beutel, gefüllt mit einer ersten Zusammensetzung
B1 1 dritter Einlass zur Zufuhr einer zweiten Zusammensetzung in den Blutstrom
B12 Beutel, gefüllt mit einer zweiten Zusammensetzung
B13 Bypasseinrichtung
13A Bypassleitung
13B Bypassventil
14 Gasblasen-Detektionseinrichtung
15 Beutel, gefüllt mit frischem Blutplasma
16 vierter Auslass zur Abfuhr von abgetrenntem Blutplasma
17 siebter Einlass zur Zufuhr von frischem Blutplasma A Adsorbervorrichtung D Dialysevorrichtung
G Gasaustauschvorrichtung PT Plasmatrennvorrichtung
P1 erste Pumpe, Blutpumpe
P2 zweite Pumpe
P3 dritte Pumpe
P4 vierte Pumpe
P5 fünfte Pumpe
W Blutplasma-Entsorgungsbehälter
[0236] In einem dritten Aspekt betrifft die vorliegende Erfindung eine Funktionseinheit zur Durchführung einer extrakorporalen Blutbehandlung, eine Blutführungsvorrichtung zum Zusammenwirken mit der Funktionseinheit zur Durchführung einer extrakorporalen Blutbehandlung, aufweisend ein Blutbehandlungselement, wobei das Blutbehandlungselement eine Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut nach einer Ausführung gemäß des ersten Aspekts der Erfindung ist, sowie eine Anordnung aufweisend eine Funktionseinheit zur extrakorporalen Blutbehandlung und eine Blutführungsvorrichtung jeweils zur Verwendung mit einer Pufferlösung gemäß des ersten Aspekts der Erfindung.
[0237] Auf dem Gebiet der extrakorporalen Blutbehandlung ist es bekannt, verschiedene Therapien in einer einzigen Therapie zusammenzuführen, welche beispielsweise mittels einer einzigen medizinischen Behandlungsvorrichtung beziehungsweise einem einzigen medizinischen Behandlungssystem durchgeführt werden kann. Mit anderen Worten wird dabei mit mindestens zwei separaten Blutbehandlungselementen in einem gemeinsamen extrakorporalen Blutkreislauf auf das entnommene Blut eingewirkt, vorzugsweise auf unterschiedliche Weise. Eine solche Therapie wird als Kombinationstherapie bezeichnet. Üblicherweise werden Therapien kombiniert, deren medizinische Indikationen in ursächlichem Zusammenhang stehen und die deshalb häufig gemeinsam auftreten. Darüber hinaus bietet sich die Kombination von Therapien unterschiedlicher Indikationen auch an, wenn die Behandlungstechnik eine solche Zusammenführung durch vorteilhafte Synergien rechtfertigt.
[0238] So gibt es beispielsweise im Gebiet der extrakorporalen Blutbehandlungen die Kombination von Nierenersatztherapien mit anderen extrakorporalen Bluttherapien. Beispielsweise werden Behandlungen der Akutdialyse (CRRT) wie etwa Flämodialyse (HD), Hämodifiltration (FIDF), Hämofiltration (HF), Hämoperfusion (HP) oder ISO-UF in einem gemeinsamen extrakorporalen Blutkreislauf in Kombination mit Behandlungen der extrakorporalen Membranoxygenierung, bzw. -C02-Entfernung angewendet. Üblicherweise werden ein Dialysator und ein Blutbehandlungselement für eine weitere extrakorporale Bluttherapie, wie zum Beispiel ein Gasaustauscher, dazu in einem gemeinsamen extrakorporalen Blutkreislauf in Serie angeordnet. [0239] Ferner ist es bekannt, dass mit steigender Flussrate die Wirksamkeit des Gasaustauschs, insbesondere für die Entfernung von C02 aus dem Blut oder für die Anreicherung von 02 im Blut, steigt.
[0240] Der Erfinder hat erkannt, dass die zwangsweise Kopplung der Flussraten im Dialysator sowie im Gasaustauscher durch die serielle Anordnung der beiden Komponenten unabhängig von ihrer Reihenfolge für den Betrieb der Behandlungsvorrichtung mit einem wirksamen Gasaustausch problematisch ist. Beispielsweise gehen die in den kontinuierlichen Behandlungsverfahren der Akutdialyse (CRRT) verwendeten Flussraten üblicherweise nicht über 200-300 ml/min hinaus. Dagegen ist die Effizienz der genannten Lungenunterstützungstherapien stark vom Blutfluss abhängig. Im Falle der Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes von Blut in einem extrakorporalen Blutkreislauf ist ein Blutfluss aus medizintechnischer Sicht von mindestens 500 ml/min vorgesehen. Eine Kombination dieser Nierenersatz- und Lungenunterstützungstherapien im Sinne einer C02-Reduzierung in Blut, ist somit im Stand der Technik stets damit verbunden, dass eine der zugrunde liegenden Indikationen mit verminderter Effizienz behandelt wird.
[0241] Die vorliegende Erfindung hat zur Aufgabe, die zuvor genannten Nachteile zu überkommen und eine extrakorporale Blutbehandlung unter Verwendung einer Kombination von einem Dialysator und einem weiteren Blutbehandlungselement zur Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut (Kombinationstherapie) im optimalen Effizienzbereich jeder Teiltherapie zu ermöglichen.
[0242] Erfindungsgemäß wird die Aufgabe durch die unabhängigen Ansprüche 36, 42 und 50 gelöst. Die Unteransprüche enthalten zudem jeweils vorteilhafte Ausführungen der Erfindung.
[0243] Die erfindungsgemäße Funktionseinheit zur Durchführung einer extrakorporalen Blutbehandlung, bei der Blut in einer Blutführungsvorrichtung mit einer Hauptblutleitung und mindestens einer Nebenleitung geführt wird, welche fluidisch mit der Hauptblutleitung verbunden ist und wobei die Hauptblutleitung einen Dialysator sowie stromab des Dialysators ein Blutbehandlungselement aufweist, wobei das Blutbehandlungselement (C103) eine Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut (C10) nach einem der Ansprüche 8 bis 19 ist, weist eine Steuerungsvorrichtung und eine Pumpanordnung, welche zur Erzeugung von Blutflüssen in der Hauptblutleitung sowie in der mindestens einen Nebenleitung eingerichtet ist, auf, wobei die Steuerungsvorrichtung konfiguriert ist, die Pumpanordnung derart zu betreiben, dass eine erste Blutflussrate im Dialysator (Dialysatorflussrate) von einer zweiten Blutflussrate in dem Blutbehandlungselement entkoppelt ist.
[0244] Im Sinne der vorliegenden Anmeldung wird unter einem „Blutbehandlungselemenf oder einem „Gastauscher“ eine Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut gemäß des ersten Aspekts der Erfindung, insbesondere wie sie in den Ansprüchen 8 bis 19 definiert ist, verstanden. Die Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehalts zeichnet sich dadurch aus, dass sie mit der erfindungsgemäßen Pufferlösung gemäß des ersten Aspekts der Erfindung, insbesondere wie sie durch die Merkmale wenigstens einem der Ansprüche 1 bis 6 definiert ist, betrieben wird. Demgemäß weist das Blutbehandlungselement einen ersten abgegrenzten Bereich für die Aufnahme von extrakorporalem Blut auf, und einen zweiten abgegrenzten Bereich für die Aufnahme der erfindungsgemäßen Pufferlösung nach dem ersten Aspekt der Erfindung, wobei der erste und der zweite Bereich in einer Kontaktzone aneinander anliegend nur durch eine Membran, über die zwischen dem Blut und der Pufferlösung ein Gasaustausch stattfinden kann, voneinander getrennt sind.
[0245] Die erfindungsgemäße Blutführungsvorrichtung zum Zusammenwirken mit einer erfindungsgemäßen Funktionseinheit zur Durchführung einer extrakorporalen Blutbehandlung weist eine Hauptblutleitung zur fluidischen Konnektion mit einem Dialysator sowie zur fluidischen Konnektion mit einem Blutbehandlungselement stromab des Dialysators, wobei die Hauptblutleitung an einem Ende einen Blutentnahmeport zur Konnektion mit einem Blutentnahmezugang eines Patienten und an einem anderen Ende einen Blutrückgabeport zur Konnektion mit einem Blutrückgabezugang des Patienten aufweist; mindestens eine Nebenleitung, welche an einer ersten Verzweigung von der Hauptblutleitung abführt und sich an einer zweiten Verzweigung wieder mit der Hauptblutleitung vereinigt; und einen oder mehrere Pumpanordnungsabschnitte, ausgebildet zum Einwirken der Pumpanordnung der Blutbehandlungsvorrichtung, auf. [0246] Die erfindungsgemäße Anordnung zur Blutbehandlung weist eine erfindungsgemäße Funktionseinheit zur Durchführung einer extrakorporalen Blutbehandlung und eine erfindungsgemäße Blutführungsvorrichtung auf.
[0247] Mit anderen Worten erlaubt die erfindungsgemäße funktionseinheit zur Durchführung einer extrakorporalen Blutbehandlung, die erfindungsgemäße Blutführungsvorrichtungen sowie die erfindungsgemäße Anordnung zur Blutbehandlung den Betrieb einer extrakorporalen Blutbehandlung unter Benutzung eines gemeinsamen extrakorporalen Blutkreislaufs bei Serienschaltung eines Dialysators mit einem stromab des Dialysators angeordneten Behandlungselement für die Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut mit Hinblick auf die Effizienz der Behandlung zu verbessern. Dabei ist für die weitere extrakorporale Bluttherapie ein höherer Blutfluss sinnvoll als für die Therapie im Dialysator.
[0248] Das Blutbehandlungselement für die weitere extrakorporale Therapie ist ein Gasaustauscher zur CCVEntfernung.
[0249] Im Sinne dieser Beschreibung kann „Therapie“ nicht nur Heilung umfassen, sondern zumindest auch Linderung, Symptomtherapie, Verzögerung, Entwöhnung und Diagnose. Insbesondere kann unter Bluttherapie jegliche Wirkung auf das Blut oder Veränderung des Blutes verstanden werden, wie etwa das Hinzufügen von Substanzen in das Blut oder das Entnehmen von Substanzen aus dem Blut, welche eine der oben genannten oder eine entsprechende Wirkung hervorrufen kann.
[0250] Die Benutzung eines gemeinsamen extrakorporalen Blutkreislaufs für beide Behandlungen im Sinne einer Kombinationstherapie ist wünschenswert, da hiermit die invasiven Schritte der Blutentnahme sowie der Blutrückführung für beide Therapien nur einmal nötig sind und somit der Patient auch nur einmal den damit einhergehenden Behandlungsrisiken ausgesetzt wird.
[0251] Bei der Anordnung des Dialysators und des Blutbehandlungselements in Serie in einem extrakorporalen Blutkreislauf sind grundsätzlich beide Reihenfolgen möglich. Durchströmt das Blut bei der CCVEntfernung zuerst den Gasaustauscher und danach den Dialysator, kann das nach Durchlaufen des Gasaustauschers bereits C02-arme Blut im Dialysator eine Wiederanreicherung mit C02 erfahren. Dies wird bewirkt durch den Konzentrationsgradienten über die Dialysatormembran, da Dialyselösungen üblicherweise Bicarbonat enthalten, in welchem C02 gepuffert vorliegt. Wird der Gasaustauscher vom Blut erst nach dem Dialysator passiert, kommt es zu dieser Wiederanreicherung nicht.
[0252] Die Funktionseinheit zur Durchführung einer extrakorporalen Blutbehandlung kann die wiederverwendbare Maschinenseite der Anordnung zur Blutbehandlung darstellen. Die Blutführungsvorrichtung kann ein Blutschlauchset oder eine Kassette mit Blutleitungen oder eine Kombination aus Blutschläuchen und wenigstens einer Kassette mit Blutleitungen zur Aufrüstung auf die Blutbehandlungsvorrichtung darstellen. Die Blutführungsvorrichtung kann hierbei aus hygienischen Gründen als medizinischer Wegwerfartikel ausgebildet sein, welcher nach jeder Behandlung verworfen wird. Insbesondere kann die Blutführungsvorrichtung neben der Blutführung auch einen oder mehrere weitere Fluidführungen aufweisen, wie etwa einen Dialysatkreislauf oder Leitungen zur Führung einer Pufferlösung zur Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut, wie sie im ersten Aspekt der Erfindung beschrieben ist, insbesondere wie sie durch die Merkmale der Ansprüche 1 bis 6 definiert ist, zum Betrieb eines Gasaustauschers oder Blutbehandlungselements wie vorab beschrieben.
[0253] Die Hauptblutleitung der Blutführungsvorrichtung kann zur Konnektion mit dem Dialysator und/oder zur Konnektion mit dem Blutbehandlungselement jeweils geeignete Konnektoren oder Anschlüsse aufweisen. Die Ausgestaltung dieser Konnektoren, insbesondere zum Anschluss an den Dialysator, kann beispielsweise eine zylindrische Form mit einem Außendurchmesser im Bereich von 10,5 - 12,8 mm aufweisen sowie einen kegelförmigen Fluidkanal mit einem Innendurchmesser von 6,33 mm am distalen Ende des Konnektors umfassen. Erfindungsgemäß sind aber auch weitere Ausführungen denkbar, die gemäß der Kenntnis des Fachmanns die Anforderungen an die vorgesehenen Flüsse erfüllen. Weiterhin kann die Blutführungsvorrichtung auch den Dialysator und/oder das Blutbehandlungselement umfassen, wenn diese fest mit der Hauptblutleitung verbunden, zum Beispiel verklebt oder verschweißt sind.
[0254] Die erfindungsgemäßen Vorrichtungen zur Blutbehandlung und zur Blutführung können dafür vorgesehen sein, zusammenzuwirken und können gemeinsam eine erfindungsgemäße Anordnung zur Blutbehandlung bilden. Die Anordnung zur Blutbehandlung kann über die Funktionseinheit und die Blutführungsvorrichtung hinaus noch weitere Komponenten aufweisen.
[0255] Die Funktionseinheit und die Blutführungsvorrichtung können jeweils zur Zusammenwirkung bestimmte, komplementäre Komponenten aufweisen. So weist die Funktionseinheit eine Pumpanordnung auf, während die Blutführungsvorrichtung eine oder mehrere Pumpanordnungsabschnitte, ausgebildet zum Einwirken der Pumpanordnung der Blutbehandlungsvorrichtung, aufweist.
[0256] Optional kann die Funktionseinheit in einigen Ausführungsformen einen oder mehrere Drucksensoren aufweisen, während die Blutführungsvorrichtung optional in einigen Ausführungsformen einen oder mehrere Druckmessabschnitte aufweisen kann, die zum Abgreifen des Drucks mittels der genannten Drucksensoren der Funktionseinheit zur Messung des Drucks ausgestaltet sein können. Bei dem Druckmessabschnitt kann es sich um eine flexible Membran handeln oder um eine Ableitung, die durch eine komprimierbare Gassäule den Druck in der Blutführungsvorrichtung auf den Drucksensor übertragen kann.
[0257] Ferner kann die Funktionseinheit optional in einigen Ausführungsformen eine Infusionspumpe zur Zuleitung medizinischer Flüssigkeit oder zwei Infusionspumpen zur Zuleitung medizinischer Flüssigkeit oder drei Infusionspumpen zur Zuleitung medizinischer Flüssigkeit oder vier oder mehr Infusionspumpen zur Zuleitung medizinischer Flüssigkeit aufweisen, während die Hauptblutleitung der Blutführungsvorrichtung optional in einigen Ausführungsformen einen oder mehrere Zugabeports für medizinische Flüssigkeit zur Antikoagulation sowie weiterhin optional einen oder mehrere Zugabeports für Dilutionsflüssigkeit aufweisen kann.
[0258] Unter Zugabeport kann hierbei sowohl ein reiner Anschluss oder Konnektor an der Hauptblutleitung der Blutführungsvorrichtung verstanden werden, zum Beispiel als Luer-Lock ausgestaltet, aber auch eine lösbar oder fest verbundene Zugangsleitung zur Hauptblutleitung. Die oben genannten Infusionspumpen der Blutbehandlungsvorrichtung können dazu vorgesehen sein, pumpend auf die mit den Zugabeports verbundenen Zugangsleitungen einzuwirken. Die Zugangsleitungen können dabei jeweils an Flüssigkeitsreservoirs mit der zuzugebenden Flüssigkeit angeschlossen sein, zur Förderung dieser in die Hauptblutleitung mittels der Infusionspumpen. [0259] In einer Ausführungsform schlägt der Erfinder vor, die Hauptblutleitung des gemeinsamen extrakorporalen Blutkreislaufs an einer ersten Verzweigung stromauf des Dialysators zu verzweigen, eine Nebenleitung um den Dialysator herumzuführen und diese erst stromab des Dialysators sowie stromauf des Gasaustauschers an einer zweiten Verzweigung wieder mit der Hauptblutleitung zu vereinen. Hierbei ordnet der Erfinder den Dialysator in der Hauptblutleitung stromauf vom Gasaustauscher an. Dies kann bewirken, dass die zuvor beschriebene C02-Wiederanreicherung vermieden werden kann.
[0260] Weiterhin kann am extrakorporalen Blutkreislauf eine Pumpanordnung angeordnet sein, welche eingerichtet ist zur Erzeugung von Blutflüssen in der Hauptblutleitung sowie in der Nebenleitung. Dazu kann die Pumpanordnung mit einer Steuerungsvorrichtung verbunden sein. Die Steuerungsvorrichtung ist konfiguriert , durch entsprechende Signale den Betrieb der Pumpanordnung zu steuern. Im Sinne der gesamten Beschreibung umfasst der Begriff „Steuerung“ auch als Alternative die Möglichkeit einer Regelung.
[0261] Die Steuerungsvorrichtung ist konfiguriert, um die Pumpanordnung derart zu betreiben, dass eine erste Blutflussrate im Dialysator von einer zweiten Blutflussrate in dem Blutbehandlungselement entkoppelt ist. Unter„entkoppelt“ ist hierbei zu verstehen, dass mittels der Steuerung beliebige Flussraten im Dialysator und in dem Blutbehandlungselement erzeugt werden können, ohne dass die Festlegung einer Flussrate die Wahl der anderen Flussrate limitiert.
[0262] In weiteren Ausführungsformen kann die Pumpanordnung ausgebildet sein, um in der Hauptblutleitung und in der Nebenleitung voneinander unabhängige Blutflussraten zu erzeugen. Unter„unabhängig“ ist hierbei zu verstehen, dass die Festlegung einer der beiden Flussraten keine Auswirkungen auf die Einstellungen der Pumpanordnung zur der Wahl der anderen Flussrate hat.
[0263] Der Fachmann erkennt, dass die Pumpanordnung auf vielfältige Weise ausgeführt sein kann, um auf die oben genannte Weise zu wirken. [0264] Im Allgemeinen weist die Pumpanordnung wenigstens zwei Elemente auf, die auf den Fluss in den beiden Leitungsabschnitten wirken. Wenigstens eines dieser Elemente ist dabei üblicherweise ein aktives Element, durch das der Fluss in einem Leitungselement hervorrufbar ist, beispielsweise eine Pumpe. Das zweite der wenigstens zwei Elemente kann ebenfalls ein aktives Element zur Erzeugung eines Flusses sein oder ein passives Element, dessen Wirkung darin bestehen kann, dass der Fluss durch das Element festgelegt oder einstellbar ist. Bei diesem zweiten Element kann es sich beispielsweise um eine Drossel oder ein Ventil handeln.
[0265] Beispielsweise kann die Pumpanordnung aus einer okkludierenden Blutpumpe in der Hauptblutleitung stromauf der ersten Verzweigung und einer weiteren okkludierenden Blutpumpe stromab der ersten Verzweigung und stromauf des Dialysators bestehen. Weitere Ausführungsbeispiele der Pumpanordnung werden in den Figuren und in der Beschreibung der Figuren aufgeführt. Die Erfindung umfasst jedoch über die beispielhaft beschriebenen Ausführungsformen hinaus auch alle anderen Pumpanordnungen, welche in der Lage sind, Blut durch die Hauptblutleitung und/oder die mindestens eine Nebenleitung zu führen.
