JP4408644B2 - Blood filtration device - Google Patents

Description

ここに、
Ｑｄ： 透析流量
Ｃｄｏ： 流出する透析液中の調査対象物質の濃度
Ｃｄｉ： 流入する透析液中の調査対象物質の濃度
Ｃｂｉ： 体外循環システムに流入する血液中の調査対象物質の濃度（ただし、この物質が効果的に溶解している分量だけを考慮の対象とするものとする）
α： ギブス・ドナン係数（Ｇｉｂｂｓ−Ｄｏｎｎａｎ Ｆａｃｔｏｒ）
である。
【００１２】
ギブス・ドナン係数は、血液サイドにおいては、例えばＮａ⁺のような荷電イオンが、透析器内では通常は発見されない異荷電たんぱく質と部分的に結合していることを考慮に入れている。この作用は、電界が拡散を妨げるので、拡散平衡状態において（流量がわずかな場合）、透析液と比較して血漿中でのイオン濃度が若干高くなるという状況を結果としてもたらすことになる。特に実用化に関連する血漿中におけるナトリウムイオンの場合、αは約０．９５である。もしかかる精度が要求されないのであれば、この係数は無視することができる。
【００１３】
式（１）については、Ｃｂｉを除く全ての数量は簡単に測定することができる。そのためには、２つの導電率測定セルを透析液循環システム内に配置すれば十分であり、これらのセルが透析器の入口と出口とにおいて導電率を決定する。それぞれの導電率は簡単に濃度Ｃｄｉ及びＣｄｏに変換することができる。例えば、厳密に定義された液体が使用されているので、濃度Ｃｄｉも指定されており、従って公知であるのであれば、Ｃｄｉを測定する必要はない。ほとんどの場合、透析液流量Ｑｄは血液透析器により予め定められており、従って公知である。そうでないのであれば、個別にセンサを追加することももちろん可能である。
【００１４】
しかしながら、実用上の理由から、血液サイドにおける導電率の測定には問題点がある。しかしながら、濃度Ｃｄｉを変化させることにより、Ｃｂｉという項を無くすことが可能である。これは、例えば、濃度階段又はボールス（bole）の形で行うことができる。前者はＤＥ ３９３８ ６６２ Ａ１明細書に記載されており、後者はＤＥ １９７ ４７ ３６０ Ａ１明細書又はＷＯ ００／０２６０４ Ａ１明細書に記載されている（ここに、これらの明細書に明確に言及する）。以下では、この２つの選択肢を、血液処理に必要な新鮮な液体の濃度の変更に対する代替策として考える。その場合、ダイアリサンスは以下の式により決定することができる。
【数４】

ここで、
Ｃｄｉ１、２： 変化（階段）の前後、又は変化（ボールス）の外側及び進行中のＣｄｉ
Ｃｄｏ１、２： 変化（階段）の前後、又は変化（ボールス）の外側及び進行中のＣｄｏ
である。
【００１５】
階段変化の場合、△Ｃｂｉ又は△Ｃｄｏは単純な差を表しており、ボールス法の場合、基準レベルに対して相対的な、ボールスを通じて積算された変化を意味している。
Ｄを用いることにより、式（１）からＣｂｉを決定することが可能である。Ｄを消去した場合に式（１）から得られる、式（２）に対応する式から、決定すべきパラメータとしてＣｂｉを最初に決定することも等価であるとみなすことができよう。
【００１６】
ＷＯ ９８／３２４７６ Ａ１明細書又はＥＰ ０ ６５８ ３５２ Ａ１明細書のような最新技術から、その他の方法も公知であるが、これらの方法はＤの決定に際して式（２）を明確には使用しておらず、結局のところは常に、物理・化学的特性Ｃｄｉを変化させ、血液サイドにおける物理・化学的変化Ｃｄｉ又はフィルタ効率Ｄに関する情報を得るために、対応する変化Ｃｄｏを記録するという原理に基づくものとなっている。
【００１７】
最新技術においては、例外なく、血液透析処理中における決定を可能にする方法が提示されている。たしかに、血液透析処理中に血液から除去される限外ろ過流量Ｑｆを式（１）及び（２）において考慮に入れることができるというように、詳細については部分的に相違点が見られる。これは例えばＥＰ １ ０６２ ９６０ Ａ２明細書の場合であり、ここでは、Ｑｄの代わりに流量ＱｄとＱｆとの合計が用いられている。しかしながら、血液透析処理の場合、限外ろ過流量Ｑｆは透析液流量Ｑｄや血液流量Ｑｂと比較すると非常に少ない、すなわち、干渉効果は比較的小さいのである。典型的数値としては、Ｑｆ＝１５ｍｌ／ｍｉｎ、Ｑｄ＝５００ｍｌ／ｍｉｎ、Ｑｂ＝３００ｍｌ／ｍｉｎである。
【００１８】
しかしながら、腎機能代替処理の場合、血液清浄エレメントの効率を知っておくことは、それが単独処理であれ、血液ダイアフィルトレーションの形の血液透析処理との組合せの形であれ、血液ろ過処理の場合と全く同様に非常に興味深いことである。
この点について、どのようにすればイオンダイアリサンスのコンセプトをこの事例に転用できるのかは一見したところでは明確ではない。血液ろ過の場合、透析液が貫流する透析器が使用されることはない。さらに、血液ろ過の場合も、血液ダイアフィルトレーションの場合も、大量の液体が血液フィルタ又は血液透析器を通じて除去され、同時に、別の場所において、体外血液循環システムに加えられる。最大１００ｍｌ／ｍｉｎの流量に達することになるが、これは、透析流量（血液ダイアフィルトレーションの場合）や血液流量と比較して、もはや非常に少ないと考えることはできない。
【００１９】
【発明が解決しようとする課題】
従って、本発明の課題は、血液ろ過処理の際に、従来の方法と全く同様に、血液サイドにおいて測定を行なわずに、簡単な方法で処理パラメータを決定することを可能にする方法を適用する血液ろ過装置を提供することにある。同時追加血液透析処理（血液ダイアフィルトレーション）の場合も明確にこれに含まれるものとする。すなわち、血液ろ過処理を血液ダイアフィルトレーション処理とすることもできる。
【００２０】
【課題を解決するための手段】
この課題は、請求項１に記載されている特徴を含む血液ろ過処理により解決される。有利な実施の形態が引用形式の請求項の対象である。
【００２１】
【発明の実施の形態】
以下では、本発明による血液ダイアフィルトレーション（血液透析ろ過：haemodiafiltration）装置について、図面を参照しつつ、さらに詳細に説明する。
【００２２】
本発明は、もし関連のパラメータの正しい割当が行なわれるのであれば、血液透析に適用される数学的表現形式の大きな部分を血液ろ過に転用できるという大胆な認識に基づくものである。この点で、図１を参照されたい。血液透析処理においては、半透膜１０２により２つのチャンバ１０３及び１０４に分割された血液透析器１００が使用され、流量がＱｄで、物理・化学的特性がＣｄｉである新しい透析液が透析液供給管１０７を通じて第１チャンバ１０３内に流入する。このチャンバ１０３から、透析液搬出管１０８を通じて、除去されるべき限外ろ過流量Ｑｆ分だけ増加し、物理・化学的特性がＣｄｏである流量Ｑｄ＋Ｑｆが流出する。血液供給管１０５を通じて、流量がＱｂで、物理・化学的特性がＣｂｉである血液が第２チャンバ１０４内に流入する。限外ろ過流量Ｑｆ分だけ減少しており、物理・化学的特性がＣｂｏである血液流量が血液搬出管１０６を通じてこのチャンバ１０４から出る。
【００２３】
図２ａ及び２ｂは、半透膜２により２つのチャンバ３及び４に分割された血液フィルタ１が血液清浄ユニットとして備えられている対応する血液ろ過装置を図式化したものである。血液サイドに関する限りは、図１で説明したものと同じ用語を使用している。さらに、血液供給管５（事前希釈、図２ａ）又は血液搬出管（事後希釈、図２ｂ）に直接連結された代用液供給管７が備えられている。流量がＱｓで、物理・化学的特性がＣｓである代用液が代用液供給管７を通じて体外血液循環システムに直接加えられる、すなわち、膜２を経由することはない。さらに、膜２により、液体がＱｏ＝Ｑｆ＋Ｑｓの流量で血液から除去され、この液体は第１チャンバ３内に流入し、限外ろ液搬出管８を通じて物理・化学特性Ｃｆでこのチャンバから出る。
【００２４】
さらに、図２ａ及び２ｂは、代用液供給管７から分岐し、第１チャンバ３に達している流路を点線で示している。血液ダイアフィルトレーション処理の場合、液体はさらにこの流路をも貫流する。その場合、流量状態は、括弧の中に示した流量が、すなわち、透析液流量Ｑｄが加わる程度まで変化する。限外ろ液搬出システムを貫流する流量はＱｏ＝Ｑｆ＋Ｑｓ＋Ｑｄとなる。図２ａ及び２ｂに示した流路に関しては、血液ダイアフィルトレーションによりＣｓが変化することはない。しかしながら、物理・化学特性Ｃｓを有する流量Ｑｄの部分が第１チャンバを貫流し、限外ろ液搬出管８を通じての共同搬出のために、膜を貫流した後に加えられる流量Ｑｓ＋Ｑｆと混合されるので、Ｃｆの数値は変化することになる。
【００２５】
さらに、２つの図２ａ及び２ｂには、それぞれ破線により箱形エリア５０が示されている。もしこのエリアが１つのタイプのブラックボックス透析器１であるとみなされるとすれば、驚くべきことに、図１に示した配置に適用されている数学的表現形式を血液ろ過の状況に転用できるのである。物理・化学的特性が濃度である場合、特に、式（１）に対応する式は以下のようになる。
【数５】

