ES2202309T3 - Metodo y aparato para dialisis renal. - Google Patents
Metodo y aparato para dialisis renal.Info
- Publication number
- ES2202309T3 ES2202309T3 ES93850217T ES93850217T ES2202309T3 ES 2202309 T3 ES2202309 T3 ES 2202309T3 ES 93850217 T ES93850217 T ES 93850217T ES 93850217 T ES93850217 T ES 93850217T ES 2202309 T3 ES2202309 T3 ES 2202309T3
- Authority
- ES
- Spain
- Prior art keywords
- machine
- profile
- dialysate
- ultrafiltration
- flow
- 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.)
- Expired - Lifetime
Links
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
- A61M1/14—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis
- A61M1/16—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis with membranes
- A61M1/168—Sterilisation or cleaning before or after use
- A61M1/169—Sterilisation or cleaning before or after use using chemical substances
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
- A61M1/14—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis
- A61M1/16—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis with membranes
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
- A61M1/14—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis
- A61M1/16—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis with membranes
- A61M1/1601—Control or regulation
- A61M1/1603—Regulation parameters
- A61M1/1605—Physical characteristics of the dialysate fluid
- A61M1/1607—Physical characteristics of the dialysate fluid before use, i.e. upstream of dialyser
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
- A61M1/14—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis
- A61M1/16—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis with membranes
- A61M1/1601—Control or regulation
- A61M1/1613—Profiling or modelling of patient or predicted treatment evolution or outcome
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
- A61M1/14—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis
- A61M1/16—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis with membranes
- A61M1/1621—Constructional aspects thereof
- A61M1/1635—Constructional aspects thereof with volume chamber balancing devices between used and fresh dialysis fluid
- A61M1/1639—Constructional aspects thereof with volume chamber balancing devices between used and fresh dialysis fluid linked by membranes
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
- A61M1/14—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis
- A61M1/16—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis with membranes
- A61M1/1654—Dialysates therefor
- A61M1/1656—Apparatus for preparing dialysates
- A61M1/1658—Degasification
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
- A61M1/14—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis
- A61M1/16—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis with membranes
- A61M1/1654—Dialysates therefor
- A61M1/1656—Apparatus for preparing dialysates
- A61M1/166—Heating
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
- A61M1/14—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis
- A61M1/16—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis with membranes
- A61M1/1654—Dialysates therefor
- A61M1/1656—Apparatus for preparing dialysates
- A61M1/166—Heating
- A61M1/1662—Heating with heat exchange between fresh and used dialysate
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
- A61M1/34—Filtering material out of the blood by passing it through a membrane, i.e. hemofiltration or diafiltration
- A61M1/3403—Regulation parameters
- A61M1/341—Regulation parameters by measuring the filtrate rate or volume
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
- A61M1/14—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis
- A61M1/16—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis with membranes
- A61M1/1654—Dialysates therefor
- A61M1/1656—Apparatus for preparing dialysates
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
- A61M1/14—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis
- A61M1/16—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis with membranes
- A61M1/1692—Detection of blood traces in dialysate
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
- A61M1/14—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis
- A61M1/16—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis with membranes
- A61M1/1694—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis with membranes with recirculating dialysing liquid
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
- A61M1/36—Other treatment of blood in a by-pass of the natural circulatory system, e.g. temperature adaptation, irradiation ; Extra-corporeal blood circuits