[0266] In weiteren Ausführungsformen der Erfindung kann die Pumpanordnung ferner dazu eingerichtet sein, einen Blutfluss in einer zweiten Nebenleitung zu erzeugen. Die Steuerungsvorrichtung kann in diesem Fall konfiguriert sein, die Pumpanordnung derart zu betreiben, dass die Blutflussrate in mindestens einem Abschnitt der Hauptblutleitung zumindest von einer der Blutflussraten in den Nebenleitungen unabhängig ist.
[0267] In einer weiteren Ausführungsform verzweigt sich die Hauptblutleitung des gemeinsamen extrakorporalen Blutkreislaufs an einer ersten Verzweigung stromab des Blutbehandlungselements für die weitere extrakorporale Blutbehandlung, eine Nebenleitung führt um das Blutbehandlungselement herum und diese vereint sich stromauf des Blutbehandlungselements sowie stromab des Dialysators wieder mit der Hauptblutleitung. In diesem Fall erwirkt die Pumpanordnung mit dem Blutfluss in der Nebenleitung eine Rezirkulation des Blutflusses über das Blutbehandlungselement. Die Blutflussrate im Blutbehandlungselement erhöht sich im Vergleich zur Blutflussrate im Dialysator um den Betrag des Blutflusses in der Nebenleitung, was zu der erfindungsgemäßen Entkopplung der beiden Flüsse und damit zur Lösung der Aufgabe führt. [0268] Im Falle der C02-Entfernung wird das extrakorporale Blut beim Durchlaufen des Gasaustauschers zunächst hauptsächlich um das frei im Plasma verfügbare C02 vermindert. Anschließend wird aus dem natürlichen C02-Puffersystem des Bluts erneut freies C02 ins Plasma abgegeben. Die anfängliche Verminderung des Partialdrucks des freien C02 wird somit nach einiger Zeit wieder ausgeglichen. Der Erfinder hat erkannt, dass das bereits im Gasaustauscher behandelte Blut somit nach kurzer Zeit einer erneuten Behandlung zugänglich ist und sich aus diesem Grund die oben beschriebene Rezirkulation durch den Gasaustauscher lohnen kann.
[0269] In weiteren Ausführungsformen der Erfindung kann das Blut auch in zwei Nebenleitungen geführt werden, wobei die erste Nebenleitung an einer ersten Verzweigung stromauf des Dialysators von der Hauptblutleitung abgeführt wird und sich an einer zweiten Verzweigung stromab des Dialysators sowie stromauf des Behandlungselements wieder mit der Hauptblutleitung vereinigt. Die zweite Nebenleitung kann an einer Rezirkulationsverzweigung stromab des Blutbehandlungselements von der Hauptblutleitung abgeführt sein und in einem Rezirkulationsrückgabeport münden. Der Rezirkulationsrückgabeport kann hierbei in der Hauptblutleitung stromauf der Konnektionsstelle für das Blutbehandlungselement sowie stromab der Konnektionsstelle für den Dialysator angeordnet sein. Ferner kann der Rezirkulationsrückgabeport auch in der ersten Nebenleitung stromauf der zweiten Verzweigung angeordnet sein. Bei diesen Ausführungsformen kann die zweite Nebenleitung das Blut durch das Blutbehandlungselement für die weitere Blutbehandlungstherapie rezirkuklieren und somit zur Erhöhung der Effizienz dieser Teiltherapie beitragen. Bei diesen Ausführungsformen kann die Pumpanordnung ferner zur Erzeugung eines Blutflusses in der zweiten Nebenleitung eingerichtet sein. Darüber hinaus kann die Steuerungsvorrichtung dazu konfiguriert sein, die Pumpanordnung derart zu betreiben, dass die Blutflussrate in mindestens einem Abschnitt der Hauptblutleitung zumindest von einer der Blutflussraten in den Nebenleitungen unabhängig ist.
[0270] Bei extrakorporalen Bluttherapien können Maßnahmen ergriffen werden, die einer Koagelbildung des Blutes entgegengewirken. Regelmäßig wird der Patient hierzu systemisch mit einer antikoagulierend wirkenden Substanz, beispielsweise Heparin, behandelt, oder es erfolgt eine lokale Antikoagulation im extrakorporalen Blutkreislauf, beispielsweise mittels Heparin oder Citrat- und Calciumzugabe (CiCa-Antikoagulation). Verbreitet sind auch antikoagulierende Beschichtungen der blutführenden Komponenten des extrakorporalen Blutkreislaufes. Das Verfahren mittels CiCa-Antikoagulation ist im Bereich der Akutdialyse seit Jahren etabliert, die Dosierung optimiert und durch langfristige Studien intensiv überprüft. Üblicherweise wird hierbei durch Citratzugabe im extrakorporalen Blutkreislauf flussaufwärts des Dialysators die koagulierende Wirkung des Blutes durch Binden von Calciumionen in sogenannten Citratcalciumchelaten vermindert. Teilweise werden diese Citratcalciumchelate dem Patienten bei der Blutrückgabe reinfundiert, wo die Citratanteile in der Leber metabolisiert werden und das Calcium wieder frei wird. Ein anderer Teil der Chelate wird über die Dialysatormembran aus dem extrakorporalen Blutkreislauf entfernt und verworfen.
[0271] Da der Patient durch diesen Vorgang eine signifikante Calciummenge verliert, kann diese durch künstliche Zugabe von Calcium vor der Blutreinfusion ersetzt werden. Die Zugaberate des Citrats ist üblicherweise an den Blutfluss gekoppelt, um für die entsprechende Menge an Blut, welche mit den Komponenten des extrakorporalen Blutkreislaufs in Berührung kommt, eine adäquate Antikoagulation zur Verfügung zu stellen. Die Zugaberate des Calciums kann so gewählt sein, dass die Calciumverluste über die Dialysatormembran gerade ausgeglichen werden. Sie ist also abhängig vom Blutfluss durch den Dialysator, aber auch von multiplen anderen Parametern, wie beispielsweise von der Citratzugaberate sowie von behandlungsindividuellen Eigenschaften wie beispielsweise von der Wahl der Dialysatormembran, vom jeweils herrschenden Transmembrandruck u.a.
[0272] Die Konzentration der Calciumionen kann deshalb zum einen während der CiCa- CRRT regelmäßig durch Probennahme überwacht werden und die Zugaberate kann entsprechend korrigiert werden. Zum anderen können aber auch die Erfahrungen aus den oben genannten Studien genutzt werden, welche in Standardprotokollen zur CiCa- Dosierung verarbeitet wurden, die den Anwendern vorliegen. Dazu kann eine Steuerungsvorrichtung vorgesehen sein, die eine entsprechende Zugabe der antikoagulierenden Substanz steuert. Diese Steuerung kann beispielsweise auf der Basis wenigstens einer oder mehrerer der oben beschriebenen Größen Calciumionenkonzentration, Blutfluss, Dialysatormembran, Transmembrandruck und/oder in der Vorrichtung hinterlegten Standardprotokollen erfolgen. [0273] Wird in einem gemeinsamen extrakorporalen Blutkreislauf zur Akutdialyse eine weitere extrakorporale Blutbehandlung hinzugefügt, können sich ganz neue Randbedingungen bezüglich der Citrat- und Calciumdosierung bei der CiCa- Antikoagulation ergeben. Insbesondere können die aus langfristigen Studienergebnissen etablierten Dosierungsprotokolle bei einer Serienschaltung von Dialysator und Blutbehandlungselement für die weitere extrakorporale Therapie nicht notwendigerweise übernommen werden, da weder der Einfluss des Blutbehandlungselements auf Anreize zur Koagelbildung noch etwaige Calciumverluste über die im Dialysator bekannten hinaus darin berücksichtigt sind.
[0274] Die erfindungsgemäße Leitungsführung sieht optional die Anordnung eines Zugabeports zur Zugabe einer ersten medizinischen Flüssigkeit zur Antikoagulation, beispielsweise Citrat, in einem Abschnitt der Hauptblutleitung stromauf des Dialysators vor, dessen gesamter Blutfluss danach auch den Dialysator passieren wird. Damit können die bekannten Dosierungsprotokolle zur CiCa-Antikoagulation trotz Kombinationstherapie weiterhin benutzt werden, da zunächst nur die Koagulation durch den Dialysator berücksichtigt werden muss. Die Komponenten des Blutbehandlungselements können durch Beschichtung antikoagulierend behandelt sein.
[0275] Ferner sieht die Leitungsführung optional die Anordnung eines Zugabeports zur Zugabe einer zweiten medizinischen Flüssigkeit zur Antikoagulatoin, beispielsweise Calcium, in der Hauptblutleitung stromab des Blutbehandlungselements vor.
[0276] In weiteren Ausführungen der Erfindung, bei denen die erste Verzweigung stromauf des Dialysators angeordnet ist und damit der erste Zugabeport für die erste medizinische Flüssigkeit zur Antikoagulation stromab der ersten Verzweigung liegt, kann ein weiterer Zugabeport für eine dritte medizinische Flüssigkeit zur Antikoagulation, beispielsweise Citrat, an der Hauptblutleitung stromauf der ersten Verzweigung angeordnet sein. Durch zusätzliche Zugabe von Citrat, vorzugsweise von geringen Mengen von Citrat, durch diese Leitung kann im Bedarfsfall kurzfristig eine verstärkte antikoagulierende Wirkung im gesamten extrakorporalen Blutkreislauf erzeugt werden. Die zusätzliche Zugabe über den Zugabeport stromauf der ersten Verzweigung erfolgt vorzugsweise für geringe Mengen von Citrat, da die maximal tolerierte Citratmenge metabolisch begrenzt ist und die größere Wirkung an dem in der Regel nicht antikoagulierend beschichteten Dialysator benötigt wird. Deshalb ist es nicht erforderlich bei der Calciumdosierung in diesem Fall vom bekannten Algorithmus abzuweichen, selbst wenn eine zusätzliche Zugabe von geringen Mengen Citrat durch diese Leitung erfolgt.
[0277] Die erste und/oder zweite und/oder dritte medizinische Flüssigkeit zur Antikoagulation kann jeweils auch Fleparin oder eine andere medizinische Flüssigkeit mit antikoagulierender Wirkung sein.
[0278] In einzelnen oder allen der zuvor genannten Zugabeports, beispielsweise für Calcium oder Citrat, können jeweils Pumpabschnitte für Infusionspumpen angeordnet sein, mit welchen jeweils die zuzugebende medizinische Flüssigkeit aus einem Reservoir durch die Zugabeleitung zur Hauptblutleitung gefördert werden kann. In den Ausführungsformen, in denen dieselbe medizinische Flüssigkeit durch mehrere Zugabeleitungen gefördert wird, insbesondere im Falle von Citrat, kann auch mit einer gemeinsamen Pumpe und/oder aus einem gemeinsamen Reservoir gefördert werden.
[0279] Zur Bestimmung des Transmembrandrucks kann die Blutbehandlungsvorrichtung, wie zuvor beschrieben, einen Drucksensor aufweisen, insbesondere zur Messung des Drucks in der Hauptblutleitung zwischen dem Dialysator und dem Blutbehandlungselement, wo in einigen Ausführungsformen der Blutführungsvorrichtung ein entsprechender Druckmessabschnitt für das Abgreifen des Drucks mittels des Drucksensors angeordnet sein kann.
[0280] Die Blutbehandlungsvorrichtung kann, wie zuvor beschrieben, zur Bestimmung des Transmembrandrucks einen weiteren Drucksensor aufweisen, insbesondere zur Messung des Drucks in der Hauptblutleitung zwischen der ersten Verzweigung und dem Dialysator. An der benannten Stelle kann in der Blutführungsvorrichtung ein entsprechender Druckmessabschnitt für das Abgreifen des Drucks mittels des Drucksensors angeordnet sein.
[0281] Es können auch zwei oder mehr Drucksensoren zur Messung des Drucks an beiden zuvor genannten Stellen oder darüber hinaus noch an anderen Stellen vorgesehen sein. Dies ermöglicht eine besonders genaue Bestimmung des Transmembrandrucks sowie eine bessere Überwachung der Behandlungsverfahren über Grenzwertfenster der jeweiligen Druckwerte. [0282] Für die Messung des Transmembrandrucks können ein oder mehrere Drucksensoren dialysatseitig angeordnet sein. Damit kann der Druck stromauf und/oder stromab des Dialysators auf der Dialysatseite messbar sein.
[0283] Um die Kombinationstherapie auf der Seite der Nierenersatztherapien auch mit den Verfahren der Hämofiltration oder Hämodiafiltration zu ermöglichen, kann die Blutführungsvorrichtung ferner optional einen oder mehrere Zugabeports für eine Dilutionsflüssigkeit an der Hauptblutleitung aufweisen. Durch diese Zugabeports kann jeweils mittels entsprechender Infusionspumpen auf der Seite der
Blutbehandlungsvorrichtung Dilutionsflüssigkeit, beispielsweise eine Substituatlösung oder Dialyselösung, in die Hauptblutleitung gefördert werden. Optional kann die Erfindung zur Aufbewahrung der Dilutionsflüssigkeit ein oder mehrere Reservoirs aufweisen, z.B. Einwegbeutel. Alternativ kann die Blutbehandlungsvorrichtung eingerichtet sein, die Substituatlösung bzw. Dialyselösung herzustellen. Dazu kann die Blutbehandlungsvorrichtung eine Wasseraufbereitungsvorrichtung mit beispielsweise einer Entgasungsvorrichtung und Konzentratports zur Konnektierung von
Konzentratquellen aufweisen. Ein Zugabeport für eine Dilutionsflüssigkeit kann zur Prädilution an der Hauptblutleitung stromauf des Dialysators angeordnet sein. Zur Postdilution kann ein Zugabeport für eine Dilutionsflüssigkeit an der Hauptleitung stromab des Dialysators sowie stromauf des Blutbehandlungselements angeordnet sein. Bei der erfindungsgemäßen Kombinationstherapie mit Dialysator und Blutbehandlungselement ergibt sich noch eine weitere Möglichkeit zur Postdilution. Ein Zugabeport für eine Dilutionsflüssigkeit zur Postdilution kann auch in der Hauptblutleitung stromab des Blutbehandlungselements anordnet sein. Das Einleiten des üblicherweise calciumhaltigen Substituats stromab des Blutbehandlungselements hat den Vorteil, dass die antikoagulierende Wirkung des Citrats in möglichst weiten Teilen des extrakorporalen Blutkreislaufs eintritt.
[0284] Substituatleitungen können auch vom Nutzer wahlweise an eine oder an mehreren der genannten Zugabeports für die Dilutionsflüssigkeit anschließbar sein. Die Dilutionsflüssigkeit kann auch aus einem gemeinsamen Reservoir und/oder mit einer gemeinsamen Infusionspumpe gefördert werden. [0285] In einer weiteren Ausführung der Erfindung kann der Dialysator in der Nebenleitung angeordnet sein und das Blutbehandlungselement zur Reduktion des Kohlendioxidgehaltes kann in der Hautleitung angeordnet sein. Es ist damit ebenfalls möglich die Blutströme die den Dialysator und die Blutbehandlungsvorrichtung durchströmen zu entkoppeln und deutlich unterschiedliche Strömungsraten einzustellen. Demgemäß kann über eine Verzweigung in der Hauptblutleitung stromab des Blutbehandlungselements eine Blutstrom über die Nebenleitung geführt werden, der deutlich niedriger ist, als die Strömungsrate des Bluts in der Hauptblutleitung. Das Blut kann in der Nebenleitung durch den Dialysator strömen und unter Stoffaustausch behandelt werden und über eine Verzweigung stromauf des Blutbehandlungselements mit der Hauptblutleitung vereint werden. Die Strömungsrate des Bluts im Behandlungselement zur Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut addiert sich dabei aus der Strömungsrate des vom Patienten entnommenen Bluts und der Strömungsrate des Bluts, die in der Nebenleitung eingestellt wird.
[0286] Die erfindungsgemäße Blutführungsvorrichtung zur Zusammenwirkung mit einer zuvor beschriebenen Funktionseinheit ist demnach gekennzeichnet durch eine Hauptblutleitung zur fluidischen Konnektion mit einem Blutbehandlungselement, wobei das Blutbehandlungselement eine Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut nach einem der Ansprüche 8 bis 19 ist, und eine Nebenblutleitung zur fluidischen Konnektion mit einem Dialysator, wobei die Hauptblutleitung an einem Ende einen Blutentnahmeport zur Konnektion mit einem Blutentnahmezugang eines Patienten und an einem anderen Ende einen Blutrückgabeport zur Konnektion mit einem Blutrückgabezugang des Patienten aufweist, wobei die Nebenleitung (C130), welche an einer ersten Verzweigung (C104) von der Hauptblutleitung (C101 ), vorzugsweise stromab des Blutbehandlungselements zur Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes, abführt und sich an einer zweiten Verzweigung (C105), vorzugsweise stromauf des Blutbehandlungselements zur Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes, wieder mit der Hauptblutleitung (C101 ) vereinig.
[0287] Weiterhin können gemäß dieser Ausführungsform auch Zugabeports zur Zugabe einer ersten und/ oder zweiten medizinischen Flüssigkeit zur Antikoagulation an der Blutführungsvorrichtung angeordnet sein. Demgemäß kann einen Zugabeport für eine erste medizinische Flüssigkeit zur Antikoagulation, z.B. einer Citratlösung, stromauf des Dialysators in der Nebenleitung (C130) angeordnet sein. Weiterhin kann ein weiterer Zugabeport (C1 1 1 ) für eine zweite medizinische Flüssigkeit zur Antikoagulation, z.B. eine Calciumlösung, stromab der Konnektionsstelle für das Behandlungselement in der Hauptblutleitung angeordnet sein.
[0288] Die vorliegende Erfindung wird im Folgenden anhand von Ausführungsbeispielen sowie Zeichnungen näher beschrieben.
[0289] Dabei zeigen:
Figur 14 eine schematische Darstellung einer Ausführungsform einer erfindungsgemäßen Anordnung zur Blutbehandlung.
Figur 15 eine schematische Darstellung einer Ausführungsform einer erfindungsgemäßen Blutführungsvorrichtung, mit konnektiertem Dialysator sowie mit konnektiertem Blutbehandlungselement.
Figur 16a in schematischer Darstellung den Flussplan einer erfindungsgemäßen Blutführungsvorrichtung.
Figur 16b in schematischer Darstellung den Flussplan der in Figur 16a gezeigten Blutführungsvorrichtung mit weiteren optionalen Komponenten.
Figur 17a in schematischer Darstellung des Flussplans beispielhaft eine alternative Ausführungsvariante der Pumpanordnung, repräsentiert durch die Pumpanordnungsabschnitte.
Figur 17b in schematischer Darstellung des Flussplans beispielhaft eine weitere alternative Ausführungsvariante der Pumpanordnung, repräsentiert durch die Pumpanordnungsabschnitte.
Figur 17c in schematischer Darstellung des Flussplans beispielhaft eine weitere alternative Ausführungsvariante der Pumpanordnung, repräsentiert durch die Pumpanordnungsabschnitte. Figur 17d in schematischer Darstellung des Flussplans beispielhaft eine weitere alternative Ausführungsvariante der Pumpanordnung, repräsentiert durch die Pumpanordnungsabschnitte.
Figur 18a in schematischer Darstellung den Flussplan einer erfindungsgemäßen Blutführungsvorrichtung in einer alternativen Ausführung.
Figur 18b in schematischer Darstellung den Flussplan der in Figur 18a gezeigten Blutführungsvorrichtung mit weiteren optionalen Komponenten.
Figur 19a in schematischer Darstellung den Flussplan einer weiteren alternativen Ausführung einer erfindungsgemäßen Blutführungsvorrichtung.
Figur 19b in schematischer Darstellung den Flussplan der in Figur 19a gezeigten Blutführungsvorrichtung mit alternativer Anordnung des Rezirkulationsrückgabeports.
Figur 20 in schematischer Darstellung den Flussplan der in Figur 19a gezeigten Blutführungsvorrichtung mit weiteren optionalen Komponenten.
Figur 21 in schematischer Darstellung den Flussplan einer weiteren Ausführungsform einer Blutbehandlungsvorrichtung in der der Dialysator in der Nebenleitung angeordnet ist.