式（２）は式（４）に変わることになる。
【数６】

ダイアリサンスという用語をこの事例に転用できることは明白である。ダイアリサンスは、完全に代用液の濃度レベルにされる血液流量を示している。以前はＣｄｉであったこの濃度Ｃｓは、血液清浄により実現すべき最大濃度を表している。さらに、以前に尿素クリアランスとイオンダイアリサンスとに関して行なったのと同じ類推が成り立つのである。尿素を富化した透析液を血液サイドにおいて使用し、尿素クリアランスを独立して直接測定した体外実験において、出願人は測定精度の範囲内でこのことを確認することができた。
【００２６】
このようにして、血液透析装置中で使用するために製造された、例えば、ＤＥ３９ ３８ ６６２ Ａ１明細書またはＤＥ １９７ ４７ ３６０ Ａ１明細書に記載された方法に基づく各種の装置も、正しい濃度と流量の液体を使用するよう注意することにより、血液ろ過装置中で何の問題もなく使用することができる。
【００２７】
本発明に関連する方法の１つの適用形態について別個に指摘しておきたい。事後希釈配置（図２ｂ）における透析液なし運転中には、本発明に関連する方法には、ほとんど効果がないように見える。変化△Ｃｓは、次には変化△Ｃｆをもたらす可能性がある直接変化△Ｃｂｉと関連があるわけではない。そうであるとすれば、△Ｃｆ＝０となり、これにより、Ｄ＝Ｑｆ＋Ｑｓ＝Ｑｏとなるが、このことは、この場合に関しては、本発明に関連する方法を適用しなくても予想できることである。
【００２８】
しかし、この場合に関しても、詳細に研究してみると、本発明に関連する方法は、予想される成果を上回る新たな成果をもたらしている（もちろん、このためには、対応する精度のセンサエレメントが不可欠である）。ここに提示した配置と類似した測定装置がいわゆる有効ダイアリサンス又はクリアランスを測定することを示すことが可能であった血液透析の場合と全く同様に（H. D. Polaschegg, Int. J. Art. Organs 16, 185 (1993) ）、同じ効果が血液ろ過の場合にも得られる。従って、血液濃度Ｃｂｉはそれにもかかわらず患者の体内における再循環効果により変化させることができる。たとえ効果は小さいにしても、本発明に関連する方法は、予想ダイアリサンスＤ＝Ｑｏよりも小さい血液ろ過の場合の有効ダイアリサンスの決定にも適している。
【００２９】
事前希釈の場合、血液が第２チャンバ４に入る前にＱｓ／（Ｑｂ＋Ｑｓ）の割合に希釈されたことを考慮に入れれば、予想ダイアリサンスに関しては、ほぼ同じことを言うことができる。ここでも、有効ダイアリサンスに関する限りは、事後希釈の場合に言ったことと同じことが妥当する。
しかし、本発明の意義が最も大きいと考えられるのは、予想ダイアリサンス値を流量に関する情報から簡単には決定することができない状況において、本発明による方法が初めてダイアリサンスの把握を可能にした血液ダイアフィルトレーションの場合であろう。
【００３０】
事前希釈と事後希釈とが組合された場合、本発明による方法は、さらに、第２チャンバ４の前後で体外血液循環システム内に導入される代用液のそれぞれの割合を知っておく必要が全くないという利点を有する。この方法はダイアリサンスＤの正しい数値を自動的に決定するのである。
【００３１】
図３は、本発明による血液ダイアフィルトレーション装置の実施例を示したものである。同時に血液透析器としても使用できる血液フィルタ１は、血液ダイアフィルトレーション装置の中核を形成している。半透膜２により、血液フィルタ１は２つのチャンバ３及び４に分割されており、その第１チャンバ３は限外ろ液搬出システムの一部を形成し、第２チャンバ４は体外血液循環システムの一部を形成している。
【００３２】
その他の通常の構成部分（詳細は図示せず）の他に、体外血液循環システムは、血液を患者からチャンバ４に供給するための血液供給ポンプ９及び動脈気泡トラップ３２を備えた血液供給管５と、血液を患者に戻すための静脈気泡トラップ３１を備えた血液搬出管６とを含んでいる。
【００３３】
限外ろ液搬出システムは、セクション８ａ、８ｂ及び８ｂ′に分割された限外ろ液搬出管を有する。セクション８ａは第１チャンバ３から始まっており、血液フィルタのこの搬出管を遮断するためのバルブ２４が備えられている。セクション８ａの端には、導電率を検出するための導電率測定セルとして、第２センサエレメントが備えられている。この導電率測定セル２８により、イオン濃度又は主としてナトリウム濃度Ｃｆを公知の方法で決定することができる。そのために、測定セル２８はデータライン２８ａを通じて中央評価・制御ユニット３０に接続されている。
【００３４】
測定セル２８の後ろで、限外ろ液搬出管は２つのセクション８ｂ及び８ｂ′に分岐している。各セクションには、それぞれ１つの供給ポンプがある。セクション８ｂでは、このポンプは、特別な精度が要求されることのない透析液／ろ液ポンプ２０である。このポンプは、セクション８ｂに配置された釣合いチャンバ１８の前半部１９を所定の時間内に満たすだけの適当な供給能力を有していさえすればよい。釣合いチャンバ１８の役割は、代用液供給システムへの供給液体流量（代用液流量Ｑｓと透析液流量Ｑｄとの合計）に相当する搬出限外ろ液流量の部分だけしか絶対にセクション８ｂを貫流させないことになる。一定の流量を保証することができるように、釣合いチャンバ１８は並列の２つの釣合いチャンバを有するのが有利である。簡略化のために、第２釣合いチャンバと各種の入口バルブ及び出口バルブは図３には図示していない。
【００３５】
体積供給ポンプ４５が、好ましくは、膜ポンプがセクション８ｂ′に備えられている。このポンプにより、患者から全部を除去すべきである限外ろ液流量Ｑｆが輸送される。釣合いチャンバ１８とポンプ２０及び４５は、それぞれの制御ライン１８ａ、２０ａ及び４５ａと、評価・制御ユニット３０とに接続されている。
セクション８ｂ及び８ｂ′は最終的には流出口１６に達するが、これらの両セクションが、図示したようにまだ装置内で実際に合体するのか、しないのかは重要な問題ではない。
【００３６】
新鮮な代用液及び／又は透析液は、代用液添加システムの一部を形成している液体源１１から供給される。液体源の形成に際しては、平均的当業者には様々な選択肢がある。既製の溶液を袋詰めで供給するという選択肢の他に、特に、液体を血液ダイアフィルトレーション装置自体の中で水と濃縮液から調合するという選択肢もある。このために、装置は様々な測定及び制御エレメントを含んでいるが、これらのエレメントは全く公知ものであり、従って、本明細書では説明を省略してある。
【００３７】
代用液添加システムはさらに以下の構成部分を含んでいる。既製の代用液及び／又は透析液は、液体源１１から、セクション７ｂ、７ｃ及び７ｃ′が後に続く代用液／透析液管の第１セクション７ａを貫流する。釣合いチャンバ１８の後半部１７はセクション７ａまでのびている。セクション７ａは、半透膜１３により２つのチャンバ１２及び１４に分割された第１殺菌フィルタ１５までのびている。膜１３を通過した後に、液体は、半透膜３８により２つのチャンバ３６及び３９に分割された第２殺菌フィルタ３７の第１チャンバ３６までのびている代用液／透析液管のセクション７ｂを通って第１殺菌フィルタの第２チャンバ１４から流出する。セクション７ｂには、第２センサエレメント２８に対応するセンサエレメント２７が備えられており、このセンサエレメントを貫流する液体の導電率を把握する働きを行い、データライン２７ａを通じて評価・制御ユニット３０に接続されている。
【００３８】
膜３８を通過した後に、代用液は、代用液管のセクション７ｃ′を通じて、殺菌フィルタ３７の第２チャンバ３９から流出する。このセクションには、代用液流量Ｑｓを輸送するために、供給ポンプ４１が備えられている。セクション７ｃ′が静脈気泡トラップ３１（事後希釈）内に達している場所の前方に、ストップバルブ４３が備えられている。代替的または追加的に（破線により図示）、セクション７ｃ′は動脈気泡トラップ（事前希釈）内に達することもできる。このセクションには、さらなるストップバルブ４６が備えられている。