- A61M1/3621—Extra-corporeal blood circuits
- A61M1/3626—Gas bubble detectors
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M39/00—Tubes, tube connectors, tube couplings, valves, access sites or the like, specially adapted for medical use
- A61M39/10—Tube connectors; Tube couplings
- A61M2039/1005—Detection of disconnection
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
- A61M2205/18—General characteristics of the apparatus with alarm
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
- A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
- A61M2205/3306—Optical measuring means
- A61M2205/3313—Optical measuring means used specific wavelengths
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
- A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
- A61M2205/3317—Electromagnetic, inductive or dielectric measuring means
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
- A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
- A61M2205/3324—PH measuring means
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
- A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
- A61M2205/3331—Pressure; Flow
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
- A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
- A61M2205/3331—Pressure; Flow
- A61M2205/3334—Measuring or controlling the flow rate
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
- A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
- A61M2205/3368—Temperature
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
- A61M2205/50—General characteristics of the apparatus with microprocessors or computers
- A61M2205/502—User interfaces, e.g. screens or keyboards
- A61M2205/505—Touch-screens; Virtual keyboard or keypads; Virtual buttons; Soft keys; Mouse touches
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
- A61M2205/50—General characteristics of the apparatus with microprocessors or computers
- A61M2205/52—General characteristics of the apparatus with microprocessors or computers with memories providing a history of measured variating parameters of apparatus or patient
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
- A61M2205/70—General characteristics of the apparatus with testing or calibration facilities
- A61M2205/705—Testing of filters for leaks
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Urology & Nephrology (AREA)
- Anesthesiology (AREA)
- Public Health (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Hematology (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Emergency Medicine (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
- General Chemical & Material Sciences (AREA)
- External Artificial Organs (AREA)
- Separation Using Semi-Permeable Membranes (AREA)
Abstract
SE PRESENTAN MEJORAS RELATIVAS A LOS METODOS Y APARATO PARA LLEVAR A CABO DIALISIS DEL RIÑON. ESTOS CONSISTEN EN COMPROBAR EL ESTADO DEL TUBO DE PASO DEL DIALIZADOR REALIZANDO UNA MEDIDA DEL CAUDAL; UTILIZAR UN DETECTOR DE CAUDALES PARA CONFIRMAR LA AUSENCIA DE UNA ULTRAFILTRACION DURANTE EL PASO; COMPROBAR AUTOMATICAMENTE LA FUNCION DE ULTRAFILTRACION A BASE DE RETIRAR UN VOLUMEN DISCRETO DE UNA PORCION DE LA TRAYECTORIA DE FLUJO DEL DIALIZADOR JUNTO CON UN ENSAYO DE PRESION DE ESA PARTE DE LA TRAYECTORIA DE FLUJO; UTILIZAR UNA INTERFAZ DE USUARIO CON UNA PANTALLA QUE SE ACTIVA POR TOQUES; PROGRAMAR EL PERFIL DE LOS PARAMETROS DE ULTRAFILTRACION, SODIO Y BICARBONATO MEDIANTE UN GRAFICO DE BARRAS; UTILIZAR UNA TARJETA RAM PARA CARGAR LAS INSTRUCCIONES SOBRE EL TRATAMIENTO EN LA MAQUINA Y TRANSFERIR LOS DATOS SOBRE LAS INSTRUCCIONES DE LA MISMA; CONFIGURAR AUTOMATICAMENTE UN MODO DE DOSIFICACION (ACETATO O BICARBONATO) EN BASE A LAS CONEXIONES DE LINEAS DE CONCENTRADOS; PREDECIR LOS VALORESDE CONDUCTIVIDAD DEL DIALIZADOR EN BASE A LA MARCA Y A LA FORMULACION DE LOS CONCENTRADOS; MINIMIZAR EL TIEMPO MUERTO EN QUE NO HAY FLUJO ENTRE LOS IMPULSOS DEL DIALIZADOR; INICIAR UNA OPERACION EN UN MODO TEMPORIZADO DESDE ESTADO DE DESCONEXION DE LA MAQUINA; PRESERVAR EL MODO MAQUINA DURANTE UN ESTADO DE FALLA DE ALIMENTACION ELECTRICA A LA MAQUINA; PLANIFICAR Y RECORDAR LA CALIBRACION; AJUSTAR AUTOMATICAMENTE EL NIVEL; UN DETECTAR LA VELOCIDAD DE PERDIDA DE SANGRE. LA FUNCION DE PERFILACION DE LA UF PERMITE EL DESPLAZAMIENTO DE UN PERFIL PROPUESTO A LO LARGO DE UN EJE DE VELOCIDAD DE UF PARA ASEGURARSE DE QUE EL VOLUMEN DE LIQUIDO ULTRAFILTRADO QUE SE SACA DEL PACIENTE SEA IGUAL A UN VOLUMEN DE UF OBJETIVO. ESTA FUNCION PERMITE TAMBIEN LA PROGRAMACION DEL PERFIL DE UF PARA QUE SE AJUSTE AUTOMATICAMENTE AL PERFIL DE SODIO Y EL ALMACENAMIENTO DE UN PERFIL DE UF PARTICULAR PARA PODER VOLVERLO A UTILIZAR EN OTRA OCASION.