[0290] Die Anordnung zur Blutbehandlung C1000 weist, wie in Figur 14 dargestellt, eine Funktionseinheit C10 auf sowie eine Blutführungsvorrichtung C100. In Figur 14 ist die Funktionseinheit C10 in Form einer Dialysemaschine für die Akutdialyse dargestellt, welche mit einer als Kassette ausgestaltete Blutführungsvorrichtung C100 aufgerüstet ist. Die Blutbehandlungsvorrichtung weist eine Steuerungsvorrichtung C30 auf sowie eine Pumpanordnung C7. Weiterhin zeigt Figur 14 die Hauptblutleitung C101 der Blutführungsvorrichtung C100, an welche ein Dialysator C102 sowie eine Blutbehandlungselement C103 in Form eines Gasaustauschers angeschlossen ist. Die Hauptblutleitung C101 kann ferner ein oder mehrere Druckmessabschnitte aufweisen, an welchen mittels der optional in der Funktionseinheit C10 vorhandenen Drucksensoren C17 der Druck abgegriffen werden kann. [0291] Erfindungsgemäß kann die Blutführungsvorrichtung C100 als medizinischer Einwegartikel in Form einer Blutkassette (Figur 15) ausgestaltet sein. Die Blutführungsvorrichtung C100 kann ein oder mehrere Pumpanordnungsabschnitte C107 aufweisen, an denen die Pumpanordnung C7 der Blutbehandlungsvorrichtung C10 einwirken kann, um die Flüssigkeit in dem entsprechenden Leitungsabschnitt der Blutführungsvorrichtung C100 zu fördern. Figur 15 zeigt die Hauptblutleitung C101 , welche vom Kassettenkörper der Blutführungsvorrichtung C100 abführt, den Dialysator C102 sowie das Blutbehandlungselement C103, hier in Form eines Gasaustauschers, in Serie aufweist und dann in den Kassettenkörper zurückführt, wo die Pumpanordnungsabschnitte C107 angeordnet sein können. Stromauf des Dialysators C102 kann die erste Verzweigung C104 angeordnet sein, von der die erste Nebenleitung C106 abführt. Stromab des Dialysators C102 sowie stromauf des Blutbehandlungselements C103 kann die zweite Verzweigung C105 angeordnet sein, an welcher sich die erste Nebenleitung C106 wieder mit der Hauptblutleitung C101 vereint. Stromauf des Dialysators C102 kann ferner ein Zugabeport C108 für eine erste medizinische Flüssigkeit zur Antikoagulation, beispielsweise Citrat, angeordnet sein. Stromab des Blutbehandlungselements C103 kann eine Rezirkulationsverzweigung C119 angeordnet sein, von welcher die zweite Nebenleitung C120 abgeführt wird. Die zweite Nebenleitung C120 mündet in einem Rezirkulationsrückgabeport C121 , welcher in der Hauptblutleitung C101 stromauf des Blutbehandlungselements C103 sowie stromab des Dialysators C102 angeordnet sein kann.
[0292] Die Blutführungsvorrichtung C100 weist eine Hauptblutleitung C101 auf, wobei die Hauptblutleitung C101 an einem Ende einem Blutentnahmeport C127 zur Konnektion mit einem Blutentnahmezugang eines Patienten und an einem anderen Ende einen Blutrückgabeport C128 zur Konnektion mit einem Blutrückgabezugang des Patienten aufweist. In der Hauptblutleitung C101 kann das, dem Patienten entnommene Blut, extrakorporal zu dem Dialysator C102 und dem Blutbehandlungselement C103 für die weitere extrakorporale Blutbehandlungstherapie geleitet werden sowie wieder zurück in den Patienten infundiert werden, wie der Flussplan der Figur 16a schematisch darstellt.
[0293] In der Hauptblutleitung ist ein Dialysator C102 angeordnet. Dieser weist üblicherweise eine Blutkammer und eine Dialysatkammer auf (hier nicht dargestellt), wobei die beiden Kammern durch eine semipermeable Membran getrennt sind, über welche das Blut mit der im Dialysatkreislauf fließenden Dialyselösung osmotisch wechselwirken kann. Erfindungsgemäß kann der Dialysator auch für andere in der Dialyse übliche Nierenersatz bzw. Nierenunterstützungstherapien verwendet werden, wie beispielsweise Hämodiafiltration, Hämodialyse, Hämoperfusion, Hämofiltration, ISO- UF usw., insbesondere auch für Therapieverfahren, bei denen keine Dialyselösung auf der Dialysatseite gefördert wird.
[0294] Flussabwärts vom Dialysator C102 führt die Hauptblutleitung C101 durch ein Blutbehandlungselement C103, hier als Gasaustauscher ausgestaltet. Dieser weist eine Blutkammer und eine Gaskammer auf (hier nicht dargestellt), wobei die beiden Kammern durch eine semipermeable Membran getrennt sind, über welche das Blut mit dem in der Gasleitung strömenden Gas osmotisch wechselwirken kann.
[0295] Sowohl Dialysator C102 als auch Gasaustauscher C103 können dabei eine Vielzahl von einzelnen Membranen in Form von Hohlfasern aufweisen. Dabei können die einzelnen Kammern für Blut, Dialysat oder Gas im Sinne der vorliegenden Erfindung jeweils auch aus einer Vielzahl von innen in den Hohlfasern liegenden Einzelvolumen bestehen, welche am Ende der Fasern fluidisch miteinander in Verbindung stehen.
[0296] Stromauf des Dialysators C102 weist die Hauptblutleitung C101 eine erste Verzweigung C104 auf. Von dieser ersten Verzweigung C104 führt eine erste Nebenleitung C106 zu einer zweiten Verzweigung C105 der Hauptblutleitung C101.
[0297] Ferner weist die Blutführungsvorrichtung Pumpanordnungsabschnitte C107 auf, an welchen das Blut mittels der Pumpanordnung C7 der Funktionseinheit C10 sowohl durch die Hauptblutleitung C101 als auch durch die erste Nebenleitung C106 gefördert werden kann. Im Ausführungsbeispiel der Figur 16a ist die erste Pumpanordnung C7 in Form von zwei okkludierenden Blutpumpen ausgeführt, wobei eine in der Hauptblutleitung C101 stromauf von der ersten Verzeigung C104 angeordnet ist und die zweite in der Hauptblutleitung C101 stromab der ersten Verzweigung C104 sowie stromauf des Dialysators C102 angeordnet ist. In diesem Ausführungsbeispiel pumpt die erste Pumpe beispielsweise mit 500 ml/min, während die zweite Pumpe nur mit 200 ml/min fördert. Damit stellt sich in der Nebenleitung C106 ein Fluss von 300 ml/min ein. Am Dialysator C102 stellt sich ein Blutfluss von C200 ml/min ein und der Gasaustauscher C103 wird mit 500 ml/min durchströmt, da sich die beiden Teilflüsse aus 200 ml/min und 300 ml/min an der zweiten Verzweigung 105 wieder vereinigen. [0298] Wie in Fig. 16a weiter zu sehen ist, weist der Gastauscher zur Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes von Blut C103 eine Einlassöffnung C103a und eine Auslassöffnung C103b auf. Über die Einlassöffnung und die Auslassöffnung wird Pufferlösung, gemäß des ersten Aspekts der Erfindung, insbesondere wie durch die Merkmale wenigstens einem der Ansprüche 1 bis 6 definiert, in den zweiten abgegrenzten Bereich des Gastauschers eingeleitet und abgeleitet. Der Gastauscher C103 entspricht damit in seiner Funktionsweise und Ausführung der Vorrichtung zur Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut gemäß der Ausführung des ersten Aspekts der Erfindung, insbesondere wie in Fig. 3 illustriert, weiter insbesondere wie er in wenigstens einem der Ansprüchen 8 bis 19 definiert ist.
[0299] Wie in Figur 16b schematisch gezeigt, kann die Blutführungsvorrichtung optional Zugabeports für medizinische Flüssigkeit zur Antikoagulation aufweisen. So kann stromab der ersten Verzweigung C104 sowie stromauf des Dialysators C102 ein Zugabeport C108 für Citratlösung angeordnet sein. Dieser kann auch als Citratleitung C108 ausgestaltet sein, welche mit einem Citratreservoir C109 verbunden ist. Ferner kann die Funktionseinheit C10 eine Infusionspumpe C110 aufweisen, welche ausgebildet ist, um Citrat aus dem Reservoir C1 12 über den Zugabeport C108 in die Hauptblutleitung C101 zur fördern. Stromab des Blutbehandlungselements C103 kann ein Zugabeport C11 1 für Calciumlösung angeordnet sein. Dieser kann auch als Calciumleitung C1 1 1 ausgestaltet sein, welche mit einem Calciumreservoir C112 verbunden ist. Ferner kann die Funktionseinheit C10 eine weitere Infusionspumpe C1 13 aufweisen, welche ausgebildet ist, um Calcium aus dem Reservoir C1 12 über den Zugabeport C1 1 1 in die Hauptblutleitung C101 zu fördern.
[0300] Figur 16b zeigt ferner eine weitere, optionale Citratzugabemöglichkeit. Flierzu ist stromauf der ersten Verzeigung C104 in der Hauptblutleitung ein dritter Zugabeport C114 für medizinische Flüssigkeit zur Antikoagulation angeordnet. Der Zugabeport C1 14 kann auch als Zugabeleitung ausgestaltet sein, welche mit einem Citratreservoir C115 verbunden sein kann. Ferner kann die Funktionseinheit C10 eine weitere Infusionspumpe C116 aufweisen, welche ausgebildet ist, um Citrat aus dem Reservoir C115 über den Zugabeport C1 14 in die Hauptblutleitung C101 zu fördern. Alternativ (hier nicht gezeigt) kann die dritte Zugabeleitung C114 auch aus dem ersten Reservoir C109 gespeist werden. Weiterhin alternativ kann auch die dritte Infusionspumpe C116 entfallen, wenn der von der ersten Infusionspumpe C1 10 erzeugte Druck in einer danach abzweigenden dritten Zugabeleitung genutzt wird. Hierzu kann die dritte Zugabeleitung ein Ventil oder eine Drossel aufweisen, die den Druck entsprechend einstellt.
[0301] Die Figuren 17a bis 17d zeigen schematisch jeweils einen Ausschnitt der Hauptblutleitung C101 der Blutführungsvorrichtung C100 im Bereich um die erste Verzweigung C104 und die zweite Verzweigung C105, welcher in dieser Ausführung die beiden Flusswege über die Nebenleitung C106 sowie über den Abschnitt der Hauptblutleitung 101 durch den Dialysator C102 enthält. Die Figuren 17a bis 17d zeigen beispielhaft verschiedene mögliche Ausführungen der Pumpanordnung, repräsentiert durch die Pumpanordnungsabschnitte C207, C307, C407, C507 zur Einwirkung der Pumpanordnung C7 der Funktionseinheit C10.
[0302] Während die Pumpanordnung der in Figur 16a genannten Ausführung, repräsentiert durch die Pumpanordnungsabschnitte C107, eine okkludierende Blutpumpe in der Hauptblutleitung C101 flussaufwärts der ersten Verzweigung C104 und eine weitere okkludierende Blutpumpe in der Hauptblutleitung C101 zwischen Dialysator C102 und der ersten Verzweigung C104 aufweist, zeigt Figur 17a eine Variante der Pumpanordnung, repräsentiert durch die Pumpanordnungsabschnitte C207, welche ebenfalls eine erste Blutpumpe in der Hauptblutleitung C101 flussaufwärts der ersten Verzweigung C104 aufweist, jedoch mit einer alternativen Anordnung der weiteren okkludierenden Blutpumpe in der Nebenleitung C106.
[0303] Bei den, in den Figuren 17b und 17c gezeigten Beispielen von Pumpanordnungen, repräsentiert durch die Pumpanordnungsabschnitte C307, C407, sind die weiteren Blutpumpen in der Nebenleitung C106 bzw. in der Hauptblutleitung C101 zwischen Dialysator C102 und der ersten Verzweigung C104 jeweils durch Drosselelemente ersetzt.
[0304] Die Figur 17d zeigt eine weitere beispielhafte Ausführung einer ersten Pumpanordnung, repräsentiert durch die Pumpanordnungsabschnitte C507, welche zwei okkludierende Blutpumpen aufweist, wobei eine in der Nebenleitung C106 angeordnet ist und die andere sich in der Hauptblutleitung C101 zwischen Dialysator C102 und der ersten Verzweigung C104 befindet. [0305] Alle erfindungsgemäßen Pumpanordnungen können sowohl einen Blutfluss in der Hauptblutleitung C101 erzeugen, als auch einen Teilfluss mit definierter Flussrate über die Nebenleitung C106 führen, sodass damit das Verhältnis zwischen dem gesamten Fluss in der Hauptblutleitung C101 flussaufwärts der ersten Verzeigung C104 bzw. flussabwärts der zweiten Verzweigung C105 und im Bereich des Dialysators C102 einstellbar ist. Die Erfindung ist nicht auf die in den Figuren 17a bis 17d gezeigten Ausführungen der Pumpanordnung C7 beschränkt. Wie der Fachmann erkennt, existieren im Stand der Technik noch zahlreiche weitere Möglichkeiten, das Verhältnis der Flüsse in den beiden Leitungsabschnitten zu steuern. In manchen Ausführungsformen kann die Pumpanordnung C7 die Flüsse der beiden Leitungsabschnitte unabhängig voneinander steuern. Die Pumpanordnung C7 kann verschiedene fluidische Komponenten aufweisen, einschließlich okkludierender Pumpen, nicht-okkludierender Pumpen, Klemmen, Ventile, Drosseln etc. Die Komponenten der Pumpanordnung C7 können an anderen Stellen im extrakorporalen Blutkreislauf angeordnet sein oder einwirken.
[0306] Wie in Figur 18a schematisch anhand des Flussplanes gezeigt, kann die Blutführungsvorrichtung C100 auch eine alternative Flussführung aufweisen. In diesem Beispiel ist die erste Verzweigung C104, an welcher die Nebenleitung C106 von der Hauptblutleitung C101 abzweigt, stromab des Blutbehandlungselements C103 angeordnet. Ferner ist in diesem Beispiel die zweite Verzweigung C105, an welcher sich die Nebenleitung C106 wieder mit der Hauptblutleitung C101 vereinigt, stromauf des Blutbehandlungselements C103 sowie stromab des Dialysators C102 angeordnet.
[0307] Wie in Figur 18b schematisch gezeigt, kann die Blutführungsvorrichtung optional Zugabeports für medizinische Flüssigkeit zur Antikoagulation aufweisen. So kann stromauf des Dialysators C102 ein Zugabeport C108 für Citratlösung angeordnet sein. Dieser kann auch als Citratleitung C108 ausgestaltet sein, welche mit einem Citratreservoir C109 verbunden ist. Ferner kann die Funktionseinheit C10 eine Infusionspumpe C110 aufweisen, welche ausgebildet ist, um Citrat aus dem Reservoir C112 über den Zugabeport C108 in die Hauptblutleitung C101 zur fördern. Stromab des Blutbehandlungselements C103 kann ein Zugabeport C11 1 für Calciumlösung angeordnet sein. Dieser kann auch als Calciumleitung C1 1 1 ausgestaltet sein, welche mit einem Calciumreservoir C112 verbunden ist. Ferner kann die Funktionseinheit 10 eine weitere Infusionspumpe C113 aufweisen, welche ausgebildet ist, um Calcium aus dem Reservoir C1 12 über den Zugabeport C1 1 1 in die Hauptblutleitung C101 zu fördern.
[0308] Figur 19a zeigt schematisch anhand des Flussplans eine weitere alternative Ausführung einer erfindungsgemäßen Blutführungsvorrichtung, wobei hier zusätzlich zu den Merkmalen der Figur 16a eine zweite Nebenleitung C120 für die mehrmalige Rezirkulation des Bluts durch das, hier als Gasaustauscher ausgestaltete, Blutbehandlungselement C103 vorliegt. Die zweite Nebenleitung C120 führt an einer Rezirkulationsverzweigung C1 19 von der Hauptblutleitung C101 ab und mündet in einem Rezirkulationsrückgabeport C121. Im Beispiel der Figur 19a ist der Rezirkulationsrückgabeport C121 in der ersten Nebenleitung C106 stromauf der zweiten Verzweigung C105 angeordnet. Das Beispiel der Figur 19b zeigt hierzu eine alternative Leitungsführung und unterscheidet sich von dem in Figur 19a gezeigten darin, dass der Rezirkulationsrückgabeport C121 direkt in der Hauptblutleitung C101 stromab des Dialysators C102 sowie stromauf des Blutbehandlungselements C103 angeordnet ist. In den Ausführungen der Figuren 19a und 19b kann die Pumpanordnung C7 der Funktionseinheit C10 ferner zur Erzeugung eines Blutflusses in der zweiten Nebenleitung C120 eingerichtet sein. Hierzu umfasst die Pumpanordnung C7 der Funktionseinheit 10 in den Figuren 19a und 19b - hier repräsentiert durch die Pumpanordnungsabschnitte C107 - eine weitere okkludierende Pumpe in der zweiten Nebenleitung C120. Darüber hinaus kann die Steuerungsvorrichtung C30 der Funktionseinheit C10 dazu konfiguriert sein, die Pumpanordnung C7 derart zu betreiben, dass die Blutflussrate in mindestens einem Abschnitt der Hauptblutleitung C101 zumindest von einer der Blutflussraten in den Nebenleitungen C106, C120 unabhängig ist.
[0309] Figur 20 zeigt schematisch eine Ausführung der Blutführungsvorrichtung aus Figur 19a mit zusätzlichen optionalen Komponenten. Auch in der Ausführung mit zwei Nebenleitung C106, C120 können die, bereits zum Ausführungsbeispiel von Figur 19b beschriebenen Zugabeports C108, C11 1 , C114, die entsprechenden Infusionspumpen C110, C113, C1 16 sowie Reservoirs C109, C1 12, C115 vorgesehen sein.
[0310] Figur 20 zeigt weiterhin zwei optionale Druckmessungen C117, C118 in der Hauptblutleitung C101 stromab sowie stromauf des Dialysators C102. Zum einen ist der Druck stromab des Dialysators und optional auch stromauf des Dialysators hilfreich, um den Transmembrandruck zu bestimmen. Dieser stellt eine wichtige Größe dar, welche im Verlauf der Dialysetherapie beispielsweise Auskunft über eine drohende Filterverstopfung gibt. Der Transmembrandruck kann auch bei der Festlegung der Calciumzugaberate über den zweiten Zugabeport C1 1 1 berücksichtigt werden. Zum anderen sind die Drücke in den jeweiligen Flussabschnitten auch hilfreich, um die Therapie mittels Druckgrenzwertfenster zu überwachen.
[031 1] Weiterhin zeigt die Figur 20 optionale Komponenten, welche auf der Seite der Nierenersatztherapie auch Flämofiltration und/oder Hämodiafiltration erlauben. Hierzu kann der extrakorporale Blutkreislauf eine oder mehrere Zugabeports C124, C125, C126 für Dilutionsflüssigkeit, optional auch als Substituatleitung ausgestaltet, aufweisen, durch welche aus einem Reservoir C122 Substitutionsflüssigkeit mittels einer weiteren Infusionspumpe C123 in die Hauptblutleitung C101 zugegeben werden kann. Die Substituatleitung kann dabei in Prädilution C124 angeschlossen sein, dann mündet sie stromauf des Dialysators C102 in die Hauptblutleitung C101. Die Substituatleitung kann auch in Postdilution angeschlossen sein. Bei der Postdilution bietet der erfindungsgemäße Blutkreislauf zwei mögliche Anschlusspositionen. In einer ersten Option kann die Postdilutionsleitung C125 zwischen Dialysator C102 und Blutbehandlungselement C103 in die Hauptblutleitung C101 münden. In einer zweiten Option kann die Postdilutionsleitung C126 auch stromab des Gasaustauschers in die Hauptblutleitung C101 münden. Die letzte Variante C126 bietet dabei den Vorteil, dass die Substitutionslösung, welche üblicherweise Calcium enthält, die antikoagulierende Wirkung des Citrats erst im hinteren Teil des extrakorporalen Blutkreislaufs vermindert.
[0312] Alternativ kann die Substituatleitung auch wahlweise vom Nutzer an einer oder mehreren der genannten Positionen angeschlossen werden. In einer Kombination aus Prä- und Postdilution sind wahlweise auch zwei unabhängig voneinander fördernde Infusionspumpen für die Dilutionsflüssigkeit möglich (nicht dargestellt).