【００３９】
第２殺菌フィルタ３７の第１チャンバ３６から、透析液管のセクション７ｃが血液フィルタの第１チャンバまでのびている。セクション７ｃは、制御ライン２３ａを通じて評価・制御ユニット３０に接続されたストップバルブ２３により閉じることができる。従って、このバルブにより、血液ろ過処理を純粋な血液ろ過処理として（バルブ閉鎖）行なうか、血液ダイアフィルトレーションの一部として（バルブ開放）行なうかを制御することが可能になる。処理中に処理形態を変えることも可能である。
【００４０】
バルブ４３及び４６（制御ライン４３ａ及び４６ａを通じての制御）により、もし必要であれば、事前希釈と事後希釈との切替えが可能であるし、両方を同時に行なうことも可能である。このために、代用液流量Ｑｓの配分を把握することができるように、バルブ４３及び４６を流量制御のために使用したり、独自の輸送手段により補充／交換したりすることができるようにしてある。しかしながら、このことは、本発明による方法による処理パラメータの決定にはあまり重要ではない。
【００４１】
さらに、安全及び清浄機能（詳細については説明しない）のために、第１殺菌フィルタ１５の第１チャンバ１２を限外ろ液搬出システムのセクション８ａに接続する第１バイパス管２１が備えられており、このバイパス管２１は通常運転中にはバルブ２２により閉じることができる。代用管／透析液管のセクション７ｂから分岐し、上流では限外ろ液搬出管のセクション８ａ内にも達している。第２バイパス管はバルブ２６により閉じることができる。
【００４２】
血液ダイアフィルトレーション装置は、さらに、データライン３５により相互に接続された評価ユニット３３と制御ユニット３４とを有する評価・制御ユニット３０を含んでいる。血液ダイアフィルトレーション装置の運転を制御できるようにするために、制御ユニットは、制御ライン９ａ、１１ａ、１８ａ、２０ａ、２３ａ、４１ａ、４３ａ、４５ａ及び４６ａを通じて、血液ダイアフィルトレーション装置の様々な制御エレメントに接続されている。ここでは、本発明を理解するために必要な制御エレメント／制御ラインだけについて言及してある。
【００４３】
評価ユニットはデータラインを通じて幾つかのセンサエレメントに接続されている。この場合、これらのセンサエレメントとは特に２つの導電率センサ２７及び２８である。
【００４４】
第１釣合い装置（１７）が代替液管／透析液管（７ａ、７ｂ、７ｃ′、７ｃ）内に備えられ、及び／又は第２釣合い装置（１９、４５）が限外ろ液搬出管内に備えられている本発明による装置の実施例は、これらの釣合い装置により、（式（４）の適用に関連した）搬出流量Ｑｏ＝Ｑｓ＋Ｑｆ＋Ｑｄを同時に決定することができるという利点を有する。図３による実施例においては、釣合いチャンバ充填体積は非常に正確に分かっている。釣合いチャンバサイクルの回数により、流量Ｑｓ＋Ｑｄを非常に正確に決定することができる。ポンプ４５は体積ポンプであり、従って、流量Ｑｆの決定にも使用することができ、本例では、ポンプは膜ポンプであり、流量はポンプ行程の回数と公知の行程体積とにより決定することができる。これにより、例えば、ポンプホースセグメント内の余度変動と封入圧力の変動とが原因で一定の範囲内において供給量が変動することがあるローラポンプとして形成された代用液ポンプの場合に生じる不正確さが排除される。
【００４５】
本発明の方法を適用する場合、評価・制御ユニット３０は以下の行程段階を実行する。すなわち、濃度Ｃｓ１で代用液が供給されるように、液体源１１が制御される。この濃度は第１測定センサ２７を通じて記録され、評価ユニット３３に伝送される。液体流量Ｑｂ、Ｑｓ、Ｑｆ及びＱｄが輸送装置／ポンプ９、１８、２０、４１及び４５において設定され、運転形態に応じて、バルブ２３、４３及び４６が開閉される。さらに、Ｑｂ、Ｑｓ、Ｑｆ及びＱｄの数値が制御ユニット３４から評価ユニット３３に伝送される。濃度数値Ｑｆ１が第２測定センサ２８により記録され、評価ユニット３３に伝送される。
【００４６】
制御シーケンスがこれに自動的に対応した時点で、又は、これが、例えば手動により、行なわれた時点で、制御ユニット３５からの指令に基づき、液体源１１は、代用液の濃度を、例えばボールス（bole）状に変化させる。すなわち、ナトリウム濃度は短時間変化させられ、その後再び初期数値に戻る（代用液を袋詰めで供給した場合、代用液管セクション７ａへの自動又は手動注入ステーション（図示せず）により、変化を起こすことができる）。対応する濃度Ｃｓ２及びＣｓ３が記録され、評価ユニット３３に伝送される。ボールスの崩壊後、評価ユニット３３は、最初に当初濃度Ｃｓ１及びＣｆ１とボールス中に変化させられた濃度Ｃｓ２及びＣｆ２との積分差△Ｃｓ及び△Ｃｆを決定し、その後に、式（４）により、イオンダイアリサンスと、従って、尿素クリアランスを決定することにより、処理パラメータとして、血液ダイアフィルトレーション装置のイオンダイアリサンス又は尿素クリアランスを決定する。その後に、この数値は、通常はかかる血液処理装置の一部を形成しているディスプレイユニット（図示せず）に表示することができる。
【００４７】
測定は所定の間隔で（例えば３０分）自動的に反復することができる。このようにして、血液ろ過処理の全期間にわたって尿素クリアランスを決定することが可能である。時間に関する積分により、評価ユニット３３はパラメータＫｔを決定することができ、このパラメータＫｔは、単独で、あるいは、事前に入力又は別の形で決定された配分体積Ｖの数値を用いて、処理効率パラメータＫｔ／Ｖに変換され、表示される。当然のことながら、得られた数値は、所望の処理目的を実際に達成することができるように、以降の処理過程を制御ユニット３４により調節するためにも使用することができる。
【００４８】
本発明の特に好ましい改良点によれば、血液ダイアフィルトレーション装置は、イオンダイアリサンスＤの当初決定の後に、流量Ｑｓ、Ｑｆ、Ｑｄ及びＱｂの少なくとも１つが変化した将来の時点におけるダイアリサンスの数値を計算することもできる。通常の測定においては、イオンが血液中に移動させられる。従って、たとえ正と負のボールスによる相互補償が可能であり、患者に何らの影響を与えることがないにしても、かかる測定はあまり度々行なうべきものではない。従って、数分を要することがある測定中に、さらに、その他の処理パラメータの変動の可能性を制限できることも有意義である。類似の理由から、流量の変化だけが原因のダイアリサンスの変化を、新たに測定を行なわずに決定できる血液透析法がすでに公知となっている。この方法は、関連性が明確に指摘されるＥＰ １ ０６２ ９６０ Ａ２に出願人が記載している。
【００４９】
従って、この種の簡略化を血液ろ過の際のダイアリサンスの決定にも利用できるようにすることが望ましい。従って、本発明の改良点によれば、評価・制御ユニット３０が、２回のダイアリサンスの測定の間に、もし流量状態の変化が記録された場合は、わざわざ測定を行なわなくても、新しいダイアリサンスの数値を自動的に決定することができるようになっている。そのために、評価ユニット３３は、ライン３５を通じて伝送されたＱｆ、Ｑｓ、Ｑｄ及びＱｂの数値を連続的に評価する。ダイアリサンスＤ１が決定され、記憶されている所定のセットＱｆ１、Ｑｓ１、Ｑｄ１及びＱｂ１に関して何らかの変化が起こると同時に、評価ユニット３３は新しい第２のセットＱｆ２、Ｑｓ２、Ｑｄ２及びＱｂ２について新しいダイアリサンスＤ２を決定する。評価ユニットは以下のような作業を行なう。
【００５０】
以下の式（５）により、評価ユニット３３は最初にダイアリサンスＤ１の拡散分画を決定する。
【数７】