Description
Método y aparato para diálisis renal.
La presente invención se refiere a máquinas de
diálisis renal y más particularmente a un método de gestión de
parámetros relacionados con un tratamiento de diálisis, así como a
una máquina de diálisis para poner en práctica dicho método.
Las máquinas de diálisis renal son muy conocidas
en la técnica y se ilustran, por ejemplo, en las patentes U.S.
3,598,727, 4,172,033, 4,267,040 y 4,769,134.
Aunque las máquinas del estado anterior de la
técnica proporcionan una serie de características ventajosas,
también tienen ciertas limitaciones. La presente invención pretende
superar ciertas desventajas del estado anterior de la técnica y
proporcionar características nuevas no disponibles hasta el
momento.
El documento
WO-A-90/14850 describe un método y
un aparato para suministrar instrucciones de funcionamiento a una
máquina de diálisis equipada con una memoria programable, para
permitir que la máquina opere de acuerdo con un parámetro de
funcionamiento que puede variar con el tiempo.
El método de la invención es del tipo arriba
indicado y proporciona instrucciones de funcionamiento a una máquina
de hemodiálisis, y de acuerdo con la invención el método tiene las
características indicadas en la reivindicación 1.
La invención también proporciona una máquina de
hemodiálisis según la reivindicación 7, para poner en práctica el
método.
Las características y ventajas de la presente
invención se tratan en la siguiente descripción detallada con
referencia a los dibujos adjuntos.
- La figura 1, es un diagrama hidráulico
esquemático de una realización preferente de una máquina de diálisis
renal según la presente invención.
- La figura 2, es un diagrama esquemático que
muestra posiciones del recorrido de flujo y componentes de un sensor
de flujo predializador y un sensor de flujo postdializador según la
presente invención.
- Las figuras 3A y 3B, son un diagrama isométrico
y un diagrama esquemático, respectivamente, de un sensor de
proximidad de línea de concentrado que comprende una parte de la
característica de ajuste del modo de dosificación automática de la
presente invención.
- La figura 4, es un diagrama esquemático que
muestra la interconexión de igualadores de presión de entrada y
salida en el recorrido de flujo hidráulico de la presente
invención.
- La figura 5, es un diagrama esquemático de los
ajustadores de nivel de cámara de goteo automáticos de la presente
invención.
- La figura 6, es un diagrama esquemático de una
realización preferente de un medio para aumentar la velocidad del
flujo de dializado a través del dializador sin aumentar el caudal de
dializado.
- La figura 7, muestra un diagrama de bloques de
un sistema informático utilizado en la realización preferente.
- La figura 8, muestra una pantalla táctil
utilizada en la realización preferente.
- La figura 9, muestra la pantalla táctil de la
figura 8 con una ventana calculadora para la introducción de
datos.
- La figura 10, muestra una pantalla de
introducción de perfiles utilizada en la realización preferente.
- La figura 11, muestra una ventana de
programación utilizada en la presente invención.
En la figura 1 se ilustra un circuito hidráulico
10 que representa una realización preferente de una máquina de
hemodiálisis perfeccionada según la presente invención. El circuito
hidráulico 10 está formado por los siguientes componentes
principales: un regulador de presión de agua de entrada 12, una
válvula de apertura/cierre de agua 14, un intercambiador de calor
16, un calentador 18, un termostato de seguridad 20, una bomba de
concentrado "A" 22, una válvula de alimentación 24, una cámara
de espacio de aire 26, una conexión de lavado "A" 28, una
conexión de lavado "B" 30, un pulverizador de desaireación 32,
una bomba de evacuación de aire 34, una trampa de aire ventilada 36,
una sonda de conductividad "A" 38, una bomba de concentrado
"B" 40, una bomba de alimentación 42, una cámara de mezcla
"B" 44, una sonda de conductividad "B" 46, un filtro de
dializado 48, un regulador de alimentación 50, un igualador de
presión de entrada 52, un igualador de flujo 54, un igualador de
presión de salida 56, sensores de fin de carrera 59, una sonda de
conductividad de dializado 60, un sensor de flujo predializador 62,
un transductor de presión de dializado 64, una válvula de derivación
66, una conexión de toma de muestras de dializado 68, un sensor de
flujo postdializador 70, una bomba de presión de dializado 72, un
regulador de eliminación de UF 74, un caudalímetro de UF 76, un
detector de fugas de sangre 78 y una válvula de lavado 80. Los
componentes arriba mencionados están interconectados tal como se
muestra en la figura 1.