[0313] Figur 21 zeigt schematisch eine Ausführung einer Blutführungsvorrichtung, in der der Dialysator in einer Nebenleitung C130 angeordnet ist. Die Nebenleitung C130 zweigt an der Verzweigung C104 stromab des Blutbehandlungselements C103 zur Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut, von der Hauptblutleitung C101 ab und wird an der Verzweigung C105 stromauf des Blutbehandlungselements C103 mit der Hauptblutleitung C101 vereint. In der Nebenleitung C130 ist der Dialysator C102 angeordnet, sowie ein Pumpanordnungsabschnitt C107 der in Zusammenwirkung mit einer Pumpanordnung C7 und einen einstellbaren Blutfluss in der Nebenleitung C130 regelt. Weiterhin befindet sich in der Nebenblutleitung C130 ein Zugabeport für eine erste medizinische Flüssigkeit zur Antikoagulation, insbesondere eine Citratlösung, mit der über eine Infusionspumpe C1 10 aus einen Reservoir C109 eine erste medizinische Flüssigkeit, insbesondere eine Citratlösung, zur Antikoagulation in den Blutstrom der Nebenleitung C130 infundiert werden kann.
[0314] In der Hauptblutleitung ist gemäß der Ausführungsform nach Figur 21 stromauf der Verzweigung C105 und des Blutbehandlungselements C103 ein Pumpanordnungsabschnitt C107 angeordnet, mit der in Zusammenwirkung mit einer Pumpanordnung C7 Blut von einem Patienten über den Blutentnahmeport C127 entnommen werden kann und ein Blutfluss in der Hauptblutleitung geregelt werden kann. Stromab des Blutbehandlungselements C103 weist die Blutführungsvorrichtung einen Zugabeport für eine zweite medizinische Flüssigkeit zur Antiokoagulation C11 1 , insbesondere eine Claciumlösung, auf, mit der über die Infusionspumpe C1 13 aus einem Reservoir C1 12 die zweite medizinische Flüssigkeit, insbesondere die Calciumlösung, in den Blutstrom der Hauptblutleitung infundiert werden kann. Weiterhin weist die Hauptblutleitung C130 einen Blutrückgabeport auf über den behandeltes Blut zum Patienten zurückgegeben werden kann.
[0315] Weiterhin weist das Butbehandlungselement C103 eine Einlassöffnung C103a und eine Auslassöffnung C103b auf über die eine Pufferlösung gemäß einer der Ausführungen nach dem ersten Aspekt der Erfindung zur Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut durch einen zweiten abgegrenzten Bereich (nicht gezeigt) des Blutbehandlungselements C103 geströmt werden kann.
[0316] Die Blutführungsvorrichtung nach Fig. 21 weist den Vorteil auf, dass die Blutströme zur Behandlung in dem Dialysator C102 und in dem Behandlungselement C103 voneinander entkoppelt werden können, wie es aus medizintechnischer und therapeutischer Sicht für die kombinierten Behandlung von Blut durch Dialyse und Reduktion des Kohlendioxidgehaltes erforderlich ist. In einer bevorzugten extrakorporalen Blutbehandlung eines Patienten unter Verwendung der schematisch in Fig. 21 dargestellten Blutführungsvorrichtung sind in den verschiedenen Abschnitten der Nebenleitung C130 und der Hauptblutleitung C101 die verschiedenen erforderlichen Blutflüsse einstellbar und regelbar. Insbesondere ist in der Hauptblutleitung C101 stromauf des Blutbehandlungselements C103 ein Blutfluss von 500 ml/min einstellbar, während in der Nebenleitung ein Blutfluss von 200 ml/min einstellbar ist. Die Blutflüsse in der Hauptblutleitung C101 und der Nebenleitung C130 werden über die Verzweigung C105 vereint, so dass sich in dem Abschnitt der Hauptblutleitung zwischen der Verzweigung C105 stromauf des Blutbehandlungselements C103 und der Verzweigung C104 stromab des Blutbehandlungselements C103 eine Blutfluss von 700 ml/min einstellt. Das Blutbehandlungselement C103 wird dadurch mit dem aus therapeutischer Sicht erforderlichen hohen Blutfluss durchströmt, wohingegen der Dialysator C102 mit einem aus therapeutischer Sicht erforderlichen niedrigeren Blutfluss durchströmt wird. Stromab der Verzweigung C104 und stromab des Blutbehandlungselements C103 stellt sich durch die genannte Einstellung der Blutflüsse in Hauptblutleitung und Nebenleitung ein Blutfluss von 500 ml/min ein.
[0317] Die Funktionseinrichtung C10 umfasst eine Steuerungsvorrichtung C30. Die Steuerungsvorrichtung C30 kann zur Steuerung und Regelung eines Behandlungsverfahrens konfiguriert sein. Gemäß einem von der Erfindung umfassten Verfahren kann in allen Ausführungsbeispielen mittels der Pumpanordnung C7 ein Blutfluss in der Hauptblutleitung C101 im Bereich des Dialysators C102 zwischen 0 und 300 ml/min erzeugt werden. Darüber hinaus kann im Bereich des Blutbehandlungselements C103 ein Blutfluss von größer als 500 ml/min erzeugt werden. In Beispiel der Figuren 16a und 16b entspricht die Flussrate in der Hauptblutleitung C101 vor der ersten Verzweigung C104 der Flussrate im Blutbehandlungselement C103. Mittels der Pumpanordnung C7 kann die gewünschte Dialysatorflussrate eingestellt werden. Damit ergibt sich die Flussrate in der Nebenleitung C106 als Differenz der Flussrate im Blutbehandlungselement C103 und der Dialysatorflussrate.
[0318] Die Flussrate im Blutbehandlungselement C103 kann in allen Ausführungsformen der Erfindung auch größer als 800 ml/min, größer als 1 l/min oder größer als 2 l/min sein. Alle diese Flussraten und sogar darüber hinausgehende sind erfindungsgemäß im Bereich der Verwendung eines Blutbehandlungselements C103 möglich.
[0319] Die Dialysatorflussrate kann in allen Ausführungsformen auch im Bereich zwischen 100 und 250 ml/min liegen. Sie kann auch im Bereich 175 bis 225 ml/min liegen oder genau 200 ml/min betragen. [0320] Die Flussrate der ersten medizinischen Flüssigkeit zur Antikoagulation, beispielsweise Citrat, welche mittels der ersten Infusionspumpe C110 in die Hauptblutleitung C101 gefördert wird, kann von der Steuerungsvorrichtung C30 in Abhängigkeit von der Dialysatorflussrate geregelt sein.
[0321] Die Flussrate der zweiten medizinischen Flüssigkeit zur Antikoagulation, beispielsweise Calicum, welche mittels der zweiten Infusionspumpe C113 in die Hauptblutleitung C101 gefördert wird, kann von der Steuerungsvorrichtung C30 in Abhängigkeit von der Dialysatorflussrate geregelt sein. Die Regelung kann zusätzlich noch andere Abhängigkeiten berücksichtigen, wie beispielsweise die Flussrate der ersten medizinischen Flüssigkeit zur Antikoagulation, die Flussrate der dritten medizinischen Flüssigkeit zur Antikoagulation, den Transmembrandruck (TMP), die Art des Dialysators und/oder andere, optional auch vom Nutzer auszuwählende oder einzugebende Parameter.
[0322] Die Flussrate der dritten medizinischen Flüssigkeit zur Antikoagulation, beispielsweise Citrat, kann mittels direkter Auswahl des Nutzers gesteuert sein. Sie kann auch abhängig von der Flussrate im Blutbehandlungselement C103 geregelt sein oder von der Differenz aus der Flussrate im Blutbehandlungselement 103 und der Dialysatorflussrate.
[0323] In einem vierten Aspekt betrifft die Erfindung ein Behandlungssystem zur Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut in einem extrakorporalen Blutkreislauf, aufweisend
eine Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut nach wenigstens einem der Ansprüche 7 bis 10,
einen ersten Einlass zum Einbringen eines zu behandelnden Blutstroms in das Behandlungssystem, wobei der erste Einlass mit der ersten Einlassöffnung am ersten abgegrenzten Bereich der Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut über eine Flüssigkeitsleitung in Flüssigkeitsverbindung steht,
einen ersten Auslass zum Ausbringen eines behandelten Blutstroms aus dem Blutbehandlungssystem, wobei der erste Auslass in Flüssigkeitsverbindung mit der Auslassöffnung am ersten abgegrenzten Bereich der Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut über eine
Flüssigkeitsleitung in Flüssigkeitsverbindung steht,
eine Quelle für eine Pufferlösung nach den Merkmalen wenigstens einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei die Quelle für eine Pufferlösung über eine
Flüssigkeitsleitung mit der Einlassöffnung am zweiten abgegrenzten Bereich der Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut über eine Flüssigkeitsleitung in Flüssigkeitsverbindung steht,
ein Behältnis zum Auffangen verwendeter Pufferlösung, wobei das Behältnis zum Auffangen der verwendeten Pufferlösung über eine Flüssigkeitsleitung mit der Auslassöffnung am zweiten abgegrenzten Bereich der Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut über eine
Flüssigkeitsleitung in Flüssigkeitsverbindung steht, oder
eine Rezirkulationsvorrichtung anstelle des Behältnis zum Auffangen der verwendeten Pufferlösung, wobei die Rezirkulationsvorrichtung eine Flüssigkeitsleitung aufweist, die die verwendete Pufferlösung zu der Quelle der Pufferlösung zurückführt,
dadurch gekennzeichnet, dass das Behandlungssystem Bilanziereinrichtungen aufweist, mit der die Menge der eingesetzten Pufferlösung, aus der Quelle für eine Pufferlösung, und die Menge der verwendeten Pufferlösung bilanziert werden kann. [0324] Wie vorab bereits definiert wurde, wird im Sinne der vorliegenden Erfindung unter einem „Gasaustauscher“ eine Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut nach wenigstens einem der Ansprüche 8 bis 19 verstanden.
[0325] In einer Ausführungsform ist das Behandlungssystem gemäß des vierten Aspekts dadurch gekennzeichnet, dass die Bilanziereinrichtung eine gravimetrische Bilanziereinrichtung ist, insbesondere gekennzeichnet dadurch, dass die Bilanziereinrichtung eine Waage umfasst, mit der die Menge der Pufferlösung in der Quelle für eine Pufferlösung gewogen wird, sowie, dass die Bilanziereinrichtung eine Waage umfasst, mit der die Menge der verwendeten Pufferlösung in dem Behältnis zum Auffangen verwendeter Pufferlösung gewogen wird.
[0326] In einer weiteren Ausführungsform ist das Behandlungssystem gemäß des vierten Aspekts dadurch gekennzeichnet, dass es sich bei der Bilanziereinrichtung um eine volumetrische Bilanziereinrichtung handelt, die über Bilanzkammern das Volumen der aus der Quelle für eine Pufferlösung eigesetzten Pufferlösung und das Volumen der verwendeten Pufferlösung bilanziert, oder die über Flussmesser das Volumen der eingesetzten Pufferlösung aus der Quelle für eine Pufferlösung entnommene Pufferlösung und die Menge der verwendeten Pufferlösung bilanziert.
[0327] Das erfindungsgemäße Behandlungssystem kann mit einer Dialysemaschine eingesetzt werden, wie sie in der Akutdialyse verwendet wird. Das erfindungsgemäße Blutbehandlungssystem bietet damit den Vorteil, dass es sich mit einer gebräuchlichen Dialysemaschine betreiben lässt. Derartige Dialysemaschinen verfügen bereits die nach den bekannten Normen erforderlichen Schutzsysteme zur Erkennung von Luft und Blutverlust im extrakorporalen Blutkreislauf. Das erfindungsgemäße Behandlungssystem und das damit verbundene Verfahren zur extrakorporalen Reduzierung von Kohlendioxid im Blut eines Pateinten kann z.B. in Kombination mit dem bekannten Dialysegerät „multiFiltratPRO“ oder“multiFiltrate“ der Firma Fresenius Medical Care Deutschland GmbFI verwendet werden und betrieben werden.
[0328] Es wird in dem erfindungsgemäßen Behandlungssystem ein Gasaustauscher verwendet, der gemäß der vorab beschriebenen Definitionen die Merkmale der Vorrichtung zur Reduzierung des Kohlendioxidgehalts in Blut, wie in den Ansprüchen 8 bis 19 definiert, ausweist. Ein derartiger Gastaustauscher weist eine gasdurchlässige Membran, insbesondere eine für Gase selektive Membran auf. Derartige Membranen sind z.B. in der EP 277 801 A2 oder der DE 100 34 098 A1 beschrieben. Eine Pufferlösung wird im zweiten abgegrenzten Bereich des Gasaustauschers entlanggeführt. Im ersten abgegrenzten Bereich des Gasaustauschers wird das Blut des Patienten im Gegenstrom gepumpt.
[0329] Das erfindungsgemäße Behandlungssystem ist gegenüber einem Behandlungssystem zur Verwendung in der Dialyse weitestgehend unverändert. Die maschinenseitig verwendeten Pumpen können mit einer Förderrate im Bereich von 10 ml/min bis 600 ml/min betrieben werden, um die Pufferlösung in einem therapeutisch effektiven Maß durch den zweiten abgegrenzten Bereich der Vorrichtung zur Reduzierung von Kohlendioxid im Blut, bzw. den Gasaustauscher, zu führen. Als Pufferlösung wird eine Pufferlösung gemäß dem ersten Aspekt der Erfindung verwendet, insbesondere also eine Pufferlösung mit den Merkmalen nach wenigstens einem der Ansprüche 1 bis 6.
[0330] Um zu verhindern, dass die Pufferlösung über die Membran des Gasaustauschers in das Blut des Patienten gelangt, ist gemäß dem vierten Aspekt der Erfindung vorgesehen, die dem Gasaustauscher zu- und abgeführte Pufferlösung zu bilanzieren. Die dem Gastauscher zugeführte Pufferlösung entspricht der Pufferlösung, die aus der Quelle für eine Pufferlösung entnommen wird. Die dem Gasaustauscher abgeführte Pufferlösung entspricht der verwendeten Pufferlösung, die in dem Behältnis zum Auffangen der verwendeten Pufferlösung aufgefangen wird. Bekannte Dialysegeräte für die Akutdialyse verfügen über zwei Waagen, welche die zu- bzw. abgeführte Dialysierflüssigkeit am Dialysator während einer Dialysetherapie messen und die Pumpen zur Zuführung und Abführung der Dialysierflüssigkeit entsprechend regeln.
[0331] Das vorliegende Behandlungssystem weist den Vorteil auf, dass während einer extrakorporalen Blutbehandlung zur Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut eines Patienten mittels einer Pufferlösung für C02 in einem Gasaustauscher die eingesetzten und verwendeten Mengen der Pufferlösung bilanziert werden können. Insbesondere können die für die Therapie eingesetzten Pufferlösungen nicht physiologische Komponenten aufweisen, die nicht in den Blutkreislauf des Patienten gelangen dürfen, da sie zu gesundheitlich gefährlichen Situationen für den Patienten führen können. Insbesondere kann durch einen Membrandefekt Pufferlösung in den extrakorporalen Blutkreislauf eindringen und in den Körper des Patienten gelangen. Ein Verlust von Pufferlösung, die in den extrakorporalen Blutkreislauf eindringt kann, durch die Bilanzierung festgestellt werden. Diese Bilanzierung kann auch anstelle von Waagen mittels Bilanzkammern oder durch in dem Behandlungssystem entsprechend angeordnete Flussmesser erfolgen. Das erfindungsgemäße Behandlungssystem verfügt damit über ein Sicherheitssystem, mit dem festgestellt werden kann, ob Pufferlösung in den Blutkreislauf des Patienten übergetreten ist. Wird demnach über die Bilanziereinrichtung des erfindungsgemäßen Behandlungssystems festgestellt, dass weniger verwendete Pufferlösung aus dem Gasaustauscher abgeleitet wird, als in den Gasaustauscher eingeleitet wird, so kann über eine elektronische Kontrolleinheit des erfindungsgemäßen Behandlungssystems ein Alarm ausgelöst werden und z.B. die weitere extrakorporale Behandlung gestoppt werden.
[0332] Weitere Einzelheiten und Ausführungsformen des erfindungsgemäßen Behandlungssystems werden anhand der Figur 22 erläutert. Das in Figur 22 schematisch dargestellte Behandlungssystem ist nicht als eine abschließende Ausführungsform zu verstehen. Vielmehr ist dem Fachmann klar, dass im Sinne des vorliegenden vierten Aspekts der Erfindung weitere Ausführungsformen aus der schematischen Darstellung von Fig. 22 durch Flinzufügen oder Weglassen einzelner Merkmale abgeleitet werden können.
[0333] Fig. 22 zeigt in schematischer Darstellung ein erfindungsgemäßes Behandlungssystem (D100) zur Reduzierung des Kohlendioxidgehalts in Blut. Das dargestellte Behandlungssystem ist zusammenwirkend aus Komponenten aufgebaut, die an einer Dialysemaschine und einem Behandlungsartikel angeordnet sein können. Waagen D8, D15, Okklusionsvorrichtungen D1 , D7, Blutleckdetektor D11 , optischer Detektor D5, Luftblasendetektor D6, Pumpen D13, D10, D2 und Heizvorrichtung D12, sind in bestimmten Ausführungsformen auf einer Dialysemaschine angeordnet. Gasaustauscher, 10, Tropfkammer D4, Behältnis für Pufferlösung D9, Quelle für Pufferlösung D14, Flüssigkeitsleitungen D16 bis D20 können auf einem Behandlungsartikel angeordnet sein. Gemäß dem erfindungsgemäßen Behandlungssystem sind maschinenseitige Komponenten und die Komponenten des Behandlungsartikels dafür ausgelegt, in der extrakorporalen Reduzierung von Kohlendioxid im Blut eines Patienten zusammenzuwirken. [0334] Insbesondere sind die Pumpen D2, D10 und D13 dafür ausgelegt, mit den Flüssigkeitsleitungen D16, D19 und D18 zusammenzuwirken, um die Förderung von Blut vom Patienten Bein in das Behandlungssystem und zum Patienten zurück Baus sowie die Förderung von Pufferlösung von der Quelle der Pufferlösung D14 zum Gastauscher 10 und vom Gastauscher 10 in das Behältnis D9 zum Auffangen verwendeter Pufferlösung zu bewirken. In einer Ausführungsform bestehen die Flüssigkeitsleitungen aus flexiblen Kunststoffschläuchen. Derartige Flüssigkeitsschläuche sind in der Dialysetechnik bekannt. Sie zeichnen sich dadurch aus, dass sie durch Krafteinwirkung zusammengepresst werden können, so dass durch das Lumen der flexiblen Kunststoffschläuche keine Flüssigkeit strömen kann. Weiterhin zeichnen sich derartige Schläuche dadurch aus, dass sie eine Rückstellkraft aufweisen, so dass nach einer Okklusion des Kunststoffschlauchs erneut Flüssigkeit durch das Lumen strömen kann. Die Pumpen können als Zahnradpumpen, Membranpumpen oder peristaltische Pumpen ausgestaltet sein. In einer Ausführungsform sind die Pumpen D2, D10 und D13 als Schlauchrollenpumpen ausgestaltet.
[0335] Weiterhin wirkt die Fleizvorrichtung D12 mit der Flüssigkeitsleitung D18, die von der Quelle der Pufferlösung D14 zum Gasaustauscher 10 führt, zusammen, indem die Pufferlösung, die die Flüssigkeitsleitung D18 durchströmt, erwärmt wird.