ここに、Ｋ＝０は事前希釈の場合、Ｋ＝１は事後希釈の場合である。次に、両時点１と２との間では一定であると仮定されるフィルタ係数ｋ０Ａが決定される。
【数８】

ｋ０Ａに関するこの式から、第２セットの流量に関する拡散ダイアリサンスＤ２ｄｉｆｆを式（７）により決定することが可能である。
【数９】

ここで、Ｄ２ｄｉｆｆを式（５）に代入することができ、式（５）は、第１セットＱｂ１、Ｑｓ１、Ｑｆ１を第２セットＱｂ２、Ｑｓ２、Ｑｆ２と交換した後に、Ｄ２により解くことができる。
【００５１】
【発明の効果】
これにより、本発明の血液ろ過装置は、血液透析において定評のある方法に依拠することができる、血液ろ過及び血液ダイアフィルトレーション中に処理パラメータを決定する簡単かつ単純な方法に関連している。対応する血液ろ過／ダイアフィルトレーション装置は、この方法を自動化できるように、若干の改造を行なうだけでよい。
【図面の簡単な説明】
【図１】 血液透析中の液体パラメータを図式化したものである。
【図２ａ】 事前希釈を伴う血液ろ過の液体パラメータを図式化したものである。
【図２ｂ】 事後希釈を伴う血液ろ過の液体パラメータを図式化したものである。
【図３】 本発明による血液ろ過装置の実施例を図式化したものである。
【符号の説明】
1： 血液清浄エレメント（血液フィルタ、透析器）
2、13、38、102： 半透膜
3、12、36、103： 第１チャンバ
4、14、39、104： 第２チャンバ
5、105： 血液供給管
6、106： 血液搬出管
7： 代用液添加システム
7ａ： 代用液管（透析液供給管、第１セクション）
7ｂ： 代用液管（透析液供給管、セクション）
7ｃ： 透析液供給管（セクション）
7ｃ′： 代用液管（セクション）
8： 限外ろ液搬出管
8ａ： 限外ろ液搬出管（セクション）
8ｂ： 限外ろ液搬出管（第１管）
8ｂ′： 限外ろ液搬出管(第２管)
9： 血液供給ポンプ
9ａ、11ａ、18ａ、20ａ、23ａ、41ａ、43ａ、45ａ、46ａ： 制御ライン
11： 代用液源（代用液の物理・化学的特性を変更するための装置）
15： 第１殺菌フィルタ
16： 流出口
17： 第１釣合い装置（釣合いチャンバ後半部）
18： 第２釣合い装置（釣合いチャンバ）
19： 釣合いチャンバ前半部
20： 限外ろ液輸送装置（透析液／ろ液ポンプ）
21： 第１バイパス管
22、24、26、46： バルブ
23、43： ストップバルブ
25： 第２バイパス管
27： 第１センサエレメント（導電率センサ）
27ａ，28ａ、35： データライン
28： 第２センサエレメント（導電率測定セル、導電率センサ）
30： 評価・制御ユニット
31： 静脈気泡トラップ
32： 動脈気泡トラップ
33： 評価ユニット
34： 制御ユニット
37： 第２殺菌フィルタ
41： 代用液輸送装置添加システム（供給ポンプ、代用液ポンプ）
45： 第２釣合い装置（体外循環システムから搬出すべき総限外ろ液流量Ｑｆを輸送するための装置、体積供給ポンプ）
50： 箱形エリア
100： 血液透析器
107： 透析液供給管[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
  The present inventionThe present invention relates to a blood filtration device.
[0002]
[Prior art]
Various methods are used for the replacement of renal function. In some of these methods, during processing, blood is continuously removed from the patient and pumped into an external circulation system, where the blood flows through the blood purification element and is then returned to the patient. . In most cases, the blood purification element has a filter element that is divided into two chambers by a semipermeable membrane, and blood flows through one of the chambers. Currently, in particular, filter elements containing thousands of hollow fibers are used, and blood flows through these hollow fibers.
[0003]
In the case of hemodialysis, a cleaning solution (dialysis solution) flows through the other chamber and absorbs the substance to be removed from the blood, such as urea, by diffusion, and the cleaning solution enters the blood, such as an electrolyte. In relation to the substance to be left, it has a composition similar to healthy blood. A component that controls ultrafiltration removes an amount of liquid to be separated from the blood chamber of the filter element and reaches the dialysate chamber.
[0004]
In the case of hemofiltration, the second liquid does not completely flow through the other chamber of the filter element (hereinafter referred to as “first chamber”). More precisely, only the ultrafiltrate is fed into the chamber through the membrane and is then carried out through the ultrafiltrate drain. In this case, the amount of liquid removed is kept far beyond the amount that must be removed from the patient to reach its dry weight. In this way, most of the material to be removed, such as urea, is carried out by convection with the ultrafiltrate. At the same time, almost the entire volume of fluid is exchanged for the substitute fluid, which is returned to the patient through the extracorporeal circulation system at an appropriate location.
[0005]
Since there is a difference in efficiency in removing molecules of various sizes through the membrane by convection and diffusion, a combination of both methods called blood diafiltration treatment is also used. Newer dialyzers can switch between these processing modes without complicated switching operations. Some known devices are capable of supplying dialysate and surrogate fluid online during processing using water and the corresponding concentrate. These devices eliminate the need to prepare large quantities (up to about 200 liters) of these liquids in bags. Such a device is disclosed, for example, in EP 0 930 080 A1.
[0006]
In order to be able to monitor the outcome of the renal function replacement process, it is of great interest especially to determine the parameters of the process in such a blood cleaning device, in particular the effectiveness of the blood cleaning element. Efficacy is usually indicated by the clearance of the blood purification element.
[0007]
Clearance K is defined as the blood flow from which a substance (eg, urea) has been completely removed by the blood purification element. In the case of hemodialysis treatment, the precondition is that when the dialysate enters the dialyzer, the dialysate does not contain a substance to be removed. The clearance is determined by the area and material of the dialyzer and the respective operating conditions (flow rates of blood, dialysate and ultrafiltrate). Clearance occurs either by diffusion or convection through the filter element, ie the dialyzer membrane.
[0008]
The concept of clearance can be extended to substances already present in the dialysate, such as sodium ions. In this case, it will be referred to as “Dialisance D”. Dialysance D is defined as a blood flow that is completely brought to a concentration level in the dialysate.
[0009]
From the clearance K, a dimensionless quantity Kt / V can be calculated, where t is the treatment time and V is the distribution of the substance in the human body. It is very common to use Kt / V for urea as a measure of the efficiency of dialysis treatment.
However, the measurement of urea concentration is currently relatively expensive. For measuring the urea concentration, there is a method of taking a blood sample, but this is unpleasant for the patient, and quick automatic evaluation is impossible. There is also a method of measuring spent dialysate, but this is more expensive.
[0010]
Currently, an alternative is the determination of ion dialysance. The basic principle of such measurement is based on the fact that the diffusion behavior of urea and small ions such as Na +, Cl, etc. is the same. The concentration of these ions in the dialysate can be easily determined by measuring the conductivity, which can be determined by a relatively simple measuring cell. Instead of determining urea clearance, the ion dialysance is first determined in this way. Since the expected diffusion behavior is the same, it can be assumed that the ion dialysance is the same as the urea clearance.
[0011]
According to the latest technology, there are various literatures on the calculation of dialysance (eg J. Sargent and F. Gotch, in: Replacement of Renal Functions by dialysis, ed. C. Jacobs et al., Kluwer, Dortrecht , Boston, London, 1996, p. 39). Without ultrafiltration, this calculation can be expressed by the following equation in the so-called dialysate side format.
[Equation 3]