El regulador de presión de agua de entrada 12
está conectado con una fuente de agua a presión 82 y reduce y
estabiliza la presión de alimentación de agua a un nivel de
aproximadamente 138 kPa (20 psig).
La válvula de apertura/cierre de agua 14 se abre
cuando la máquina está encendida, permitiendo así que el agua fluya
desde la fuente 82 al interior del circuito hidráulico 10. Cuando la
máquina está apagada, la válvula de apertura/cierre de agua 14 está
cerrada.
El intercambiador de calor 16 transfiere calor
del dializado "usado" o efluente, que pasa a través del
conducto 84, al agua de entrada del refrigerador, que pasa a través
del conducto 86, dado que estos dos líquidos pasan en
contracorriente a través de compartimentos individuales pero
adyacentes del intercambiador de calor 16. De este modo, el agua
entrante se calienta, lo que reduce la cantidad de energía térmica
que el calentador 18 ha de suministrar al agua.
El calentador 18 calienta además el agua entrante
a una temperatura adecuada para la hemodiálisis, que es de
aproximadamente 38ºC. Un calentador 18 típico consiste en un tipo de
resistencia conocido en la técnica, dimensionado a aproximadamente
1.500 vatios. El calentador 18 incluye un termistor 20 corriente
abajo o un dispositivo sensor de temperatura análogo. Como es sabido
en la técnica, un termistor consiste esencialmente en un reóstato
sensible a la temperatura que experimenta un cambio en la
resistencia eléctrica que es inversamente proporcional a un cambio
correspondiente de la temperatura. El termistor 20 está conectado
con el microprocesador de la máquina (no mostrado en la figura 1),
que utiliza señales del termistor para conectar y desconectar el
calentador 18 con el fin de mantener la temperatura del agua en el
nivel apropiado.
La bomba de concentrado "A" 22 impulsa
concentrado de "ácido" o "acetato", como es sabido en la
técnica, desde un depósito 88 al interior de la cámara de espacio de
aire 26. La bomba de concentrado "A" 22 es una bomba de volumen
fijo accionada por leva. Preferentemente, para accionar la bomba de
concentrado "A" 22 se utiliza un motor paso a paso 90
calibrable para que gire con un número exacto de rotaciones por
minuto. El motor paso a paso incluye un árbol (no mostrado) en el
que está montada una leva (no mostrada) que acciona un diafragma
flexible 92, suministrando así un volumen conocido de concentrado
"A" con cada rotación de la leva. Un sensor óptico (no
mostrado) de la leva controla la rotación angular de la leva para su
procesamiento por el microprocesador (no mostrado). El
microprocesador, utilizando información relativa al caudal de
dializado y parámetros de concentrado introducidos por el operador
de la máquina mediante una pantalla táctil (descrita detalladamente
más abajo), calcula la cantidad de concentrado necesaria para
alcanzar una proporción correcta entre el agua y el concentrado
"A" para la terapia de hemodiálisis. De este modo, el
microprocesador ajusta la velocidad angular del árbol del motor paso
a paso.
Para suministrar el concentrado "A" desde la
alimentación 88 del mismo a la bomba de concentrado "A" 22 se
utiliza una línea de concentrado "A" 94. Cuando se lava la
máquina, la línea de concentrado "A" 94 se acopla con la
conexión de lavado "A" 28, que sirve como una fuente de agua de
lavado para la línea de concentrado "A".
Para desinfectar la máquina, la línea de
concentrado "A" 94 se acopla con una conexión de desinfección
96 que permite que la bomba de concentrado "A" 22 suministre un
desinfectante químico a la línea de concentrado "A" 94.
El agua caliente entra en la cámara de espacio de
aire 26 a través de la válvula de alimentación 24. Una palanca 98
acciona la válvula de alimentación 24. La palanca 98 está acoplada
con un flotador 100 dentro de la trampa de aire 36. Así, el flotador
100 controla el flujo de agua al interior del circuito hidráulico
abriendo la válvula de alimentación 24 cuando desciende el nivel de
agua que soporta el flotador y abriendo dicha válvula de
alimentación 24 cuando aumenta el nivel de agua en la trampa de aire
36.