[0336] Weiterhin wirken die Waagen D8, D15 zur Bilanzierung der Pufferlösung mit der Quelle D14 der Pufferlösung und dem Behältnis zum Auffangen verwendeter Pufferlösung zusammen, indem die Pufferlösung in der Quelle der Pufferlösung D14 und die Pufferlösung in dem Behältnis zum Auffangen der Pufferlösung gewogen wird und über einer elektronischen Kontroll- oder Recheneinheit in der Dialysemaschine (nicht in Fig. 22 gezeigt) bilanziert werden kann. In einer Ausführungsform handelt es sich bei der Quelle der Pufferlösung D14 um einen Flüssigkeitsbeutel, der die Pufferlösung enthält. In einer weiteren Ausführungsform handelt es sich bei dem Behältnis zum Auffangen von verwendeter Pufferlösung ebenfalls um einen Flüssigkeitsbeutel. Der Begriff„verwendete Pufferlösung“ bezeichnet im Sinne des vorliegenden vierten Aspekts der Erfindung Pufferlösung, die durch den zweiten abgegrenzten Bereich 2 des Gastauschers zur Reduzierung von Kohlendioxid im Blut eines Patienten durchgeleitet wurde. In bevorzugten Ausführungsformen, in den die Membran 3 des Gasaustauschers 10 gaspermeabel aber flüssigkeitsdicht ist, kann in den Flüssigkeitsleitungen D18 und/ oder in der Flüssigkeitsleitung D19 kann jeweils ein Volumenspeicher angeordnet sein (nicht in Fig. 22 gezeigt). Der/ die Volumenspeicher dienen zum Ausgleich der Volumendifferenz, die durch prozesstechnisch eventuell unterschiedliche Förderraten der Pumpen D13 und D10, hervorgerufen werden. Sofern im therapeutischen Betrieb der Behandlungssystems D100 keine Membrandefekte an der Membran 3 des Gasaustauschers 10 vorliegen, ist der von der Pufferlösung durchströmte Teil des Behandlungssystems volumenkonstant.
[0337] Weiterhin wirken die Okklusionsvorrichtungen mit den Flüssigkeitsleitungen D16 und D17 zusammen, indem der Blutfluss durch diese Flüssigkeiten durch Okklusion der Flüssigkeitsleitungen unterbunden werden kann. Dies ist insbesondere dann notwendig, wenn während einer Therapie zur Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut eines Patienten durch eine elektronische Überwachungseinheit der Dialysemaschine ein Alarm festgestellt wird und die Therapie beendet oder unterbrochen werden muss, um den Patienten nicht einem gesundheitlichen Risiko auszuliefern. In einer Ausführungsform handelt es sich bei den Okklusionsvorrichtungen um maschinenseitig mechanisch betriebene oder elektromagnetisch betriebene Schlauchklemmen, die mit den Flüssigkeitsleitungen D16 und D17, die als flexible Kunststoffschläuche ausgebildet sind, Zusammenwirken, diese insbesondere für den Fluss von Blut blockieren oder freigeben können.
[0338] Weiterhin wirkt der optische Detektor D5 und der Luftblasendetektor D6 mit der Flüssigkeitsleitung D17 zusammen. Das Zusammenwirken der Flüssigkeitsleitung D17 mit den Detektoren D5 und D6 ist so ausgerichtet, dass über die Detektoren D5 und D6 mögliche Blutgerinnsel und Luftblasen im behandelten Blut, das über den Auslass Baus zum Pateinten zurückgeführt wird, detektiert werden können. Über eine elektronische Überwachungseinheit der Dialysemachine können die Signale der Detektoren D5 und D6 ausgewertet werden und ein Alarm ausgelöst werden, der z.B. die Okklusionsvorrichtungen D1 und D7 aktiviert, so dass eine Verabreichung über den Auslass Baus von Blutgerinnseln und/oder Luftblasen in den Patienten gestoppt werden kann.
[0339] Weiterhin wirkt der Blutleckdetektor D1 1 mit der Flüssigkeitsleitung D19 zusammen. Das Zusammenwirken der Flüssigkeitsleitung D19 mit dem Blutleckdetektor ist so ausgerichtet, dass über den Detektor D1 1 Blutbestandteile in der Pufferlösung, die vom Gasaustauscher 10 zum Behältnis D9 zum Auffangen von verwendeter Pufferlösung, durch die Flüssigkeitsleitung D19 geführt wird, detektiert werden können. Die Detektion von Blutbestandteilen in der Pufferlösung in der Flüssigkeitsleitung D19 kann über eine elektronische Überwachungseinheit der Dialysemachine überwacht werden und ausgewertet werden, so dass gegebenenfalls die Okklusionsvorrichtungen D1 und D7 aktiviert werden können und die Therapie getoppt werden kann. Blutbestandteile in der Flüssigkeitsleitung D19 weisen auf einen Membrandefekt im Gasaustauscher D10 hin, so dass die Dialysemaschine über das Signal des Blutleckdetektors D1 1 einen Alarm auslösen kann.
[0340] In einem Verfahren zur Reduzierung von Kohlendioxid im Blut eines Patienten unter Verwendung eines erfindungsgemäßen Behandlungssystems wird Blut vom Patienten entnommen und über einen Einlass Bein in das Behandlungssystem D100 eingeleitet. Die Förderung des vom Patienten entnommenen Bluts erfolgt über die Pumpe D1 , die mit der Flüssigkeitsleitung D16 zur Förderung von Blut vom Patienten in den ersten abgegrenzten Bereich des Gasaustauschers in Zusammenwirkung steht. Das in den ersten abgegrenzten Bereich 1 des Gastauschers 10 über die Einlassöffnung 4 einströmende Blut wird entlang der Membran 3 des Gasaustauschers geströmt und mit der Pufferflüssigkeit, die durch den zweiten abgegrenzten Bereich 2 des Gasaustauschers 10 strömt, in Gasaustauschbeziehung gebracht. Die Pufferlösung, enthaltend die Puffersubstanzen wie im ersten Aspekt der Erfindung beschrieben wurde, kompensiert Kohlendioxid, dass über die Membran in den zweiten abgegrenzten Bereich diffundiert. Das an Kohledioxid reduzierte Blut wird über die Auslassöffnung 5 am ersten abgegrenzten Bereich 1 des Gasaustauschers 10 ausgeleitet und über die Flüssigkeitsleitung 17 in die Tropfkammer D4 geströmt, um eventuell im Blut enthaltene Luftblasen abzuscheiden. Das Blut wird weiterhin durch die Flüssigkeitsleitung D17 zum Auslass Baus zum Patienten geströmt und über den optischen Detektor D5 und den Luftblasendetektor D6 auf vorhandene Blutgerinnsel und Luftblasen untersucht.
[0341] Gleichzeitig wird in einem Verfahren zur Reduzierung von Kohlendioxid im Blut eines Patienten unter Verwendung eines erfindungsgemäßen Behandlungssystems Pufferlösung, wie sie im ersten Aspekt der Erfindung beschrieben wurde, von der Quelle für Pufferlösung durch die Flüssigkeitsleitung D18 über die Pumpe D13, die mit der Flüssigkeitsleitung D18 in Zusammenwirkung steht, in den zweiten abgegrenzten Bereich 2 des Gasaustauschers geströmt. Das aus dem Blut im ersten abgegrenzten Bereich 1 über die Membranwand 3 des Gasaustauschers 10 in den zweiten abgegrenzten Bereich 2 des Gasaustauschers 10 diffundierende Kohlendioxid wird durch die Pufferlösung im zweiten abgegrenzten Bereich kompensiert und über die Auslassöffnung 8 abtransportiert. Da Ableiten von verwendeter Pufferlösung aus dem zweiten abgegrenzten Bereich 2 des Gasaustauschers 10 zum Behältnis D9 oder zur Rezirkulationsvorrichtung wird dabei über die Pumpe D10 unterstützt. Die verwendete Pufferlösung wird über den Blutleckdetektor auf Blutbestandteile untersucht und über eine elektronische Überwachungseinheit der Dialysemaschine ausgewertet.
[0342] In einer alternativen Ausführung kann die verwendete Pufferlösung rezirkuliert werden. D.h. die Pufferlösung kann, sofern die Pufferkapazität für Kohlendioxid noch nicht erreicht ist, zur Quelle D14 zurückgeführt werden. Sofern die verwendete Pufferflüssigkeit zur Quelle D14 rezirkuliert wurde, kann die Pufferflösung wiederverwendet werden. Dazu kann eine weitere Pumpe in der Flüssigkeitsleitung D20 angeordnet (nicht in Fig. 22 gezeigt) sein, welche die Pufferlösung zurück zur Quelle der Pufferlösung D14 fördert. Durch entsprechende Regelung der zu- und abfördernden Pumpen D13, D10 und der Pumpe in der Flüssigkeitsleitung D20 (nicht in Fig.21 gezeigt) kann die C02-Reduzierung im Blut des Pateinten geregelt werden.
[0343] Das erfindungsgemäße Behandlungssystem D100 weist eine Bilanziereinrichtung auf. Gemäß Fig. 22 sind die Waagen D8 und D15 Teil der Bilanziereinrichtung. Während des Verfahrens zur Reduzierung von Kohlendioxid im Blut eines Patienten unter Verwendung eines erfindungsgemäßen Behandlungssystems wird die Menge an Pufferlösung, die der Quelle 14 entnommen wird, und die Menge an Pufferlösung, die im Behältnis D9 aufgefangen wird, gewogen. Die durch die Waagen D8 und D15 gemessenen Mengen an Pufferlösung werden verglichen. Die Ergebnisse der Wägungen werden über eine elektronische Überwachungseinheit der Dialysemaschine ausgewertet. Sofern durch die Ergebnisse der Wägungen festgestellt wird, dass eine in einem bestimmten Toleranzbereich geringere Menge an Pufferlösung in einem vorbestimmten Ablauf von aufeinanderfolgenden Wägungen in Behälter D9 aufgefangen wird, als aus der Quelle D14 entnommen wird, kann über die Dialysemaschine ein Alarm ausgelöst werden. Auf diese Weise kann während der Behandlung des Patienten überprüft werden, ob Pufferlösung in den Blutkreislauf Übertritt.
[0344] An der Flüssigkeitsleitung D18 in Flussrichtung der Pufferlösung vor der Einlassöffnung 7 des Gasaustauschers 10 und in der Flüssigkeitsleitung D19 in Flussrichtung der Pufferlösung nach der Auslassöffnung 8 des Gasaustauschers 10 können pH-Wert-Sensoren angebracht sein, mittels derer die pH-Werte der Pufferlösung, die auf den Gasaustauscher zufließt und der Pufferlösung, die von dem Gasaustauscher abfließt, bestimmt werden (In Fig. 22 nicht gezeigt). Diese pH-Wert- Sensoren dienen zur Überwachung und können zur Regelung des Durchflusses der Pufferlösung eingesetzt werden. Insbesondere kann über die pH-Wert-Messung und die über den Behandlungszeitraum verlaufende Änderung des pH-Wertes der Pufferlösung ein Fortschritt der Kohlendioxidreduzierung im Blut des Pateinten verfolgt werden und überwacht werden. Weiterhin kann überwacht werden, ob die in der Quelle D14 bereitgestellt Pufferlösung noch ausreichende Pufferkapazität aufweist, um eine therapeutische wirksame Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut des Pateinten zu bewirken. Eine derartige Überwachung des pH-Wertes der Pufferlösung kann insbesondere bei der vorab beschriebenen Rezirkulation der Pufferlösung relevant sein. Für eine exakte pH-Wert-Messung kann weiterhin ein Temperatursensor vorgesehen sein, der die Temperatur der Pufferlösung im Bereich der pH-Wert-Messung misst. Die gemessene Temperatur sowie die gemessenen pH-Werte können über eine elektronische Überwachungs- oder Auswerteeinheit der Dialysemaschine verarbeitet werden, um einen weiteren Behandlungsverlauf vorzubestimmen.
[0345] Weiterhin können in der Flüssigkeitsleitung D16 in Strömungsrichtung des Bluts vor der Einlassöffnung 4 des Gasaustauschers 10 und in der Flüssigkeitsleitung D17 in Strömungsrichtung des Bluts nach der Auslassöffnung des Gasaustauschers pH-Wert- Sensoren angeordnet sein (nicht in Fig. 22 gezeigt). Zusätzlich können dort auch pC02- Drucksensoren angeordnet sein, die der Messung des C02-Partialdrucks dienen (nicht in Fig. 22 gezeigt). Zur exakten pH-Wert-Messung kann ein Temperatursensor im Bereich der pH-Wert-Messung angeordnet sein. Die Messergebnisse der pH-Wert-Sensoren, des Temperatursensors und des pC02-Sensors können über eine Überwachungs- oder Auswerteeinheit der Dialysemaschine verarbeitete werden und dazu verwendet werden den weiteren Behandlungsverlauf zu steuern.
Bezuqszeichenliste Fig. 22:
D1 Okklusionsvorrichtung zur Blockierung bzw. Freigabe eines Blutstroms durch die Flüssigkeitsleitungen D16 zum Gasaustauscher 10
D2 Pumpe zur Förderung von Blut zum Gasaustauscher durch die Flüssigkeitsleitung D16 10 Gasaustauscher zur Reduzierung des kohlendioxidgehaltes im Blut des Pateinten D4 Tropfkammer zur Abscheidung von Luftblasen im Blut in der Flüssigkeitsleitung D17 zur Rückgabe von behandeltem Blut in den Patienten
D5 optischer Detektor zur Detektion von Blutgerinnsel im Blut in der Flüssigkeitsleitung D17 zur Rückgabe von behandeltem Blut in den Patienten
D6 Luftblasendetektor zur Detektion von Luftblasen im Blut in der Flüssigkeitsleitung D17 zur Rückgabe von behandeltem Blut in den Patienten
D7 Okklusionsvorrichtung zur Blockierung bzw. Freigabe eines Blutstroms durch die Flüssigkeitsleitungen D17 zur Rückgabe von behandeltem Blut in den Patienten D8 Waage zum Wiegen der Menge an verwendeter Pufferlösung im Behältnis D9 zum Auffangen von verwendeter Pufferlösung
D9 Behältnis zum Auffangen verwendeter Pufferlösung
D10 Pumpe zur Förderung von Pufferlösung vom Gasaustauscher durch die Flüssigkeitsleitung D19 in das Behältnis D9 zum Auffangen von Pufferlösung D1 1 Blutleckdetektor zur Detektion von Membrandefekten im Gasaustauscher 10 D12 Fleizvorrichtung zur Erwärmung der Pufferlösung in der Flüssigkeitsleitung D18 vor dem Eintritt der Pufferlösung in den Gasaustauscher
D13 Pumpe zur Förderung von Pufferlösung in den Gasaustauscher
D14 Quelle für Pufferlösung
D15 Waage zur Bestimmung der Menge, der aus der Quelle D14 entnommenen für Pufferlösung.
D16 Flüssigkeitsleitung zur Förderung von Blut von einem Patienten über einen Bluteinlass Bem zum ersten abgegrenzten Bereich 1 des Gasaustauschers 10 D17 Flüssigkeitsleitung zur Förderung von Blut von dem ersten abgegrenzten Bereich des Gastauschers 10 in über den Auslass Baus zum Patienten
D18 Flüssigkeitsleitung zur Förderung von Pufferlösung aus einer Quelle 14 für Pufferlösung in den zweiten abgegrenzten Bereich des Gasaustauschers 10 D19 Flüssigkeitsleitung zur Förderung von verwendeter Pufferlösung von dem zweiten abgegrenzten Bereich des Gastauschers in das Behältnis zum Auffangen von verwendeter Flüssigkeit, oder zur Förderung von verwendeter Pufferlösung in eine Rezirkulationsvorrichtung zur Rückführung von verwendeter Pufferlösung zur Quelle der Pufferlösung
D20 Flüssigkeitsleitung zur Förderung von verwendeter Pufferlösung von einer Rezirkulationsvorrichtung zur Rückführung von verwendeter Pufferlösung zur Quelle der Pufferlösung DI OOBehandlungssystem zur Reduzierung des Kohlendioxidgehalts von Blut in einem extrakorporalen Blutkreislauf
[0346] In einem fünften Aspekt betrifft die Erfindung ein Behandlungssystem zur Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut in einem extrakorporalen Blutkreislauf, aufweisend
eine Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut nach wenigstens einem der Ansprüche 8 bis 19,
einen ersten Einlass zum Einbringen eines zu behandelnden Blutstroms in das Behandlungssystem (E100), wobei der erste Einlass mit der ersten Einlassöffnung am ersten abgegrenzten Bereich der Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut über eine Flüssigkeitsleitung in Flüssigkeitsverbindung steht,
einen ersten Auslass zum Ausbringen eines behandelten Blutstroms aus dem Behandlungssystem, wobei der erste Auslass in Flüssigkeitsverbindung mit der Auslassöffnung am ersten abgegrenzten Bereich der Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut über eine Flüssigkeitsleitung in Flüssigkeitsverbindung steht,
eine Quelle für eine Pufferlösung zur Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut, wobei die Quelle über eine Flüssigkeitsleitung mit der Einlassöffnung am zweiten abgegrenzten Bereich der Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut in Flüssigkeitsverbindung steht,
ein Behältnis zum Auffangen verwendeter Pufferlösung, wobei das Behältnis zum Auffangen der verwendeten Pufferlösung über eine Flüssigkeitsleitung (E19) mit der Auslassöffnung am zweiten abgegrenzten Bereich der Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut in Flüssigkeitsverbindung steht, oder
dadurch gekennzeichnet, dass in der Flüssigkeitsleitung, die mit der Einlassöffnung am zweiten abgegrenzten Bereich der Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut in Flüssigkeitsverbindung steht, vor der Einlassöffnung ein Mittel zur Minderung des Drucks in der Flüssigkeitsleitung, die mit der Einlassöffnung am zweiten abgegrenzten Bereich der Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut in Flüssigkeitsverbindung steht, angeordnet ist.
Wie vorab bereits definiert wurde, wird im Sinne der vorliegenden Erfindung unter einem „Gastaustauscher“ eine Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut nach wenigstens einem der Ansprüche 8 bis 19 verstanden. [0347] Beim Betrieb einer Behandlungsvorrichtung zur Reduzierung des CCVGehaltes in Blut der vorab beschriebenen Art, wird eine Pufferlösung an der gaspermeablen Membran des Gasaustauschers entlanggeführt und über die Membran in Gasaustauschbeziehung mit dem zu behandelnden Blut gebracht. Während der therapeutischen Behandlung herrscht innerhalb des Gasaustauschers im ersten abgegrenzten Bereich das von Blut durchströmt wird ein höherer Druck, als im zweiten abgegrenzten Bereich, der von Pufferlösung durchströmt wird. Die Strömungsrichtung der Pufferlösung und des Bluts sind dabei vorzugsweise entgegengesetzt. Als Pufferlösungen zur Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut kommen Pufferlösungen in Frage, die C02 binden können, unter anderem auch solche, die eine nicht physiologische Zusammensetzung aufweisen. Es müssen daher Sicherheitsvorkehrungen getroffen werden, die verhindern, dass die nicht physiologische Pufferlösung nicht über die Membranwandung des Gasaustauschers in den Blutkreislauf gelangen kann. Insbesondere bei auftretenden Membrandefekten besteht die Gefahr, dass die Pufferlösung auf die Blutseite des extrakorporalen Blutkreislaufs Übertritt und dem Patienten infundiert wird.
[0348] Aus Sicherheitsgründen und aus Gründen der medizinischen Therapie ist es daher vorteilhaft, dass in den Flüssigkeitsleitungen des Behandlungssystems, die das Blut leiten, ein höherer Druck herrscht als in den Flüssigkeitsleitungen, die die Pufferlösung leiten. Im Falle eines Membrandefekts, zum Beispiel einer Faserruptur einer Flohlfasermembran bei Verwendung eines Flohlfasermembranfilters als Gasaustauscher, kommt es dann vor allem zu einem Blutaustritt vom ersten abgegrenzten Bereich in den zweiten abgegrenzten Bereich des Gasaustauschers. Das übergetretene Blut kann dann mittels eines Blutleckdetektors in der Flüssigkeitsleitung, die mit der Auslassöffnung am zweiten abgegrenzten Bereich des Gasaustauschers zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut in Flüssigkeitsverbindung steht, detektiert werden. Zusätzlich wird über einen höheren Druck in den Flüssigkeitsleitungen, die das Blut führen, gegenüber den Flüssigkeitsleitungen, die die Pufferlösung führen, eine höhere Gas-Austauschrate bewirkt und damit eine verbesserte Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut bewirkt.