here,
Qd: Dialysis flow rate
Cdo: Concentration of the substance to be investigated in the dialysate flowing out
Cdi: Concentration of investigation target substance in inflowing dialysate
Cbi: Concentration of the substance to be investigated in the blood flowing into the extracorporeal circulation system (however, only the amount in which this substance is effectively dissolved is considered)
α: Gibbs-Donnan factor
It is.
[0012]
Gibbs-Donan coefficient is, for example, Na on the blood side⁺Is considered to be partially bound to a differently charged protein not normally found in the dialyzer. This effect results in a situation where the ion concentration in the plasma is slightly higher compared to the dialysate in the diffusion equilibrium state (if the flow rate is small) because the electric field prevents diffusion. In the case of sodium ions in plasma particularly relevant for practical application, α is about 0.95. If such accuracy is not required, this factor can be ignored.
[0013]
For equation (1), all quantities except Cbi can be easily measured. To that end, it is sufficient to place two conductivity measuring cells in the dialysate circulation system, which determine the conductivity at the dialyzer inlet and outlet. Each conductivity can be easily converted to concentrations Cdi and Cdo. For example, since a strictly defined liquid is used, a concentration Cdi is also specified, so there is no need to measure Cdi if known. In most cases, the dialysate flow rate Qd is predetermined by the hemodialyzer and is therefore known. If not, it is of course possible to add sensors individually.
[0014]
However, for practical reasons, there are problems in measuring the conductivity on the blood side. However, the term Cbi can be eliminated by changing the density Cdi. This can be done, for example, in the form of a density step or a bole. The former is described in DE 3938 662 A1 and the latter is described in DE 197 47 360 A1 or WO 00/02604 A1 (herein explicitly mentioned in these specifications). . In the following, these two options will be considered as an alternative to changing the concentration of fresh liquid required for blood processing. In that case, the dialysance can be determined by the following equation.
[Expression 4]

here,
Cdi1, 2: Before and after change (staircase) or outside change (balls) and ongoing Cdi
Cdo1, 2: before and after change (staircase) or outside change (balls) and ongoing Cdo
It is.
[0015]
In the case of a staircase change, ΔCbi or ΔCdo represents a simple difference, and in the case of the Balls method, it means a change integrated through the Balls relative to the reference level.
By using D, it is possible to determine Cbi from equation (1). It can be considered equivalent to first determining Cbi as a parameter to be determined from the equation corresponding to equation (2) obtained from equation (1) when D is deleted.
[0016]
Other methods are also known from the state of the art, such as WO 98/32476 A1 or EP 0 658 352 A1, but these methods explicitly use equation (2) in determining D. In the end, it is always based on the principle of changing the physical / chemical characteristic Cdi and recording the corresponding change Cdo in order to obtain information about the blood side physical / chemical change Cdi or the filter efficiency D It has become a thing.
[0017]
The state of the art, without exception, presents methods that allow decisions during the hemodialysis process. Certainly, there are some differences in detail, such that the ultrafiltration flow Qf removed from the blood during the hemodialysis process can be taken into account in equations (1) and (2). This is the case for example in the specification of EP 1 062 960 A2, in which the sum of the flow rates Qd and Qf is used instead of Qd. However, in the case of hemodialysis treatment, the ultrafiltration flow rate Qf is very small compared to the dialysate flow rate Qd and the blood flow rate Qb, that is, the interference effect is relatively small. Typical values are Qf = 15 ml / min, Qd = 500 ml / min, Qb = 300 ml / min.
[0018]
However, in the case of a renal function replacement treatment, knowing the efficiency of the blood purification element, whether it is a single treatment or in combination with a hemodialysis treatment in the form of blood diafiltration, is a blood filtration treatment. It is very interesting just like the case.
In this regard, it is not clear at first glance how the ion dialysance concept can be transferred to this case. In the case of hemofiltration, a dialyzer through which the dialysate flows is not used. Furthermore, in both blood filtration and blood diafiltration, a large amount of fluid is removed through a blood filter or hemodialyzer and at the same time added to the extracorporeal blood circulation system at another location. A maximum flow rate of 100 ml / min will be reached, which can no longer be considered very low compared to the dialysis flow rate (in the case of blood diafiltration) and the blood flow rate.
[0019]
[Problems to be solved by the invention]
  Therefore, the object of the present invention is to perform the blood filtration treatment without performing measurement on the blood side, just like the conventional method.The object is to provide a blood filtration device applying a method that makes it possible to determine the processing parameters in a simple manner.The case of simultaneous additional hemodialysis (blood diafiltration) shall also be explicitly included in this. That is, the blood filtration process can be a blood diafiltration process.
[0020]
[Means for Solving the Problems]
  This problem is solved by a blood filtration process including the features described in claim 1.An advantageous embodiment isQuoted claimsIt is a target of.
[0021]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
  Below,According to the inventionThe blood diafiltration (haemodiafiltration) apparatus will be described in more detail with reference to the drawings.
[0022]
The present invention is based on the bold recognition that a large part of the mathematical representation applied to hemodialysis can be diverted to hemofiltration if the correct assignment of the relevant parameters is made. In this regard, please refer to FIG. In hemodialysis, a hemodialyzer 100 divided into two chambers 103 and 104 by a semipermeable membrane 102 is used, and a new dialysate having a flow rate of Qd and a physical / chemical characteristic of Cdi is supplied as dialysate. It flows into the first chamber 103 through the pipe 107. From this chamber 103, the flow rate Qd + Qf whose physical and chemical characteristics are Cdo flows out through the dialysate discharge pipe 108 by the ultrafiltration flow rate Qf to be removed. Through the blood supply tube 105, blood having a flow rate of Qb and a physical / chemical characteristic of Cbi flows into the second chamber 104. A blood flow rate that is decreased by the ultrafiltration flow rate Qf and has a physical / chemical characteristic of Cbo exits from the chamber 104 through the blood discharge tube 106.
[0023]
2a and 2b diagrammatically show a corresponding blood filtration device in which the blood filter 1 divided into two chambers 3 and 4 by a semipermeable membrane 2 is provided as a blood purification unit. As far as the blood side is concerned, the same terminology as described in FIG. 1 is used. Furthermore, a substitute liquid supply pipe 7 directly connected to the blood supply pipe 5 (pre-dilution, FIG. 2a) or blood discharge pipe (post-dilution, FIG. 2b) is provided. A substitute fluid having a flow rate of Qs and a physical / chemical characteristic of Cs is directly added to the extracorporeal blood circulation system through the substitute fluid supply pipe 7, that is, does not go through the membrane 2. Further, the membrane 2 removes liquid from the blood at a flow rate of Qo = Qf + Qs, and the liquid flows into the first chamber 3 and exits the chamber through the ultrafiltrate discharge pipe 8 with physical and chemical characteristics Cf.
[0024]
Further, FIGS. 2 a and 2 b show the flow path branched from the substitute liquid supply pipe 7 and reaching the first chamber 3 by dotted lines. In the blood diafiltration process, the liquid also flows through this flow path. In that case, the flow rate state changes to the extent that the flow rate shown in parentheses, that is, the dialysate flow rate Qd is added. The flow rate through the ultrafiltrate carry-out system is Qo = Qf + Qs + Qd. For the channels shown in FIGS. 2a and 2b, Cs does not change due to blood diafiltration. However, since the portion of the flow rate Qd having physical and chemical characteristics Cs flows through the first chamber and is mixed with the flow rate Qs + Qf applied after flowing through the membrane for joint discharge through the ultrafiltrate discharge pipe 8. , Cf will change.
[0025]
Furthermore, the box-shaped area 50 is indicated by a broken line in the two FIGS. 2a and 2b, respectively. If this area is considered to be one type of black box dialyzer 1, surprisingly, the mathematical representation applied in the arrangement shown in FIG. 1 can be diverted to a hemofiltration situation. It is. When the physical / chemical property is concentration, in particular, the equation corresponding to the equation (1) is as follows.
[Equation 5]