\newpage
El espacio de aire 102 dentro de la cámara 26 se
encuentra a presión atmosférica. El espacio de aire 102 ayuda a
impedir que el agua entrante fluya en sentido contrario (corriente
arriba) en caso de una caída de presión en la alimentación de agua
82.
Dentro de la conexión de lavado "A" 28 está
incorporado un sensor de proximidad (no mostrado en la figura 1 pero
descrito detalladamente más abajo). El sensor de proximidad detecta
cuándo la línea de concentrado "A" 94 está conectada con la
conexión de lavado "A" 28 y cuándo no, por lo que actúa como
una importante característica de interbloqueo de seguridad que
impide un funcionamiento inseguro de la máquina.
La conexión de lavado "B" 30 suministra agua
para el lavado de la línea de concentrado "B" 104. Durante el
lavado, la línea de concentrado "B" 104 está acoplada con la
conexión de lavado "B" 30. Durante la diálisis con acetato, la
línea de concentrado "B" 104 también está acoplada con la
conexión de lavado "B" 30 para una recirculación de la solución
de dializado de acetato a través de éstos.
La conexión de lavado "B" 30 también dispone
de un sensor de proximidad (no mostrado en la figura 1 pero descrito
detalladamente más abajo) similar al dispuesto en la conexión de
lavado "A" 28.
El circuito hidráulico incluye componentes
accionables para eliminar gases disueltos del líquido que pasa
través del mismo. En otro caso, si el líquido no se desaireara, los
gases disueltos en él podrían influir negativamente en el desarrollo
de un tratamiento de diálisis, incluyendo la exactitud con la que la
máquina lleva a cabo la ultrafiltración del paciente. Para facilitar
la desaireación, el líquido fluye a través del pulverizador de
evacuación de aire 32 con un caudal de aproximadamente 1.500 ml/min
con una presión subatmosférica (aproximadamente 66,7 kPa,
correspondientes a 500 mmHg). La presión reducida se logra aspirando
el líquido por la bomba de evacuación de aire 34 a través de un
reductor de flujo 106 corriente arriba del pulverizador de
evacuación de aire 32. El pulverizador de evacuación de aire 32
separa el líquido en pequeñas gotas cuando es sometido a la presión
subatmosférica, lo que favorece la formación de burbujas de
aire.
La trampa de aire 36 descarga las burbujas de
aire liberadas del líquido por el pulverizador de desaireación 32 a
través de una abertura de ventilación con salida a la atmósfera. La
trampa de aire también contiene el flotador 100 arriba descrito.
La sonda de conductividad "A" 38 mide la
conductividad eléctrica de la mezcla de agua y concentrado "A".
La conductividad es un método preciso para comprobar si la solución
de concentrado "A" se ha dosificado correctamente. La
conductividad medida en la sonda de conductividad "A" 38 puede
variar dependiendo de la intensidad iónica y el perfil electrolítico
del concentrado "A". Dado que la temperatura influye en la
conductividad, la sonda de conductividad "A" 38 también está
provista de un termistor 110. El termistor 110 está conectado con el
microprocesador (no mostrado), que lleva a cabo la compensación de
temperatura necesaria.
La bomba de concentrado "B" 40 suministra
concentrado de bicarbonato desde una fuente 112 y sólo puede
funcionar durante la terapia de diálisis con bicarbonato. La bomba
de concentrado "B" 40 es una bomba de volumen fijo accionada
por leva similar a la bomba de concentrado "A" 22. Un motor
paso a paso 114 acciona la bomba de concentrado "B" 40. Como en
el caso de la bomba de concentrado "A", un sensor óptico
controla la velocidad angular del árbol del motor paso a paso. El
sensor óptico está conectado con el microprocesador de la máquina,
que calcula la cantidad de concentrado "B" necesaria para
obtener una composición de dializado correcta para una terapia de
hemodiálisis segura y controla correspondientemente la velocidad
angular de la leva. La bomba de concentrado "B" 40 compensará
automáticamente los cambios en el caudal de dializado, en caso de
que dicho caudal varíe durante un tratamiento de diálisis,
aumentando o disminuyendo el régimen de la bomba.