[0349] Um zu verhindern, dass die Pufferlösung über die Membran des Gasaustauschers in das Blut des Patienten gelangt, wird gemäß dem vorliegenden fünften Aspekt vorgeschlagen, den Druck in den Flüssigkeitsleitungen, durch die die Pufferlösung strömt, zu mindern, um einen höheren Druck in den Flüssigkeitsleitungen, durch die das Blut strömt, zu bewirken. Der Druck in den Flüssigkeitsleitungen, durch die die Pufferlösung strömt, wird durch ein Mittel zur Minderung des Drucks, das in der Flüssigkeitsleitung, die mit der Einlassöffnung am zweiten abgegrenzten Bereich des Gasaustauschers in Flüssigkeitsverbindung steht, angeordnet ist, bewirkt.
[0350] Bei dem Mittel zur Minderung des Drucks kann es sich um ein Drosselelement, z.B. um ein Rückschlagventil, handeln.
[0351] Das vorliegende Behandlungssystem nach dem fünften Aspekt der Erfindung weist den Vorteil auf, dass durch die Anordnung des Mittels zur Minderung des Drucks während einer extrakorporalen Blutbehandlung zur Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut eines Patienten mittels einer Pufferlösung keine nicht physiologische Pufferlösung in den Blutkreislauf eindringen und in den Körper des Patienten gelangen kann. Zudem wird die Druckdifferenz zwischen dem ersten abgegrenzten Bereich und dem zweiten abgegrenzten Bereich des Gasaustauschers erhöht und damit die C02-Gas-Austauschrate erhöht.
[0352] Weitere Einzelheiten und Ausführungsformen des erfindungsgemäßen Behandlungssystems werden anhand der Figur 23 erläutert. Das in Figur 23 schematisch dargestellte Behandlungssystem ist nicht als eine abschließende Ausführungsform zu verstehen. Im Sinne des vorliegenden fünften Aspekts der Erfindung können weitere Ausführungsformen aus Fig. 23 durch Flinzufügen oder Weglassen einzelner Merkmale abgeleitet werden.
[0353] Fig. 23 zeigt in schematischer Darstellung ein erfindungsgemäßes Behandlungssystem (E100) zur Reduzierung des Kohlendioxidgehalts in Blut. Das dargestellte Behandlungssystem besteht zusammenwirkend aus maschinenseitigen Komponenten und Komponenten eines Behandlungsartikels. Die Komponenten Okklusionsvorrichtungen E1 , E7, Drucksensoren E1 1a, E1 1 b, E1 1 c und E21 , Pumpen E2 und E10, Heizvorrichtung E12, können dabei auf einer Dialysemaschine angeordnet sein. Die Komponenten Gasaustauscher 10, Tropfkammer E3, Behältnis zum Auffangen von Pufferlösung E9, Quelle für Pufferlösung E14, Flüssigkeitsleitungen E16 bis E19, die Mittel zur Minderung des Drucks E22, können auf einem Behandlungsartikel angeordnet sein. Gemäß dem erfindungsgemäßen Behandlungssystem sind maschinenseitige Komponenten und die Komponenten des Behandlungssystems dafür ausgelegt, in der extrakorporalen Reduzierung von Kohlendioxid in Blut eines Patienten funktionell zusammenzuwirken.
[0354] Insbesondere sind die Pumpen E2 und E10 dafür ausgelegt, mit den Flüssigkeitsleitungen E16 und E18 zusammenzuwirken, um die Förderung von Blut vom Patienten Bein in das Behandlungssystem und zum Patienten zurück Baus, sowie die Förderung von Pufferlösung von der Quelle der Pufferlösung E14 zum Gastauscher 10 und vom Gastauscher 10 in das Behältnis E9 zum Auffangen verwendeter Pufferlösung zu bewirken. In einer Ausführungsform bestehen die Flüssigkeitsleitungen aus flexiblen Kunststoffschläuchen. Derartige Flüssigkeitsschläuche sind in der Dialysetechnik bekannt. Sie zeichnen sich dadurch aus, dass sie durch Krafteinwirkung zusammengepresst werden können, so dass durch das Lumen eines flexiblen Kunststoffschlauchs keine Flüssigkeit strömen kann. Weiterhin zeichnen sich derartige Schläuche dadurch aus, dass sie eine Rückstellkraft aufweisen, so dass sich das Lumen eines Kunststoffschlauchs nach Okklusion öffnet und Flüssigkeit durch das Lumen strömen kann. Bei der Verwendung flexibler Kunststoffschläuche können die Pumpen als peristaltische Pumpen ausgebildet sein. Alternativ können auch Zahnradpumpen oder Membranpumpen verwendet werden. In einer Ausführungsform sind die Pumpen E2 und D10 als Schlauchrollenpumpen ausgestaltet.
[0355] Weiterhin wirkt die Fleizvorrichtung E12 mit der Flüssigkeitsleitung E18 zusammen, indem die von der Quelle der Pufferlösung D14 zum Gasaustauscher 10 geführte Pufferlösung, die die Flüssigkeitsleitung D18 durchströmt, erwärmt wird. Die Fleizvorrichtung kann maschinenseitig Thermoelemente aufweisen, die als Quelle für thermische Energie dienen. Weiterhin kann der Behandlungsartikel im Bereich der Fleizvorrichtung einen flexiblen Beutelabschnitt aufweisen, so dass die maschinenseitig bereitgestellte thermische Energie über einen größeren Flächenabschnitt auf die Pufferlösung einwirken kann.
[0356] Weiterhin wirken die Okklusionsvorrichtungen mit den Flüssigkeitsleitungen E16 und E17 zusammen, indem der Blutfluss durch die Flüssigkeitsleitungen E16 und E17 durch Okklusion unterbunden werden kann. Dies ist insbesondere dann notwendig, wenn während einer Therapie zur Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut eines Patienten durch eine elektronische Überwachungseinheit der Dialysemaschine ein Alarm festgestellt wird und die Therapie beendet oder unterbrochen werden muss, um den Patienten nicht zu gefährden. In einer Ausführungsform handelt es sich bei den Okklusionsvorrichtungen um maschinenseitig mechanisch betriebene oder elektromagnetisch betriebene Schlauchklemmen, die mit den Flüssigkeitsleitungen E16 und E17, die als flexible Kunststoffschläuche ausgebildet sein können, Zusammenwirken, diese insbesondere für den Fluss von Blut blockieren oder freigeben können.
[0357] Weiterhin können ein optischer Detektor und ein Luftblasendetektor (nicht in Fig. 23 gezeigt) mit der Flüssigkeitsleitung E17 Zusammenwirken. Das Zusammenwirken der Flüssigkeitsleitung E17 mit den genannten Detektoren ist so ausgerichtet, dass über die Detektoren möglicherweise vorhandene Blutgerinnsel und Luftblasen im behandelten Blut, das über den Auslass Baus zum Pateinten zurückgeführt wird, detektiert werden können. Über eine elektronische Überwachungseinheit der Dialysemachine können die Signale der genannten Detektoren ausgewertet werden und ein Alarm ausgelöst werden, der z.B. die Okklusionsvorrichtungen E1 und E7 aktiviert, so dass eine Verabreichung über den Auslass Baus von Blutgerinnseln und/ oder Luftblasen in den Patienten gestoppt werden kann.
[0358] Weiterhin kann ein Blutleckdetektor (nicht in Fig. 23 gezeigt) mit der Flüssigkeitsleitung E19 Zusammenwirken. Das Zusammenwirken der Flüssigkeitsleitung E19 mit dem Blutleckdetektor ist so ausgerichtet, dass über den Blutleckdetektor Blutbestandteile in der Pufferlösung, die vom Gasaustauscher 10 zum Behältnis E9 zum Auffangen von verwendeter Pufferlösung, die durch die Flüssigkeitsleitung E19 geführt wird, detektiert werden können. Die Detektion von Blutbestandteilen in der Pufferlösung in der Flüssigkeitsleitung E19 kann über eine elektronische Überwachungseinheit der Dialysemaschine überwacht und ausgewertet werden, so dass gegebenenfalls die Okklusionsvorichtungen E1 und E7 aktiviert werden können und die Therapie gestoppt werden kann. Blutbestandteile in der Flüssigkeitsleitung E19 weisen auf einen Membrandefekt im Gasaustauscher 10 hin, so dass die Dialysemaschine über das Signal des Blutleckdetektors einen Alarm auslösen kann.
[0359] In einem Verfahren zur Reduzierung von Kohlendioxid im Blut eines Patienten unter Verwendung eines erfindungsgemäßen Behandlungssystems gemäß dem vorliegenden fünften Aspekt, wird Blut vom Patienten entnommen und über einen Einlass Bein in das Behandlungssystem E100 eingeleitet. Die Förderung des vom Patienten entnommenen Bluts erfolgt über die Pumpe E2, die mit der Flüssigkeitsleitung E16 zur Förderung von Blut vom Patienten in den ersten abgegrenzten Bereich des Gasaustauschers 10, in Zusammenwirkung steht. Das in den ersten abgegrenzten Bereich 1 des Gastauschers 10 über die Einlassöffnung 4 einströmende Blut wird entlang der Membran 3 des Gasaustauschers geströmt und mit der Pufferflüssigkeit, die durch den zweiten abgegrenzten Bereich 2 des Gasaustauschers 10 strömt, in Gasaustauschbeziehung gebracht. Die Pufferlösung, enthaltend die Puffersubstanzen wie im ersten Aspekt der Erfindung beschrieben wurde, kompensiert Kohlendioxid, dass über die Membran in den zweiten abgegrenzten Bereich diffundiert. Das an Kohledioxid reduzierte Blut wird über die Auslassöffnung 5 am ersten abgegrenzten Bereich 1 des Gasaustauschers 10 ausgeleitet und über die Flüssigkeitsleitung E17 in die Tropfkammer E4 geströmt, um eventuell im Blut enthaltene Luftblasen abzuscheiden. Das Blut wird weiterhin durch die Flüssigkeitsleitung E17 zum Auslass Baus zum Patienten geströmt und gegebenenfalls über einen optischen Detektor und/ oder einen Luftblasendetektor D6 auf vorhandene Blutgerinnsel und Luftblasen untersucht.
[0360] Gleichzeitig wird in einem Verfahren zur Reduzierung von Kohlendioxid im Blut eines Patienten unter Verwendung eines erfindungsgemäßen Behandlungssystems eine Pufferlösung, wie sie z.B. im ersten Aspekt der Erfindung beschrieben ist, von der Quelle für Pufferlösung durch die Flüssigkeitsleitung E18 über die Pumpe E13, die mit der Flüssigkeitsleitung E19 in Zusammenwirkung steht, in den zweiten abgegrenzten Bereich 2 des Gasaustauschers geströmt. Der Druck der Pufferlösung in der Flüssigkeitsleitung E18 wird beim Durchlaufen des Mittels zur Minderung des Drucks herabgesetzt, so dass im zweiten abgegrenzten Bereich 2 des Gasaustauschers 10 ein geringerer Flüssigkeitsdruck vorliegt als im ersten abgegrenzten Bereich des Gasaustauschers, der von Blut durchströmt wird. In einer Ausführungsform ist das Mittel zur Minderung des Drucks ein Rückschlagventil. Der Druck in der Flüssigkeitsleitung E18 wird in Richtung der Strömungsrichtung der Pufferlösung zum Gastauscher um den Öffnungsdruck des Rückschlagventils herabgesetzt. In einer alternativen Ausführungsform kann das Mittel zur Minderung des Drucks auch als Schlauchrollenpumpe ausgestaltet sein, die mit der Flüssigkeitsleitung E18 in Zusammenwirkung steht.
[0361] Weiterhin kann zwischen dem Mittel zur Druckminderung E22 und der Einlassöffnung 7 am zweiten abgegrenzten Bereich des Gasaustauschers 10 ein Drucksensor E21 angeordnet sein, der mit der der Flüssigkeitsleitung E21 in Zusammenwirkung steht. Die am genannten Drucksensor E21 aufgenommenen Messwerte können über eine elektronischen Überwachungs- und Kontrolleinheit der Dialysemaschine ausgewertet werden. Die Dialysemaschine kann z.B. ausgehend von den gemessenen Druckwerten des Sensors E21 die Pumpenleistung der Pumpen E2 oder E10 regeln. Die Drucküberwachung kann hilfreich sein, um den am Drucksensor E21 festgestellten Druck mit dem Druck von Blut in einem der Bereiche der Fluidleitung E16, E17 oder im ersten abgegrenzten Bereich 1 des Gasaustauschers 10 zu vergleichen und so einzustellen, dass der Druck in den Flüssigkeitsleitungen E16 und E17 und im ersten abgegrenzten Bereich 1 des Gasaustauschers höher ist als der am Drucksensor E21 gemessene Druck.
[0362] Insbesondere können in der erfindungsgemäßen Behandlungseinrichtung weitere Drucksensoren E1 1a, E1 1 b und E1 1c angeordnet sein, um die erforderliche Drücke in der Behandlungsvorrichtung E100 zu überwachen und zu regeln. In einer Ausführungsform ist ein Drucksensor E11 an der Flüssigkeitsleitung E16 zwischen der Pumpe E2 und der Okklusionsvorrichtung E1 angeordnet, um den Blutdruck im Einlassbereich der Behandlungsvorrichtung zu messen. In einer weiteren Ausführungsform ist ein Drucksensor E1 1 b zwischen dem Gasaustauscher 10 und der Pumpe E2 angeordnet, um den Blutdruck in der Flüssigkeitsleitung E16 vor dem Gasaustauscher zu messen. In einer weiteren Ausführungsform ist ein Drucksensor E1 1 c an der Flüssigkeitsleitung E19 zwischen der Pumpe E9 und dem Gasaustauscher angeordnet.
[0363] Das aus dem Blut im ersten abgegrenzten Bereich 1 über die Membranwand 3 des Gasaustauschers 10 in den zweiten abgegrenzten Bereich 2 des Gasaustauschers 10 diffundierende Kohlendioxid wird durch die Pufferlösung im zweiten abgegrenzten Bereich kompensiert und über die Auslassöffnung 8 abtransportiert. Das Ableiten von verwendeter Pufferlösung aus dem zweiten abgegrenzten Bereich 2 des Gasaustauschers 10 zum Behältnis E9 erfolgt dabei über die Pumpe E10. Die verwendete Pufferlösung wird über den Blutleckdetektor auf Blutbestandteile untersucht und über eine elektronische Überwachungseinheit der Dialysemaschine ausgewertet.
[0364] Das erfindungsgemäße Behandlungssystem E100 kann eine Bilanziereinrichtung gemäß einer Ausführungsform des vierten Aspekts der Erfindung aufweisen. Die Menge an Pufferlösung, die der Quelle E14 entnommen wird, und die Menge an Pufferlösung, die im Behältnis E9 aufgefangen wird, kann demgemäß durch Wiegen oder durch Flusssensoren bestimmt und bilanziert werden. [0365] An der Flüssigkeitsleitung E18 in Flussrichtung der Pufferlösung vor der Einlassöffnung 7 des Gasaustauschers 10 und in der Flüssigkeitsleitung D19 in Flussrichtung der Pufferlösung nach der Auslassöffnung 8 des Gasaustauschers 10 können phl-Wert-Sensoren angebracht sein (nicht in Fig. 23 gezeigt), mittels derer die pFI-Werte der Pufferlösung, die auf den Gasaustauscher zufließt und der Pufferlösung, die von dem Gasaustauscher abfließt, bestimmt werden (In Fig. 22 nicht gezeigt). Diese phl-Wert-Sensoren dienen zur Überwachung und können zur Regelung des Durchflusses der Pufferlösung eingesetzt werden. Insbesondere kann über die phl-Wert-Messung und die über den Behandlungszeitraum verlaufende Änderung des pFI-Wertes der Pufferlösung ein Fortschritt der Kohlendioxidreduzierung im Blut des Pateinten verfolgt und überwacht werden. Weiterhin kann überwacht werden, ob die in der Quelle E14 bereitgestellte Pufferlösung eine ausreichende Pufferkapazität aufweist, um eine therapeutische wirksame Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut des Pateinten zu bewirken. Für eine exakte phl-Wert-Messung kann weiterhin ein Temperatursensor vorgesehen sein, der die Temperatur der Pufferlösung im Bereich der phl-Wert-Messung misst. Die gemessenen Temperatur sowie die gemessenene pFI-Werte können über eine elektronische Überwachungs- bzw. Auswerteeinheit der Dialysemaschine verarbeitet werden, um einen weiteren Behandlungsverlauf vorzubestimmen.
[0366] Weiterhin können in der Flüssigkeitsleitung E16 in Strömungsrichtung des Bluts vor der Einlassöffnung 4 des Gasaustauschers 10 und in der Flüssigkeitsleitung D17 in Strömungsrichtung des Bluts nach der Auslassöffnung des Gasaustauschers pFI-Wert- Sensoren angeordnet sein (nicht in Fig. 23 gezeigt). Zusätzlich können dort auch pC02 Drucksensoren angeordnet sein zur Messung des C02-Partialdrucks (nicht in Fig. 23 gezeigt). Zur exakten phl-Wert-Messung kann ein Temperatursensor im Bereich der pH- Wert Messung angeordnet sein. Die Messergebnisse der pFI-Wert Sensoren, des Temperatursensors und des pC02-Sensors können über eine Überwachungs- bzw. Auswerteeinheit der Dialysemaschine verarbeitet und dazu verwendet werden, den weiteren Behandlungsverlauf zu steuern.
[0367] Durch Absenken der Flöhe h der Quelle für die Pufferlösung E14 relativ zum Gasaustauscher kann ein Absenken des Druckniveaus der Pufferlösung in der Flüssigkeitsleitung E18 bewirkt werden. Idealerweise befindet sich dabei die Quelle für die Pufferlösung E14 unterhalb des Gasaustauschers (nicht in Fig. 23 gezeigt). Bezuqszeichenliste Fiq. 23:
E1 Okklusionsvorrichtung zur Blockierung bzw. Freigabe eines Blutstroms durch die Flüssigkeitsleitungen E16 zum Gasaustauscher 10
E2 Pumpe zur Förderung von Blut zum Gasaustauscher durch die Flüssigkeitsleitung E16
10 Gasaustauscher zur Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut des Patienten E3 Tropfkammer zur Abscheidung von Luftblasen im Blut in der Flüssigkeitsleitung E17 zur Rückgabe von behandeltem Blut in den Patienten
E7 Okklusionsvorrichtung zur Blockierung bzw. Freigabe eines Blutstroms durch die Flüssigkeitsleitungen E17 zur Rückgabe von behandeltem Blut in den Patienten E9 Behältnis zum Auffangen verwendeter Pufferlösung
E10 Pumpe zur Förderung von Pufferlösung vom Gasaustauscher durch die Flüssigkeitsleitung E19 in das Behältnis E9 zum Auffangen von Pufferlösung E E12 Fleizvorrichtung zur Erwärmung der Pufferlösung in der Flüssigkeitsleitung D18 vor dem Eintritt der Pufferlösung in den Gasaustauscher 10
E14 Quelle für Pufferlösung
E16 Flüssigkeitsleitung zur Förderung von Blut von einem Patienten über einen Bluteinlass Bem zum ersten abgegrenzten Bereich 1 des Gasaustauschers 10,
E17 Flüssigkeitsleitung zur Förderung von Blut von dem ersten abgegrenzten Bereich des Gastauschers 10 über den Auslass Baus zum Patienten,
E18 Flüssigkeitsleitung zur Förderung von Pufferlösung aus einer Quelle 14 für Pufferlösung in den zweiten abgegrenzten Bereich 2 des Gasaustauschers 10,
E19 Flüssigkeitsleitung zur Förderung von verwendeter Pufferlösung von dem zweiten abgegrenzten Bereich 2 des Gastausches 10 in das Behältnis zum Auffangen von verwendeter Flüssigkeit, oder zur Förderung von verwendeter Pufferlösung in eine Rezirkulationsvorrichtung zur Rückführung von verwendeter Pufferlösung zur Quelle 14 der Pufferlösung,
E1 1 a Drucksensor zur Messung des Drucks in der Flüssigkeitsleitung E16 nach dem Bluteinlass Bein und vor der Pumpe E2 zur Förderung von Blut in der Flüssigkeitsleitung E16.