Expression (2) is changed to Expression (4).
[Formula 6]

It is clear that the term dialysance can be transferred to this case. The dialysance indicates the blood flow rate that is completely brought to the concentration level of the surrogate. This concentration Cs, formerly Cdi, represents the maximum concentration to be achieved by blood purification. Furthermore, the same analogy as previously done for urea clearance and ion dialysance holds. In in vitro experiments using urea-enriched dialysate on the blood side and directly measuring urea clearance directly, the applicant was able to confirm this within the range of measurement accuracy.
[0026]
Various devices manufactured in this way for use in hemodialysis machines, for example based on the methods described in DE 39 38 662 A1 or DE 197 47 360 A1, can also be used with the correct concentrations and flow rates. By taking care to use the liquid, it can be used without any problems in the blood filtration apparatus.
[0027]
  Methods related to the present inventionI would like to point out one application form separately. During operation without dialysate in the post-dilution arrangement (Figure 2b)Methods related to the present invention include:Looks like it has little effect. The change ΔCs is not related to the direct change ΔCbi which in turn can lead to a change ΔCf. If so, ΔCf = 0, which results in D = Qf + Qs = Qo, which in this case isMethods related to the present inventionCan be expected without applying.
[0028]
  However, even in this case, if you study in detail,The method related to the present invention is:It brings new results that exceed the expected ones (of course, sensor elements with corresponding precision are essential for this). Just as in the case of hemodialysis where it was possible to show that a measurement device similar to the arrangement presented here measures the so-called effective dialysance or clearance (HD Polaschegg, Int. J. Art. Organs 16, 185 (1993)), the same effect is obtained in the case of hemofiltration. Thus, the blood concentration Cbi can nevertheless be altered by the recirculating effect in the patient's body. Even if the effect is small,The method related to the present invention is:It is also suitable for the determination of effective dialysance in the case of blood filtration smaller than the expected dialyzance D = Qo.
[0029]
In the case of predilution, the same can be said for the expected dialysance, taking into account that the blood was diluted to the ratio Qs / (Qb + Qs) before entering the second chamber 4. Again, as far as effective dialysance is concerned, the same is true for postdilution.
However, it is thought that the significance of the present invention is most significant in the blood in which the method according to the present invention can grasp the dialysance for the first time in a situation where the expected dialysance value cannot be easily determined from the information on the flow rate. This may be the case for diafiltration.
[0030]
When pre-dilution and post-dilution are combined, the method according to the invention further eliminates the need to know the respective proportions of the surrogate fluid introduced into the extracorporeal blood circulation system before and after the second chamber 4. Has the advantage. This method automatically determines the correct value of the dialysance D.
[0031]
  FIG.Blood diafiltration device according to the present inventionThis example is shown. At the same time, the blood filter 1 that can also be used as a hemodialyzer forms the core of a blood diafiltration device. The blood filter 1 is divided into two chambers 3 and 4 by the semipermeable membrane 2, the first chamber 3 forms part of the ultrafiltrate delivery system, and the second chamber 4 is an extracorporeal blood circulation system. Form a part of
[0032]
In addition to the other usual components (details not shown), the extracorporeal blood circulation system comprises a blood supply pipe 5 with a blood supply pump 9 and an arterial bubble trap 32 for supplying blood from the patient to the chamber 4. And a blood delivery tube 6 having a venous bubble trap 31 for returning blood to the patient.
[0033]
The ultrafiltrate carrying system has an ultrafiltrate carrying tube divided into sections 8a, 8b and 8b '. Section 8a begins in the first chamber 3 and is provided with a valve 24 for shutting off this discharge tube of the blood filter. At the end of the section 8a, a second sensor element is provided as a conductivity measuring cell for detecting conductivity. With this conductivity measuring cell 28, the ion concentration or mainly the sodium concentration Cf can be determined by a known method. For this purpose, the measuring cell 28 is connected to the central evaluation and control unit 30 through a data line 28a.
[0034]
Behind the measuring cell 28, the ultrafiltrate outlet pipe branches into two sections 8b and 8b '. Each section has one feed pump. In section 8b, this pump is a dialysate / filtrate pump 20 that does not require special accuracy. This pump need only have an adequate supply capacity to fill the first half 19 of the balance chamber 18 located in the section 8b within a predetermined time. The role of the balance chamber 18 is to allow the section 8b to flow only through the portion of the unloading filtrate flow rate corresponding to the supply liquid flow rate to the substitute liquid supply system (the sum of the substitute liquid flow rate Qs and the dialysate flow rate Qd). It will be. The balance chamber 18 advantageously has two balance chambers in parallel so that a constant flow rate can be guaranteed. For simplicity, the second balancing chamber and various inlet and outlet valves are not shown in FIG.
[0035]
A volume supply pump 45, preferably a membrane pump, is provided in section 8b '. This pump transports an ultrafiltrate flow rate Qf that should be removed entirely from the patient. The balance chamber 18 and the pumps 20 and 45 are connected to the respective control lines 18 a, 20 a and 45 a and the evaluation / control unit 30.
Sections 8b and 8b 'eventually reach outlet 16, but it is not a critical issue whether these two sections are actually merged or not yet in the apparatus as shown.
[0036]
Fresh surrogate fluid and / or dialysate is supplied from a liquid source 11 forming part of the surrogate fluid addition system. In forming the liquid source, the average person skilled in the art has various options. In addition to the option of supplying ready-made solutions in bags, there is also an option, in particular, of preparing the liquid from water and concentrate in the blood diafiltration device itself. For this purpose, the device contains various measurement and control elements, which are quite known and are therefore not described here.
[0037]
The substitute liquid addition system further includes the following components. Ready-made surrogate fluid and / or dialysate flow from the liquid source 11 through the first section 7a of the surrogate fluid / dialysate tube followed by sections 7b, 7c and 7c '. The rear half 17 of the balance chamber 18 extends to the section 7a. The section 7a extends to a first sterilizing filter 15 which is divided into two chambers 12 and 14 by a semipermeable membrane 13. After passing through the membrane 13, the liquid passes through the substitute / dialysate tube section 7b which extends to the first chamber 36 of the second sterilizing filter 37 which is divided into two chambers 36 and 39 by a semipermeable membrane 38. Out of the second chamber 14 of the first sterilizing filter. The section 7b is provided with a sensor element 27 corresponding to the second sensor element 28. The section 7b serves to grasp the conductivity of the liquid flowing through the sensor element 28 and is connected to the evaluation / control unit 30 through the data line 27a. Has been.
[0038]
After passing through the membrane 38, the surrogate fluid flows out of the second chamber 39 of the sterilizing filter 37 through the surrogate fluid section 7c '. This section is provided with a supply pump 41 for transporting the substitute liquid flow rate Qs. A stop valve 43 is provided in front of where the section 7c 'reaches the venous bubble trap 31 (post-dilution). Alternatively or additionally (illustrated by dashed lines), section 7c 'can reach into the arterial bubble trap (pre-dilution). This section is provided with a further stop valve 46.