La figura 1 también muestra una tercera
alimentación de concentrado 116 opcional, una tercera bomba de
concentrado 118 de volumen fijo accionada por leva, que puede
funcionar del mismo modo que las bombas de concentrado "A" y
"B" 22, 40, una cámara de mezcla 120 correspondiente y una
sonda de conductividad 122.
La cámara de mezcla "B" 44 proporciona un
mezclado a fondo del concentrado "B" con la mezcla dosificada
de concentrado "A" y agua para formar dializado antes de que
éste entre en la sonda de conductividad "B" 46.
La sonda de conductividad "B" 46 controla la
conductividad del dializado. Unos circuitos electrónicos (no
mostrados) conectados con la sonda de conductividad "B" 46
restan la conductividad medida en la sonda de conductividad "A"
38 de la conductividad medida en la sonda de conductividad "B"
46. Durante la diálisis con acetato, la diferencia entre estas
lecturas de conductividad debería ser igual a cero. Dado que la
temperatura influye en las mediciones de conductividad, la sonda de
conductividad "B" 46 incluye un termistor 124 para llevar a
cabo una compensación de la temperatura de la lectura de
conductividad "B". El termistor 124 también comprende una parte
de un subsistema de alarma de alta temperatura redundante.
Antes de continuar describiendo el circuito
hidráulico, es conveniente describir brevemente el igualador de
flujo 54. El igualador de flujo 54 comprende una primera cámara 126
y una segunda cámara 128 de volumen esencialmente igual. Cada cámara
126, 128 está formada por dos compartimentos, uno denominado
compartimento "predializador" o compartimento "pre" 130,
132 y el otro compartimento "postdializador" o compartimento
"post" 134, 136. Cada par de cámaras "pre" y "post"
opuestas está separado por un diafragma flexible 138, 140. Válvulas
accionadas por solenoide 142-149 controlan el
llenado y vaciado de cada compartimento. En general, cada
compartimento 130, 132, 134, 136 se llena por completo antes de
descargar su contenido. Además, los compartimentos "pre" 130,
132 se llenan y descargan alternativamente y los compartimentos
"post" también se llenan y descargan alternativamente. El
llenado de un compartimento "pre" 130, 132 provoca una descarga
correspondiente de un compartimento "post" 134, 136,
respectivamente. Los compartimentos "pre" 130, 132 se llenan
alternativamente desde la bomba de alimentación 42 y descargan
alternativamente al dializador. Los compartimentos "post" 134,
136 se llenan alternativamente de dializado "usado" que vuelve
del dializador y descargan el dializado usado a una línea de drenaje
150. Por ejemplo, el dializado de la bomba de alimentación 42 entra
en el compartimento "pre" 132, desplazando así el diafragma 140
hacia la derecha en la figura 1 y provocando el vaciado del
compartimento "post" 136. Simultáneamente, el compartimento
"post" 134 se llena mientras que el compartimento "post"
130 se vacía.
El igualador de flujo 54 actúa a través de un
ciclo de cuatro fases. En la primera fase, las válvulas 142, 145,
147 y 148 se abren y llenan el compartimento "pre" 130 con
dializado fresco, desplazando el diafragma 138 hacia la derecha en
la figura 1. Este desplazamiento del diafragma 138 expulsa el
dializado "usado" contenido en el compartimento "post"
134, que tiene un volumen igual al volumen del contenido del
compartimento "pre" 130, para que pase a la línea de drenaje
150. Al mismo tiempo, el dializado efluente del dializador entra en
el compartimento "post" 136, forzando así el desplazamiento del
diafragma 140 hacia la izquierda en la figura 1 para expulsar un
volumen igual de dializado fresco del compartimento "pre" 132
al dializador. En la segunda fase, todas las válvulas de solenoide
142-149 se cierran durante un breve período de
tiempo (aproximadamente 125 milisegundos). Esta breve parada elimina
los efectos adversos en la exactitud de la ultrafiltración que se
producirían si como mínimo dos de dichas válvulas estuvieran
abiertas al mismo tiempo. En la tercera fase, las válvulas de
solenoide 143, 144, 146 y 149 se energizan provocando el llenado del
compartimento "post" 134 con dializado efluente del dializador
y expulsando así dializado fresco del compartimento "pre" 130
al dializador. Además, el compartimento "pre" 132 se llena
simultáneamente de dializado fresco desde la bomba de alimentación
42, expulsando así el dializado efluente del otro compartimento
"post" 136 a la línea de drenaje 150. En la cuarta fase, todas
las válvulas de solenoide 142-149 se cierran de
nuevo durante aproximadamente 125 milisegundos.