E1 1 b Drucksensor zur Messung des Drucks in der Flüssigkeitsleitung E16 vor der Einlassöffnung 4 des Gasaustauschers 10 in den ersten abgegrenzten Bereich 1 des Gasaustauschers und nach der Pumpe E2 zur Förderung von Blut in der Flüssigkeitsleitung E16. E1 1 c Drucksensor zur Messung des Drucks in der Flüssigkeitsleitung E19 zwischen der Auslassöffnung 8 des zweiten abgegrenzten Bereichs des Gasaustauschers 10 und der Pumpe E10 zur Förderung von Pufferlösung in der Flüssigkeitsleitung E19.
E21 Drucksensor zur Messung des Drucks in der Flüssigkeitsleitung E18 zwischen der Einlassöffnung 7 am zweiten abgegrenzten Bereich des Gasaustauschers und dem Mittel zur Minderung des Drucks E22 in der Flüssigkeitsleitung E18.
E22 Mittel zur Minderung des Drucks in der Flüssigkeitsleitung E18
E100 Behandlungssystem zur Reduzierung des Kohlendioxidgehalts von Blut in einem extrakorporalen Blutkreislauf.

Claims

Ansprüche
1. Verwendung einer Pufferlösung zur Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut bei der Behandlung eines Patienten, der unter Lungeninsuffizienz oder dem vollständigen Ausfall der Lungenfunktion leidet, wobei die Pufferlösung eine wässrige Lösung ist, die mit dem über einen extrakorporalen Kreislauf geführten Blut des Patienten im Gasaustausch steht und einen Puffer A und einen Puffer B enthält, wobei
der Puffer A aus wenigstens einer Puffersubstanz besteht, die einen pK-Wert von 7,9 ± 0,2 bei 37°C aufweist, und
der Puffer B aus wenigstens einer Puffersubstanz besteht, die einen pK-Wert von 6,9 ± 0,2 bei 37°C aufweist, und wobei
die Lösung bei einem Partialdruck des Kohlendioxids von pC02 = 0,2 mmHg ± 0,2 nach Titration einen pH-Wert im Bereich von 8,25 bis 8,35 aufweist.
2. Verwendung nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die Pufferlösung zusätzlich zu dem Puffer A und dem Puffer B wenigstens einen Puffer C und/oder einen Puffer D enthält, wobei
der Puffer C und der Puffer D jeweils aus wenigstens einer Puffersubstanz bestehen,
die pK-Werte der Puffersubstanzen der Puffer C und D bei 37°C zwischen den pK-Grenzwerten 6,9 ± 0,2 und 7,9 ± 0,2 angeordnet sind, wobei die pK- Werte der Puffersubstanzen des Puffers C mit einer Toleranz von ± 0,1 den gleichen Abstand zum niedrigeren pK-Grenzwert aufweisen wie die pK-Werte der Puffersubstanzen des
Puffers D zum höheren pK-Grenzwert, und die Lösung bei einem Partialdruck des Kohlendioxids von pC02 = 0,2 mmHg ± 0,2 nach Titration einen pH-Wert im Bereich von 8,25 bis 8,35 aufweist.
3. Verwendung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Pufferlösung bei pC02 von 40 mmHg eine effektive Kohlendioxid-Affinität von > 10 ml/l/ mmHg, vorzugsweise > 15 mi/i/mmHg, aufweist und bei pC02 von 10 mmHg eine effektive Kohlendioxid-Affinität von > 20 mi/i/mmHg, vorzugsweise > 25 mi/i/mmHg, noch bevorzugter 30 mi/i/mmHg.
4. Verwendung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass die Pufferlösung bei pC02 von 40 mmHg eine effektive Kohlendioxid- Transportkapazität von > 500 ml/l aufweist und bei pC02 von 10 mmHg eine effektive Kohlendioxid-Transportkapazität von > 250 ml/l.
5. Verwendung nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass die Pufferlösung einen Kohlendioxid-Partialdruck pC02 von 0,2 mmHg ± 0,2 aufweist.
6. Verwendung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Pufferlösung folgende Bestandteile enthält:
Puffer A TRIS 36,0 mmol/l
Puffer B Na2HP04 34,0 mmol/l
Titer HCl 12,0 mmol/l
7. Pufferlösung zur Verwendung in der Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut eines Patienten, der unter Lungeninsuffizienz oder dem vollständigen Ausfall der Lungenfunktion leidet, wobei die Pufferlösung die Merkmale der nach einem der Ansprüche 1 bis 6 verwendeten Pufferlösung aufweist.
8. Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut (10), wobei die Vorrichtung einen ersten abgegrenzten Bereich (1 ) für die Aufnahme von extrakorporalem Blut aufweist, und einen zweiten abgegrenzten Bereich (2) für die Aufnahme einer Pufferlösung, wobei der erste (1 ) und der zweite Bereich (2) in einer Kontaktzone aneinander anliegend nur durch eine Membran (3), über die zwischen dem Blut und der Pufferlösung ein Gasaustausch stattfinden kann, voneinander getrennt sind, und wobei die Pufferlösung die Merkmale der nach einem der Ansprüche 1 bis 6 verwendeten Pufferlösung aufweist.
9. Vorrichtung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Membran wenigstens ein Polymer ausgewählt aus der Gruppe von Polypropylen (PP), Polymethylpenten (PMP), Polysulfon (PSU) und optional PVP aufweist oder eine Mischungen aus der Gruppe der vorgenannten Polymere, insbesondere ein Mischung aus Polysulfon und Polyvinylpyrrolidon, aufweist.
10. Vorrichtung nach Anspruch 8 oder 9, dadurch gekennzeichnet, dass die Membran aus einer Vielzahl von Hohlfasern gebildet wird.
1 1. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 8 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass die Membran mit Silikon beschichtet ist, vorzugsweise dass die Membran aus mit Silikon beschichteten Hohlfasern gebildet wird.
12. Vorrichtung nach Anspruch 11 , dadurch gekennzeichnet, dass die inneren Oberflächen und/ oder die äußeren Oberflächen der Hohlfasern mit Silikon beschichtet sind.
13. Vorrichtung (10) nach Anspruch 8 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass
der erste abgegrenzte Bereich (1 ) für die Aufnahme des extrakorporalen Bluts eine Einlassöffnung (4) und eine Auslassöffnung (5) für das Blut aufweist und so eingerichtet ist, dass das Blut den Bereich von der Einlassöffnung (4) zur Auslassöffnung (5) in einer ersten Flussrichtung (6) durchströmen kann, und der zweite abgegrenzte Bereich (2) für die Aufnahme der Pufferlösung eine Einlassöffnung (7) und eine Auslassöffnung (8) für die Pufferlösung aufweist und so eingerichtet ist, dass die Pufferlösung den Bereich von der Einlassöffnung (7) zur Auslassöffnung (8) in einer zweiten Flussrichtung (9) durchströmen kann,
wobei die erste Flussrichtung (6) des ersten Bereichs (1 ) und die zweite Flussrichtung (9) des zweiten Bereichs (2) einander entgegengesetzt verlaufend ausgerichtet ist.
14. Vorrichtung (10) nach einem der Ansprüche 8 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass die Austauschfläche, über die in der Kontaktzone durch die Membran (3) der Gasaustausch stattfinden kann, wenigstens 0,3 m2, insbesondere wenigstens 0,6 m2, insbesondere wenigstens 1 m2, vorzugsweise wenigstens 2 m2 beträgt.
15. Vorrichtung (10) nach einem der Ansprüche 8 bis 14, dadurch gekennzeichnet, dass die Austauschfläche, über die in der Kontaktzone durch die Membran (3) der Gasaustausch stattfinden kann, höchstens 5 m2, vorzugsweise höchstens 3 m2, beträgt.
16. Vorrichtung (10) nach einem der Ansprüche 8 bis 15, dadurch gekennzeichnet, dass die Durchflussrate, mit der das Blut den ersten abgegrenzten Bereich (1 ) durchströmt, höchstens 20 Vol.-%, insbesondere höchstens 15 Vol.-% des Herzzeitvolumens des Patienten beträgt, bei dem mittels der Vorrichtung der Kohlendioxidgehalt im Blut extrakorporal reduziert werden soll. 17. Vorrichtung (10) nach einem der Ansprüche 8 bis 16, dadurch gekennzeichnet, dass die Durchflussrate, mit der die Pufferlösung den zweiten abgegrenzten Bereich (2) durchströmt, 10 bis 100 Vol.%, insbesondere 50 bis 100 Vol.-% der Durchflussrate beträgt, mit der das Blut den ersten abgegrenzten Bereich (1 ) durchströmt.
18. Vorrichtung (10) nach einem der Ansprüche 8 bis 17, dadurch gekennzeichnet, dass die Vorrichtung eine Einrichtung zur Regeneration der Pufferlösung aufweist, mit der aus dem Blut aufgenommenes Kohlendioxidgehalt aus der Pufferlösung wieder entfernt werden kann.
19. Vorrichtung (10) nach einem der Ansprüche 8 bis 18, dadurch gekennzeichnet, dass die Einrichtung zur Regeneration der Pufferlösung Mittel zum Zuführen einer Säure zu der zu regenerierenden Pufferlösung aufweist.
20. System (B100, B200, B300, B400, B500, B600, B700, B800, B900, B1000) zur extrakorporalen Blutbehandlung, wobei das System (B100, B200, B300, B400, B500, B600, B700, B800, B900, B1000)
einen ersten Einlass (B1 ) zum Einbringen eines zu behandelnden Blutstroms in das System (B100, B200, B300, B400, B500, B600, B700, B800, B900, B1000),
- wenigstens eine erste Blutbehandlungsvorrichtung (A, PT),
eine zweite Blutbehandlungsvorrichtung (D),
eine dritte Blutbehandlungsvorrichtung (G) und
einen ersten Auslass (B2) zum Ausbringen eines behandelten Blutstroms aus dem System (B100, B200, B300, B400, B500, B600, B700, B800, B900, B1000) aufweist,
wobei die erste Blutbehandlungsvorrichtung (A, PT) eine Adsorbervorrichtung (A) zur Entfernung wenigstens eines körperfremden und/oder wenigstens eines körpereigenen Pathogens und/oder eine Plasmatrennvorrichtung (PT) zum Trennen von Blutplasma von den übrigen Blutbestandteilen ist oder aufweist, wobei die zweite Blutbehandlungsvorrichtung (D) als Dialysevorrichtung (D) ausgebildet ist, insbesondere als Dialysevorrichtung (D) zur Nierenersatztherapie, und
wobei die dritte Blutbehandlungsvorrichtung (G) eine Gasaustauschvorrichtung ist, die als Vorrichtung (10) zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut nach einem der Ansprüche 8 bis 19 ausgebildet ist, insbesondere als Gasaustauschvorrichtung (G) zur zumindest teilweisen C02-Entfernung aus einem den ersten abgegrenzten Bereich der Gasaustauschvorrichtung (G) durchströmenden Blutstrom und einer den zweiten abgegrenzten Bereich der Gasaustauschvorrichtung durchströmenden Pufferlösung nach den Merkmalen wenigstens einer der Ansprüche 1 bis 6 ausgebildet ist, und
wobei die drei Blutbehandlungsvorrichtungen (A und/oder PT, D, G) in einem funktionsgemäßen Anwendungszustand des Systems (B100, B200, B300, B400, B500, B600, B700, B800, B900, B1000) bezogen auf eine Blutflussrichtung eines zu behandelnden Blutstroms zwischen dem ersten Einlass (B1 ) und dem ersten Auslass (B2) des Systems sequenziell in Reihe geschaltet sind und nacheinander von einem zu behandelnden Blutstrom extrakorporal durchströmbar sind.
21. System (B100, B200, B300, B400, B500, B600, B700, B800, B900, B1000) nach Anspruch 20, dadurch gekennzeichnet, dass die erste Blutbehandlungsvorrichtung (A) eine zur Endotoxin-, Zytokin und/oder zur Immunadsorption ausgebildete Adsorbervorrichtung (A) ist oder aufweist, wobei die Adsorbervorrichtung (A) insbesondere zur Entfernung von wenigstens einem Medikament und/oder Arzneimittelwirkstoff und/oder wenigstens einem Pflanzengift und/oder wenigstens einem organischen Gift und/oder wenigstens einer anderen toxischen Substanz und/oder zur Entfernung von Bakterien, Viren, Pilzen und/oder anderen Organismen und/oder wenigstens eines Immunkomplexes und/oder wenigstens eines Immunglobulins und/oder wenigstens einer Substanz der infllammatorischen Antwort des Körpers und/oder Antikörpern und/oder wenigstens eines pathogen assoziierten molekularen Musters und/oder wenigstens eines Alarmins ausgebildet ist.
22. System (B100, B200, B300, B400, B500, B600, B700, B800, B900, B1000) nach Anspruch 20 oder 21 , dadurch gekennzeichnet, dass das System (B100, B200, B300, B400, B500, B600, B700, B800, B900, B1000) wenigstens eine erste Pumpe (P1 ), insbesondere eine als Blutpumpe ausgebildete Pumpe (P1 ), zur Förderung wenigstens eines Anteils eines zu behandelnden Blutstroms aufweist, wobei die erste Pumpe (P1 ) vorzugsweise in Blutflussrichtung zwischen dem ersten Einlass (1 ) und der ersten der drei Blutbehandlungseinrichtungen (A, PT, D, G) in Blutflussrichtung angeordnet ist und insbesondere zur Förderung des gesamten zu behandelnden Blutstroms ausgebildet ist.
23. System (B400) nach einem der Ansprüche 20 bis 22, dadurch gekennzeichnet, dass das System (B400) einen weiteren, insbesondere zweiten, Einlass (B9) zur Zugabe einer ersten Zusammensetzung in den Blutstrom aufweist, insbesondere in den zu behandelnden Blutstrom, wobei dieser weitere Einlass (B9) vorzugsweise in Blutflussrichtung derart angeordnet ist, dass die Zusammensetzung dem Blutstrom in Blutflussrichtung vor der ersten Pumpe (P1 ) zuführbar ist und/oder vor der ersten der drei Blutbehandlungsvorrichtungen (A, PT, D, G).
24. System (B400) nach einem der Ansprüche 20 bis 23, dadurch gekennzeichnet, dass das System (B400) einen weiteren, insbesondere dritten, Einlass (B11 ) zur Zugabe einer zweiten Zusammensetzung in den Blutstrom aufweist, insbesondere in den behandelten Blutstrom, wobei dieser weitere Einlass (B1 1 ) vorzugsweise in Blutflussrichtung derart angeordnet ist, dass die Zusammensetzung dem Blutstrom in Blutflussrichtung nach der Dialysevorrichtung (D) zuführbar ist, insbesondere nach der letzten Blutbehandlungsvorrichtungen (A, PT, D, G) in Blutflussrichtung.
25. System (B100, B200, B300, B400, B700, B800, B900, B1000) nach einem der Ansprüche 20 bis 24, dadurch gekennzeichnet, dass die Adsorbervorrichtung (A) und/oder die Plasmatrennvorrichtung (PT) in Blutflussrichtung vor der Gasaustauschvorrichtung (G) angeordnet ist.
26. System (B500, B600) nach einem der Ansprüche 20 bis 25, dadurch gekennzeichnet, dass die Adsorbervorrichtung (A) und/oder die
Plasmatrennvorrichtung (PT) in Blutflussrichtung nach der Gasaustauschvorrichtung (G) angeordnet ist.
27. System (B100, B 400, B700, B800, B900, B1000) nach einem der Ansprüche 20 bis 26, dadurch gekennzeichnet, dass die Adsorbervorrichtung (A) und/oder die Plasmatrennvorrichtung (PT) in Blutflussrichtung vor der Dialysevorrichtung (D) angeordnet ist, wobei die Dialysevorrichtung (D) vorzugsweise zur Hämodialyse ausgebildet ist und insbesondere einen Dialysator aufweist.
28. System (B200, B500, B600) nach einem der Ansprüche 20 bis 27, dadurch gekennzeichnet, dass die Adsorbervorrichtung (A) und/oder die
Plasmatrennvorrichtung (PT) in Blutflussrichtung nach der Dialysevorrichtung (D) angeordnet ist, wobei die Dialysevorrichtung (D) vorzugsweise zur Hämofiltration ausgebildet ist und insbesondere einen Hämofilter aufweist.
29. System (B100, B200, B400, B500, B800, B900, B1000) nach einem der Ansprüche 20 bis 28, dadurch gekennzeichnet, dass die Dialysevorrichtung (D) in Blutflussrichtung vor der Gasaustauschvorrichtung (G) angeordnet ist.
30. System (B300, B600, B700) nach einem der Ansprüche 20 bis 29, dadurch gekennzeichnet, dass die Dialysevorrichtung (D) in Blutflussrichtung nach der Gasaustauschvorrichtung (G) angeordnet ist, wobei die Dialysevorrichtung (D) vorzugsweise zur Hämofiltration ausgebildet ist und einen Hämofilter aufweist.
31. System (B100, B200, B300, B400, B500,B 600, B700, B800, B900, B1000) nach einem der Ansprüche 20 bis 30, dadurch gekennzeichnet, dass das System (B100, B200, B300, B400, B500, B600, B700, B800, B900, B1000) wenigstens eine Drucksensoreinrichtung zur Ermittlung eines Strömungsdruckes des Blutstroms an einer definierten Stelle im System (B100, B200, B300, B400, B500, B600, B700, B800, B900, B1000) aufweist, wobei vorzugsweise in Blutflussrichtung unmittelbar vor und/oder unmittelbar nach wenigstens einer Behandlungsstrecke einer Blutbehandlungsvorrichtung (A, PT, D, G) wenigstens eine Drucksensoreinrichtung angeordnet ist.
32. System (B100.B 200, B300, B400, B500, B600, B700, B800, B900, B1000) nach einem der Ansprüche 20 bis 31 , dadurch gekennzeichnet, dass das System (B100, B200, B300, B400, B500, B600, B700, B800, B900, B1000) wenigstens eine Gasblasen-Detektionseinrichtung (B14) zum Erkennen einer Gasblase im Blutstrom aufweist.
33. System (B100, B200, B300, B400, B500, B600, B700, B800, B900, B1000) nach einem der Ansprüche 20 bis 32, dadurch gekennzeichnet, dass bei wenigstens einer Blutbehandlungsvorrichtung (A, PT, D, G) eine Behandlungsstrecke zumindest teilweise, vorzugsweise vollständig, durch ein austauschbares Behandlungsmodul gebildet ist, insbesondere durch ein kartuschenartiges Behandlungsmodul.
34. System (B700) nach einem der Ansprüche 20 bis 33, dadurch gekennzeichnet, dass das System (B700) wenigstens eine schaltbare Bypasseinrichtung (B13) zur Umgehung wenigstens einer Blutbehandlungsvorrichtung (A, D, G) aufweist.
35. System (B100, B200, B300, B400, B500, B600, B700, B800, B900, B1000) nach einem der Ansprüche 20 bis 34, dadurch gekennzeichnet, dass wenigstens eine Komponente des Systems (B100, B200, B300, B400, B500, B600, B700, B800, B900, B1000) an einer mit dem zu behandelnden Blutstrom in Kontakt kommenden Oberfläche eine biokompatible und vorzugsweise funktionale Beschichtung aufweist, insbesondere eine antibakterielle, gerinnungshemmende und/oder anti inflammatorische Beschichtung.
36. Behandlungsvorrichtung zur extrakorporalen Blutbehandlung, dadurch gekennzeichnet, dass die Behandlungsvorrichtung ein System (B100, B200, B300, B400, B500, B600, B700, B800, B900, B1000) aufweist, das nach einem der Ansprüche 20 bis 35 ausgebildet ist, wobei die erste, die zweite und die dritte Blutbehandlungsvorrichtung (A, PT, D, G) des Systems (B100, B200, B300, B400, B500, B600, B700, B800, B900, B1000) insbesondere in einem gemeinsamen Gehäuse angeordnet sind und/oder von einer gemeinsamen Basis aufgenommen sind.