[0039]
From the first chamber 36 of the second sterilizing filter 37, the dialysate tube section 7c extends to the first chamber of the blood filter. The section 7c can be closed by a stop valve 23 connected to the evaluation / control unit 30 through a control line 23a. Therefore, this valve makes it possible to control whether the blood filtration processing is performed as pure blood filtration processing (valve closing) or as part of blood diafiltration (valve opening). It is also possible to change the processing mode during processing.
[0040]
Valves 43 and 46 (control through control lines 43a and 46a) can switch between pre-dilution and post-dilution, if necessary, or both at the same time. For this purpose, the valves 43 and 46 can be used for flow rate control and can be replenished / replaced by original transportation means so that the distribution of the substitute liquid flow rate Qs can be grasped. is there. However, this is not very important for the determination of the processing parameters by the method according to the invention.
[0041]
In addition, a first bypass pipe 21 is provided for connecting the first chamber 12 of the first sterilizing filter 15 to the section 8a of the ultrafiltrate carry-out system for safety and cleaning functions (details not described). The bypass pipe 21 can be closed by a valve 22 during normal operation. It branches off from the substitute tube / dialysate tube section 7b, and reaches upstream in the ultrafiltrate discharge tube section 8a. The second bypass pipe can be closed by a valve 26.
[0042]
The blood diafiltration apparatus further includes an evaluation / control unit 30 having an evaluation unit 33 and a control unit 34 interconnected by a data line 35. In order to be able to control the operation of the blood diafiltration device, the control unit can control various blood diafiltration devices through control lines 9a, 11a, 18a, 20a, 23a, 41a, 43a, 45a and 46a. Connected to the correct control element. Only the control elements / control lines necessary for understanding the invention are mentioned here.
[0043]
The evaluation unit is connected to several sensor elements through data lines. In this case, these sensor elements are in particular the two conductivity sensors 27 and 28.
[0044]
A first balance device (17) is provided in the alternative fluid / dialysate tube (7a, 7b, 7c ', 7c) and / or a second balance device (19, 45) in the ultrafiltrate outlet tube. The embodiment of the device according to the invention provided has the advantage that with these balancing devices the unloading flow rate Qo = Qs + Qf + Qd (related to the application of equation (4)) can be determined simultaneously. In the embodiment according to FIG. 3, the balance chamber filling volume is known very accurately. The flow rate Qs + Qd can be determined very accurately by the number of balancing chamber cycles. The pump 45 is a volume pump and can therefore be used to determine the flow rate Qf. In this example, the pump is a membrane pump, and the flow rate can be determined by the number of pump strokes and the known stroke volume. it can. This may result, for example, in the case of surrogate fluid pumps formed as roller pumps that may vary in supply within a certain range due to extra fluctuations in the pump hose segment and fluctuations in the enclosed pressure. Is eliminated.
[0045]
When applying the method of the present invention, the evaluation and control unit 30 performs the following process steps. That is, the liquid source 11 is controlled so that the substitute liquid is supplied at the concentration Cs1. This concentration is recorded through the first measurement sensor 27 and transmitted to the evaluation unit 33. Liquid flow rates Qb, Qs, Qf and Qd are set in the transport device / pumps 9, 18, 20, 41 and 45, and the valves 23, 43 and 46 are opened and closed according to the operation mode. Furthermore, the numerical values of Qb, Qs, Qf and Qd are transmitted from the control unit 34 to the evaluation unit 33. The density value Qf 1 is recorded by the second measurement sensor 28 and transmitted to the evaluation unit 33.
[0046]
When the control sequence automatically corresponds to this, or when this is done manually, for example, based on a command from the control unit 35, the liquid source 11 determines the concentration of the substitute liquid, eg, bole). That is, the sodium concentration is changed for a short time, and then returns to the initial value again (when the substitute liquid is supplied in a bag, it is changed by an automatic or manual injection station (not shown) to the substitute liquid pipe section 7a. be able to). Corresponding concentrations Cs2 and Cs3 are recorded and transmitted to the evaluation unit 33. After the collapse of the balls, the evaluation unit 33 first determines the integrated differences ΔCs and ΔCf between the initial concentrations Cs1 and Cf1 and the concentrations Cs2 and Cf2 changed in the balls, and then the equation (4). By determining the ion dialysance and thus the urea clearance, the ion dialysance or urea clearance of the blood diafiltration device is determined as a process parameter. This number can then be displayed on a display unit (not shown) that normally forms part of such a blood treatment apparatus.
[0047]
Measurements can be automatically repeated at predetermined intervals (eg, 30 minutes). In this way, it is possible to determine the urea clearance over the entire period of the blood filtration process. Due to the integration over time, the evaluation unit 33 can determine the parameter Kt, which can be used alone or using a numerical value of the allocated volume V, either previously entered or otherwise determined. It is converted into a parameter Kt / V and displayed. Of course, the numerical values obtained can also be used to adjust the subsequent processing steps by the control unit 34 so that the desired processing objectives can actually be achieved.
[0048]
According to a particularly preferred refinement of the invention, the blood diafiltration device is adapted for the dialysance at a future time when at least one of the flow rates Qs, Qf, Qd and Qb has changed after the initial determination of the ion dialysance D. Numerical values can also be calculated. In normal measurement, ions are moved into the blood. Thus, even if positive and negative balls can be mutually compensated, such measurements should not be performed often, even if they do not have any effect on the patient. Therefore, it is also meaningful to be able to limit the possibility of other processing parameter variations during measurements that may take several minutes. For similar reasons, hemodialysis methods are already known that can determine a change in dialysance caused solely by a change in flow rate without making a new measurement. This method is described by the applicant in EP 1 062 960 A2, where the relevance is clearly pointed out.
[0049]
It is therefore desirable to be able to use this type of simplification for determining the dialysance during blood filtration. Therefore, according to the improvement of the present invention, if the change in the flow rate state is recorded between two evaluations, the evaluation / control unit 30 does not need to bother to perform a new measurement. The dialysance value can be automatically determined. For this purpose, the evaluation unit 33 continuously evaluates the numerical values of Qf, Qs, Qd and Qb transmitted through the line 35. At the same time that the change is made with respect to the predetermined set Qf1, Qs1, Qd1 and Qb1 that is determined and the dialysance D1 has been determined, the evaluation unit 33 sets the new dialyzance D2 for the new second set Qf2, Qs2, Qd2 and Qb2. To decide. The evaluation unit performs the following tasks.
[0050]
According to the following equation (5), the evaluation unit 33 first determines the diffusion fraction of the dialysance D1.
[Expression 7]