37. Kit zur extrakorporalen Blutbehandlung, wobei das Kit als Komponenten wenigstens
eine erste Blutbehandlungsvorrichtung (A, PT),
eine zweite Blutbehandlungsvorrichtung (D),
eine dritte Blutbehandlungsvorrichtung (G) und
ein Schlauchset mit einem ersten Einlass (1 ) zum Einbringen eines zu behandelnden Blutstroms und einem ersten Auslass (2) zum Ausbringen eines behandelten Blutstroms mit einem oder mehreren Schläuchen aufweist sowie
insbesondere eine Installations- und/oder Bedienungsanleitung,
wobei die erste Blutbehandlungsvorrichtung (A, PT) eine Adsorbervorrichtung (A) zur Entfernung wenigstens eines körperfremden und/oder wenigstens eines körpereigenen Pathogens und/oder eine Plasmatrennvorrichtung (PT) zum Trennen von Blutplasma von den übrigen Blutbestandteilen ist oder aufweist, wobei die zweite Blutbehandlungsvorrichtung (D) als Dialysevorrichtung (D) ausgebildet ist, insbesondere als Dialysevorrichtung (D) zur Nierenersatztherapie, und
wobei die dritte Blutbehandlungsvorrichtung (G) als Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut (A10) nach einem der Ansprüche 8 bis 19 ausgebildet ist, insbesondere als Gasaustauschvorrichtung (G) zur zumindest teilweisen Kohlendioxid-Entfernung aus einem die Gasaustauschvorrichtung (G) durchströmenden Blutstrom mit einer Pufferlösung nach den Merkmalen wenigstens einer der Ansprüche 1 bis 6,
dadurch gekennzeichnet, dass die Komponenten des Kits zu einem System (B100, B200, B300, B400, B500, B600, B700, B800, B900, B1000) zur extrakorporalen Blutbehandlung verbindbar sind, das nach einem der Ansprüche 19 bis 33 ausgebildet ist, insbesondere gemäß der Installations- und/oder Bedienungsanleitung.
38. Funktionseinheit (C10) zur Durchführung einer extrakorporalen Blutbehandlung, bei der Blut in einer Blutführungsvorrichtung (C100) mit einer Hauptblutleitung (C101 ) und mindestens einer Nebenleitung (C106, C130) geführt wird, welche fluidisch mit der Hauptblutleitung (C101 ) verbunden ist und wobei die Hauptblutleitung (C101 ) einen Dialysator (C102) sowie stromab des Dialysators (C102) ein Blutbehandlungselement (C103) aufweist, oder
wobei die Hauptblutleitung (C101 ) ein Behandlungselement (C103) aufweist und die Nebenblutleitung (130) einen Dialysator aufweist,
wobei das Blutbehandlungselement (C103) eine Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut (10) nach einem der Ansprüche 8 bis 19 ist und wobei die Funktionseinheit (C10) aufweist:
eine Steuerungsvorrichtung (C30); und
eine Pumpanordnung (C7), welche zur Erzeugung von Blutflüssen in der Hauptblutleitung (C101 ) sowie in der mindestens einen Nebenleitung (C106) eingerichtet ist,
wobei die Steuerungsvorrichtung (C30) konfiguriert ist, die Pumpanordnung (C7) derart zu betreiben, dass eine erste Blutflussrate im Dialysator (C102) von einer zweiten Blutflussrate in dem Blutbehandlungselement (C103) entkoppelt ist.
39. Funktionseinheit (C10) nach Anspruch 38,
wobei die Pumpanordnung (C7) ausgebildet ist, um in der Hauptblutleitung (C101 ) und in der mindestens einen Nebenleitung (C106) voneinander unabhängige Blutflussraten zu erzeugen.
40. Funktionseinheit (C10) nach Anspruch 38 oder 39, wobei die extrakorporale Blutführungsvorrichtung (C100) ferner eine zweite Nebenleitung (C120) aufweist, welche fluidisch mit der Hauptblutleitung (C101 ) verbunden ist,
wobei die Pumpanordnung (C7) ferner zur Erzeugung eines Blutflusses in der zweiten Nebenleitung (C120) eingerichtet ist, und
wobei die Steuerungsvorrichtung (C30) konfiguriert ist, die Pumpanordnung (C7) derart zu betreiben, dass die Blutflussrate in mindestens einem Abschnitt der Hauptblutleitung (C101 ) zumindest von einer der Blutflussraten in den Nebenleitungen (C106, C120) unabhängig ist.
41. Funktionseinheit (C10) nach einem der Ansprüche 38 bis 40, wobei die Funktionseinheit (C10) aufweist:
eine Infusionspumpe (C1 10) zur Zuleitung medizinischer Flüssigkeit in die Hauptblutleitung (C101 ), oder in die Nebenleitung (130)
zwei Infusionspumpen (C1 10, C113) zur Zuleitung medizinischer Flüssigkeit in die Hauptblutleitung (C101 ), oder zur Zuleitung medizinischer Flüssigkeit in die Hauptblutleitung (C101 ) und in die Nebenleitung (C130),
drei Infusionspumpen (C110, C113, C116) zur Zuleitung medizinischer Flüssigkeit in die Hauptblutleitung (C101 ),oder
vier oder mehr Infusionspumpen (C1 10, C113, 1 16, C123) zur Zuleitung medizinischer Flüssigkeit in die Hauptblutleitung (C101 ).
42. Funktionseinheit (C10) nach Anspruch 41 , wobei die Steuerungsvorrichtung (C30) konfiguriert ist, um die Zuleitungsrate mindestens einer der Infusionspumpen abhängig von der Blutflussrate im Dialysator (C102) zu regeln, insbesondere wobei die Steuerungsvorrichtung (C30) konfiguriert ist, um die Zuleitungsraten von mindestens zwei der Infusionspumpen jeweils abhängig von der Blutflussrate im Dialysator (C102) zu regeln.
43. Funktionseinheit (C10) nach einem der Ansprüche 38 bis 42, wobei die Funktionseinheit (C10) einen Drucksensor (C17) zur Bestimmung des Drucks in der Hauptblutleitung (C101 ) stromab des Dialysators (C102) sowie stromauf des Blutbehandlungselements (C103) aufweist.
44. Blutführungsvorrichtung (C100) zum Zusammenwirken mit einer Funktionseinheit (C10) nach einem der Ansprüche 38 bis 43, aufweisend:
eine Hauptblutleitung (C101 ) zur fluidischen Konnektion mit einem Dialysator (C102) sowie zur fluidischen Konnektion mit einem Blutbehandlungselement (C103), stromab des Dialysators (C102), wobei das Blutbehandlungselement (C103) eine Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut (10) nach einem der Ansprüche 8 bis 19 ist wobei die Hauptblutleitung (C101 ) an einem Ende einen Blutentnahmeport (C127) zur Konnektion mit einem Blutentnahmezugang eines Patienten und an einem anderen Ende einen Blutrückgabeport (C128) zur Konnektion mit einem Blutrückgabezugang des Patienten aufweist und mindestens eine Nebenleitung (C106), welche an einer ersten Verzweigung (C104) von der Hauptblutleitung (C101 ) abführt und sich an einer zweiten Verzweigung (C105) wieder mit der Hauptblutleitung (C101 ) vereinigt; oder
eine Hauptblutleitung (C101 ) zur fluidischen Konnektion mit einem Blutbehandlungselement (C103), wobei das Blutbehandlungselement (C103) eine Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes im Blut (10) nach einem der Ansprüche 8 bis 19 ist, und eine Nebenblutleitung (C130) zur fluidischen Konnektion mit einem Dialysator, wobei die Hauptblutleitung (C101 ) an einem Ende einen Blutentnahmeport (C127) zur Konnektion mit einem Blutentnahmezugang eines Patienten und an einem anderen Ende einen Blutrückgabeport (C128) zur Konnektion mit einem Blutrückgabezugang des Patienten aufweist, wobei die Nebenleitung (C130), welche an einer ersten Verzweigung (C104) von der Hauptblutleitung (C101 ) abführt sich an einer zweiten Verzweigung (C105) wieder mit der Hauptblutleitung (C101 ) vereinig;
und einen oder mehrere Pumpanordnungsabschnitte (C107), ausgebildet zum Einwirken der Pumpanordnung (C7) der Blutbehandlungsvorrichtung (C10).
45. Blutführungsvorrichtung (C100) nach Anspruch 44, wobei die erste Verzweigung (C104) stromauf der Konnektionsstelle für den Dialysator (C102) angeordnet ist, und
die zweite Verzweigung (C105) stromab der Konnektionsstelle für den Dialysator (C102) sowie stromauf der Konnektionsstelle für das Blutbehandlungselement (C103) angeordnet ist; oder
wobei die erste Verzweigung (C104) stromab der Konnektionsstelle für das Blutbehandlungselement (C103) angeordnet ist, und
die zweite Verzweigung (C105) stromauf der Konnektionsstelle für das Blutbehandlungselement (C103) sowie stromab der Konnektionsstelle für den Dialysator (C102) angeordnet ist.
46. Blutführungsvorrichtung (C100) nach Anspruch 44,
aufweisend eine zweite Nebenleitung (C120), welche an einer Rezirkulationsverzweigung (C119) von der Hauptblutleitung (C101 ) abführt und in einem Rezirkulationsrückgabeport (C121 ) mündet, wobei die erste Verzweigung (C104) stromauf der Konnektionsstelle für den Dialysator (C102) angeordnet ist, und
wobei die zweite Verzweigung (C105) stromab der Konnektionsstelle für den Dialysator (C102) sowie stromauf der Konnektionsstelle für das Blutbehandlungselement (C103) angeordnet ist, und
wobei die Rezirkulationsverzweigung (C119) stromab der Konnektionsstelle für das Blutbehandlungselement (C103) angeordnet ist, und
wobei der Rezirkulationsrückgabeport (C121 ) in der Hauptblutleitung (C101 ) stromauf der Konnektionsstelle für das Blutbehandlungselement (C103) sowie stromab der Konnektionsstelle für den Dialysator (C102) angeordnet ist, oder wobei der Rezirkulationsrückgabeport (C121 ) in der ersten Nebenleitung (C106) stromauf der zweiten Verzweigung (C105) angeordnet ist.
47. Blutführungsvorrichtung (C100) nach einem der Ansprüche 44 bis 46,
wobei die Hauptblutleitung (C101 ) aufweist:
einen Zugabeport (C108) für eine erste medizinische Flüssigkeit zur
Antikoagulation stromauf der Konnektionsstelle für den Dialysator (C102); und/oder einen Zugabeport (C11 1 ) für eine zweite medizinische Flüssigkeit zur
Antikoagulation stromab der Konnektionsstelle für das Behandlungselement
(C103); oder
wobei die Hauptblutleitung (C101 ) aufweist:
einen Zugabeport (C108) für eine erste medizinische Flüssigkeit zur
Antikoagulation stromab der ersten Verzweigung (C104) sowie stromauf der Konnektionsstelle für den Dialysator (C102); und/oder
einen Zugabeport (C11 1 ) für eine zweite medizinische Flüssigkeit zur
Antikoagulation stromab der Konnektionsstelle für das Behandlungselement
(C103);
oder
einen Zugabeport (C108) für eine erste medizinische Flüssigkeit zur
Antikoagulation stromauf des Dialysators (C102) in der Nebenleitung (C130) sowie einen Zugabeport (C11 1 ) für eine zweite medizinische Flüssigkeit zur
Antikoagulation stromab der Konnektionsstelle für das Behandlungselement
(C103);
und/ oder
einen Zugabeport (C114) für eine dritte medizinische Flüssigkeit zur
Antikoagulation stromauf der ersten Verzweigung (C104).
48. Blutführungsvorrichtung (C100) gemäß einer Ausführung nach einem der Ansprüche 44 bis 47,
wobei die Hauptblutleitung (C101 ) einen Druckmessabschnitt (C1 17) für die Bestimmung des Drucks in der Hauptblutleitung (C101 ) stromab der Konnektionsstelle für den Dialysator (C102) sowie stromauf der Konnektionsstelle für das Blutbehandlungselement (C103) aufweist.
49. Blutführungsvorrichtung (C100) gemäß einer Ausführung nach einem der Ansprüche 45 oder 48,
wobei die Hauptblutleitung (C101 ) aufweist:
einen Zugabeport (C124) für eine Dilutionsflüssigkeit stromauf der
Konnektionsstelle für den Dialysator (C102); und/oder
einen Zugabeport (C125) für eine Dilutionsflüssigkeit stromab der
Konnektionsstelle für den Dialysator (C102) sowie stromauf der Konnektionsstelle für das Blutbehandlungselement (C103); und/oder
einen Zugabeport (C126) für eine Dilutionsflüssigkeit stromab der
Konnektionsstelle für das Blutbehandlungselement (C103).
50. Anordnung zur Blutbehandlung (C1000), aufweisend:
eine Funktionseinheit (C10) nach einem der Ansprüche 38 bis 43; und
eine Blutführungsvorrichtung (C100) nach einem der Ansprüche 44 bis 49.
51. Behandlungssystem (D100) zur Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut in einem extrakorporalen Blutkreislauf, aufweisend
eine Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut (10) nach wenigstens einem der Ansprüche 8 bis 19,
einen ersten Einlass (Bein) zum Einbringen eines zu behandelnden Blutstroms in das Behandlungssystem (D100), wobei der erste Einlass mit der ersten Einlassöffnung (4) am ersten abgegrenzten Bereich (1 ) der Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut (10) über eine Flüssigkeitsleitung (D16) in Flüssigkeitsverbindung steht,
einen ersten Auslass (Baus) zum Ausbringen eines behandelten Blutstroms aus dem Behandlungssystem (D100), wobei der erste Auslass in Flüssigkeitsverbindung mit der Auslassöffnung (5) am ersten abgegrenzten Bereich (1 ) der Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des
Kohlendioxidgehaltes in Blut (10) über eine Flüssigkeitsleitung (D17) in Flüssigkeitsverbindung steht,
eine Quelle für eine Pufferlösung (D14) zur Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut, wobei die Quelle (D14) über eine Flüssigkeitsleitung (D18) mit der Einlassöffnung (7) am zweiten abgegrenzten Bereich (2) der Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des
Kohlendioxidgehaltes im Blut (10) in Flüssigkeitsverbindung steht, ein Behältnis (D9) zum Auffangen verwendeter Pufferlösung, wobei das Behältnis zum Auffangen der verwendeten Pufferlösung (D9) über eine Flüssigkeitsleitung (D19) mit der Auslassöffnung (8) am zweiten abgegrenzten Bereich (2) der Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut (10) in Flüssigkeitsverbindung steht, oder eine Rezirkulationsvorrichtung anstelle des Behältnis zum Auffangen der verwendeten Pufferlösung, wobei die Rezirkulationsvorrichtung eine Flüssigkeitsleitung (D20) aufweist, die die verwendete Pufferlösung zu der Quelle der Pufferlösung zurückführt,
dadurch gekennzeichnet, dass das Behandlungssystem eine Bilanziereinrichtung aufweist, mit der die Menge der eingesetzten Pufferlösung, aus der Quelle für eine Pufferlösung, und die Menge der verwendeten Pufferlösung bilanziert werden kann.
52. Behandlungssystem nach Anspruch 51 , dadurch gekennzeichnet, dass es sich bei der Bilanziereinrichtung um eine gravimetrische Bilanziereinrichtung handelt, insbesondere gekennzeichnet dadurch, dass die Bilanziereinrichtung eine Waage umfasst (D15), mit der die Menge der Pufferlösung in der Quelle für eine Pufferlösung gewogen wird, sowie, dass die Bilanziereinrichtung eine Waage (D8) umfasst mit der die Menge der verwendeten Pufferlösung in dem Behältnis zum Auffangen verwendeter Pufferlösung gewogen wird; oder
dadurch gekennzeichnet, dass es sich bei der Bilanziereinrichtung um eine volumetrische Bilanziereinrichtung handelt, die über Bilanzkammern das Volumen der aus der Quelle der Pufferlösung (D14) eingesetzten Pufferlösung und das Volumen der verwendeten Pufferlösung bilanziert, oder die über Flussmesser das Volumen der eingesetzten Pufferlösung aus der Quelle für eine Pufferlösung entnommene Pufferlösung und die Menge der verwendeten Pufferlösung bilanziert.
53. Behandlungssystem (E100) zur Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut in einem extrakorporalen Blutkreislauf, aufweisend
eine Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut (10) nach wenigstens einem der Ansprüche 8 bis 19,
einen ersten Einlass (Bein) zum Einbringen eines zu behandelnden Blutstroms in das Behandlungssystem (E100), wobei der erste Einlass mit der ersten Einlassöffnung (4) am ersten abgegrenzten Bereich (1 ) der Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut (10) über eine Flüssigkeitsleitung (E16) in Flüssigkeitsverbindung steht,
einen ersten Auslass (Baus) zum Ausbringen eines behandelten Blutstroms aus dem Behandlungssystem (E100), wobei der erste Auslass in Flüssigkeitsverbindung mit der Auslassöffnung (5) am ersten abgegrenzten Bereich (1 ) der Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut (10) über eine Flüssigkeitsleitung (E17) in Flüssigkeitsverbindung steht,
eine Quelle für eine Pufferlösung (E14) zur Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut, wobei die Quelle (D14) über eine Flüssigkeitsleitung (E18) mit der Einlassöffnung (7) am zweiten abgegrenzten Bereich (2) der Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut (10) in Flüssigkeitsverbindung steht, ein Behältnis (E9) zum Auffangen verwendeter Pufferlösung, wobei das Behältnis zum Auffangen der verwendeten Pufferlösung (E9) über eine Flüssigkeitsleitung (E19) mit der Auslassöffnung (8) am zweiten abgegrenzten Bereich (2) der Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut (10) in Flüssigkeitsverbindung steht, oder dadurch gekennzeichnet, dass an der Flüssigkeitsleitung (E18), die mit der Einlassöffnung (7) am zweiten abgegrenzten Bereich (2) der Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut (10) in Flüssigkeitsverbindung steht, vor der Einlassöffnung (7) ein Mittel zur Minderung des Drucks (E22) in der Flüssigkeitsleitung (E18), die mit der Einlassöffnung (7) am zweiten abgegrenzten Bereich (2) der Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut (10) in Flüssigkeitsverbindung steht, angeordnet ist.
54. Behandlungsvorrichtung nach Anspruch 53, dadurch gekennzeichnet, dass es sich bei dem Mittel zur Minderung des Drucks (E22) um ein Ventil handelt, dass sich bei einem vorbestimmten Druck in der Flüssigkeitsleitung (E18) öffnet, insbesondere dadurch gekennzeichnet, dass es sich bei dem Mittel zur Minderung des Drucks um eine Rückschlagventil handelt.
55. Behandlungsvorrichtung nach Anspruch 53 oder 54, dadurch gekennzeichnet, dass in der Flüssigkeitsleitung (E18), die mit der Einlassöffnung (7) am zweiten abgegrenzten Bereich (2) der Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut (10) in Flüssigkeitsverbindung steht, zwischen der Einlassöffnung (7) und dem Mittel zur Minderung des Drucks (E22) ein Drucksensor angeordnet ist.
56. Behandlungssystem nach einem der Ansprüche 51 bis 55, dadurch gekennzeichnet, dass an der Flüssigkeitsleitung (D18, E18) die mit der Einlassöffnung (7) am zweiten abgegrenzten Bereich (2) der Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut (10) in
Flüssigkeitsverbindung steht, vor der Einlassöffnung (7) und an der
Flüssigkeitsleitung (D19, E19), die mit der Auslassöffnung (8) am zweiten abgegrenzten Bereich des der Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut (10) in Flüssigkeitsverbindung steht, nach der Auslassöffnung (8), phl-Wert Sensoren angeordnet sind.
57. Behandlungssystem nach wenigstens einem der Ansprüche 51 bis 56 dadurch gekennzeichnet, dass an der Flüssigkeitsleitung (D16, E16), die mit der der Einlassöffnung (4) am ersten abgegrenzten Bereich (1 ) der Vorrichtung zur extrakorporalen Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut (10) in
Flüssigkeitsverbindung steht, vor der Einlassöffnung (4) und an der
Flüssigkeitsleitung (D17, E17), die mit der Auslassöffnung (5) am ersten abgegrenzten Bereich (1 ) des Gasaustauschers in Flüssigkeitsverbindung seht, nach der Auslassöffnung (5) phl-Wert Sensoren angeordnet sind.
58. Behandlungssystem nach einem wenigstens einem der Ansprüche 51 bis 57, dadurch gekennzeichnet, dass die Pufferlösung zur Reduzierung des Kohlendioxidgehaltes in Blut nach wenigstens einem der Ansprüche 1 bis 6 ausgestaltet ist.
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