Here, K = 0 is the case of pre-dilution, and K = 1 is the case of post-dilution. Next, the filter coefficient k0A, which is assumed to be constant between both time points 1 and 2, is determined.
[Equation 8]

From this equation for k0A, the diffusion dialysance D2diff for the second set of flow rates can be determined by equation (7).
[Equation 9]

Here, D2diff can be substituted into equation (5), and equation (5) can be solved by D2 after exchanging the first set Qb1, Qs1, Qf1 with the second set Qb2, Qs2, Qf2. .
[0051]
【The invention's effect】
  ThisThe hemofiltration device of the present invention is used in hemodialysis.Easy and simple to determine process parameters during blood filtration and blood diafiltration, which can rely on proven methodsRelated to the method.Corresponding blood filtration / diafiltration devices require only minor modifications so that the method can be automated.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a graphical representation of fluid parameters during hemodialysis.
FIG. 2a is a graphical representation of the liquid parameters for hemofiltration with predilution.
FIG. 2b is a graphical representation of the liquid parameters for hemofiltration with post-dilution.
FIG. 3 is a schematic diagram of an embodiment of a blood filtration device according to the present invention.
[Explanation of symbols]
1: Blood purification element (blood filter, dialyzer)
2, 13, 38, 102: Semipermeable membrane
3, 12, 36, 103: First chamber
4, 14, 39, 104: Second chamber
5, 105: Blood supply tube
6, 106: Blood delivery tube
7: Substitute fluid addition system
7a: Substitute liquid pipe (dialysate supply pipe, first section)
7b: Substitute liquid pipe (dialysate supply pipe, section)
7c: Dialysate supply pipe (section)
7c ': Substitute liquid tube (section)
8: Ultrafiltration outlet pipe
8a: Ultrafiltrate discharge pipe (section)
8b: Ultrafiltrate discharge pipe (first pipe)
8b ': Ultrafiltrate discharge pipe (second pipe)
9: Blood supply pump
9a, 11a, 18a, 20a, 23a, 41a, 43a, 45a, 46a: Control line
11: Substitute liquid source (apparatus for changing the physical and chemical properties of the substitute liquid)
15: First sterilization filter
16: Outlet
17: First balancing device (the latter half of the balancing chamber)
18: Second balance device (balance chamber)
19: The first half of the balance chamber
20: Ultrafiltration transport device (dialysate / filtrate pump)
21: First bypass pipe
22, 24, 26, 46: Valve
23, 43: Stop valve
25: Second bypass pipe
27: First sensor element (conductivity sensor)
27a, 28a, 35: Data line
28: Second sensor element (conductivity measurement cell, conductivity sensor)
30: Evaluation and control unit
31: Venous bubble trap
32: Arterial bubble trap
33: Evaluation unit
34: Control unit
37: Second sterilization filter
41: Substitute liquid transport device addition system (feed pump, substitute liquid pump)
45: Second balance device (device for transporting the total filtrate flow Qf to be removed from the extracorporeal circulation system, volume supply pump)
50: Box area
100: hemodialyzer
107: Dialysate supply pipe

Claims (20)

A blood filtration device,
It comprises a blood purification element (1) divided into two chambers by a semipermeable membrane (2), the first chamber (3) forming part of the ultrafiltrate delivery system and the second chamber (4 ) Form part of the extracorporeal circulation system,
Other parts of the extracorporeal circulation system include a blood supply tube (5) leading to the second chamber (4) and a blood discharge tube (6) for carrying blood out of the second chamber (4). ,
The other parts of the ultrafiltrate carrying system include an ultrafiltrate carrying pipe (8; 8a, 8b, 8b ′) for carrying the filtrate from the first chamber (3), and the membrane (2). Through the ultrafiltrate discharge pipe (8; 8a, 8b, 8b ′) through the ultrafiltrate transport device (20, 45) for carrying out the target liquid from the discharge flow rate Qo,
The substitute liquid pipe (7; 7a, 7b, 7c ') extending from the substitute liquid supply source (11) to the extracorporeal circulation system and the substitute liquid in the substitute liquid pipe (7; 7a, 7b, 7c') are transported. A substitute liquid addition system including a substitute liquid transport device (41) for
A first sensor element (27) disposed on the substitute liquid pipe (7; 7a, 7b, 7c ′) for determining the concentration Cs of the substitute liquid;
In a blood filtration device comprising a second sensor element (28) arranged on the ultrafiltrate discharge pipe (8; 8a, 8b, 8b ′) to determine the corresponding concentration Cf of the discharged liquid ,
An apparatus (11) for changing the concentration of the substitute liquid is provided;
An evaluation / control unit (30) is provided, and the control / evaluation unit (30) first records the measured values Cs1 and Cs2 of the first sensor element and the second sensor element , and then changes the change. To control the device (11) for changing the concentration of the substitute liquid to wake up, newly record the measured values Cs2 and Cf2 of the first sensor element and the second sensor element changed by the change. The processing parameters are determined from the recorded numerical values (Cs1, Cs2, Cf1, Cf2, Qo).
A blood filtration device characterized by that. Said change so that is stepwise or bolus form, the evaluation and control unit (30) controls the device (11) for varying the concentration of said substitute fluid, blood filtration device of claim 1 . The dialysance of the blood purification element is a processing parameter, and the evaluation / control unit (30) has the following formula where ΔCf = Cf2-Cf1, ΔCs = Cs2-Cs1

Suitable for determining the dialysance,
The blood filtration device according to claim 2. The blood filtration device according to any one of claims 1 to 3 , wherein the blood input concentration Cbi is a processing parameter. The evaluation / control unit (30) stores a set value and / or a measured value of the total ultrafiltration flow rate Qf and the substitute liquid flow rate Qs to be carried out from the extracorporeal circulation system, and as a sum of these two flow rates. Suitable for determining the unloading flow rate Qo,
The blood filtration device according to any one of claims 1 to 4 . The substitute liquid supply source (11) is also a dialysate supply source, and the dialysate supply pipe (7; 7a, 7b, 7c) extends from the substitute liquid supply source (11) to the first chamber (3). The blood filtration device according to any one of claims 1 to 4 . The evaluation / control unit (30) has a total flow rate Qf, a substitute liquid flow rate Qs, a dialysate flow rate Qd flowing into the first chamber (3) to be carried out from the extracorporeal circulation system. The blood filtration device according to claim 6 , which is suitable for storing as a set value and / or a total of measured values. The substitution liquid pipe and the dialysate supply pipe are common pipes (7a, 7b) in the first section and separate pipes (7c ', 7c) in the second section after branching. The blood filtration device according to 6 or 7 . A first balance device (17) is provided in the substitute liquid pipe (7; 7a, 7b, 7c '), and a second balance device is provided in the ultrafiltrate discharge system (8; 8a, 8b, 8b'). The blood filtration device according to any one of claims 1 to 8 , wherein (18, 45) is provided. The ultrafiltrate pipe is branched into a first pipe (8b) and a second pipe (8b '), and the first pipe (8b) is formed as a balance chamber front half (19). 2 through the first part of the balancing device,
In the second pipe (8b '), a device (45) for transporting the total ultrafiltration flow rate Qf to be carried out from the extracorporeal circulation system is provided as a second part of the second balancing device. The substitute liquid pipe (7; 7a) passes through the first balancing device formed as the balance chamber rear half (17),
The apparatus according to claim 9 . The first balance device (17) and / or the second balance device (18) are formed so that a flow rate Qs + Qd can be determined and processed by the evaluation and control unit (30). The blood filtration device according to claim 9 or 10 . The first balancing device (17) and the first balance device (17) so that the total ultrafiltration flow rate Qf to be carried out of the extracorporeal circulation system can be determined from the throughflow rate and can be processed by the evaluation and control unit (30). The blood filtration device according to any one of claims 9 to 11, wherein the second balancing device (19, 45) is formed. The blood filtration device according to any one of claims 1 to 12 , wherein the substitute liquid supply pipe (7c ') extends into the blood discharge pipe (6) (post-dilution). The blood filtration device according to any one of claims 1 to 12 , wherein the substitute liquid supply pipe (7c ') extends into the blood supply pipe (5) (predilution). The blood filtration device according to any one of claims 1 to 14 , wherein the concentration is a sodium concentration. The blood filtration device according to claim 15 , wherein the first sensor element and the second sensor element are conductivity sensors. Suitable for the evaluation and control unit (30) to store the blood flow rate Qb as an effective liquid flow rate that flows into the blood supply tube (5) and that the change in concentration may have some effect on. The blood filtration device according to any one of claims 1 to 16 . The evaluation and control unit (30) determines the dialysance D1 in the first set of flow rates Qd1, Qb1, Qs1 and Qf1, and determines the dialysance D2 based on these values for the flow rates Qd2, Qb2, Qs2 and Qf2. 18. A blood filtration device according to claim 17 , which is suitable for calculating for the second set. The evaluation and control unit (30) has several stored diaryance values D1i determined at various times i during the blood filtration process and several memories calculated at various times j during the blood filtration process. based on the dialysance values D2j, the total processing efficiency Kt achieved is suitable corresponding dialysance values obtained by multiplying the time difference between the immediately before or after the measurement / calculation to determine by summing claim 18 The blood filtration device described in 1. The haemofiltration device further comprises a processing parameter, particularly dialysance D, interim results and / or actual treatment and a display device capable of displaying the efficiency Kt, any one of claims 1 to 19 The blood filtration device described in 1.

Images