Dado que los volúmenes de los compartimentos
"pre" y "post" 130, 134 y 132, 136 opuestos son iguales,
el igualador de flujo 54 equilibra volumétricamente el flujo de
dializado hacia y desde el dializador. Otra ventaja de dicha
igualdad volumétrica consiste en que el flujo de dializado hacia el
dializador se puede medir con exactitud en una amplia gama de
caudales.
La bomba de alimentación 42 tiene dos funciones:
(a) suministrar un volumen y una presión de flujo de dializado
adecuados para llenar de dializado los compartimentos del igualador
de flujo, y (b) crear un flujo de dializado a través de un circuito
152 formado por el filtro de dializado 48, el regulador de
alimentación 50, la cámara de mezcla "B" 44 y la sonda de
conductividad "B" 46. La bomba de alimentación 42 suministra
dializado con una presión regulada máxima de 86,25 kPa (12,5 psig) y
con un caudal aproximadamente 50 ml/min mayor que el caudal de
dializado fijado por el operador utilizando la pantalla táctil.
El filtro de dializado 48 se utiliza para
obstruir el paso corriente abajo de material extraño particulado al
interior del igualador de flujo 54. El regulador de alimentación 50
está ajustado a una presión de salida de aproximadamente 110,4 kPa
(16 psig). Siempre que los compartimentos "pre" y "post"
del igualador de flujo 54 llegan al final de un ciclo de llenado
durante las fases 1 y 3, la presión aumenta en el circuito 152.
Cuando la presión aumenta a aproximadamente 110,4 kPa (16 psig), el
regulador de alimentación 50 se abre lo suficiente para pasar la
salida de dializado de la bomba de alimentación 42 a través del
circuito 152 hasta la siguiente fase 1 ó 3.
El igualador de presión de entrada 52 equilibra
las presiones hidráulicas en las entradas 155 del igualador de flujo
54 de modo que los compartimentos 130, 132, 134, 136 se llenan a la
misma velocidad. Del mismo modo, el igualador de presión de salida
56 equilibra las presiones hidráulicas en las salidas 156 del
igualador de flujo 54. Los igualadores de presión de entrada y
salida se describen detalladamente más abajo.
El igualador de presión de entrada 52 también
equilibra automáticamente la presión del dializado que fluye a
través de las líneas corriente abajo 158, 160 con la presión de
dializado en las entradas 154 del igualador de flujo. Siempre que la
presión en las entradas 154 del igualador de flujo supera la presión
generada por la bomba de presión de dializado 72, el igualador de
presión de entrada 52 restringe el flujo de dializado en las líneas
158, 160. Este equilibrado de presiones permite que las dos cámaras
126, 128 del igualador de flujo 54 se llenen a velocidades
idénticas.
En las salidas 156 del igualador de presión de
salida están dispuestos sensores de fin de carrera 162, 164. Los
sensores de fin de carrera 162, 164 verifican cuándo los
compartimentos del igualador de flujo han llegado al final de un
ciclo de llenado (fin de carrera). Una vez que los compartimentos
están llenos, los sensores de fin de carrera 162, 164 envían una
señal de ausencia de flujo al microprocesador de la máquina,
indicando que los compartimentos están llenos.
La sonda de conductividad de dializado 60 mide la
conductividad del dializado antes de que éste entre en el
dializador. El microprocesador de la máquina compara la
conductividad medida con un valor de conductividad previsto
(descrito detalladamente más abajo) a base de la información sobre
la formulación del concentrado introducida por el operador mediante
la pantalla táctil. Si la conductividad del dializado medida es
excesivamente superior o inferior al valor de conductividad
previsto, el microprocesador de la máquina activa una alarma de
conductividad. Además, la válvula de derivación 66 se dispara
durante una alarma de conductividad para apartar el dializado del
dializador a través del conducto 166.
La sonda de conductividad de dializado 60 incluye
un termistor 168 que permite compensar la temperatura de la lectura
de conductividad. La señal electrónica del termistor también se
utiliza para proporcionar una visualización de temperatura de
dializado en la pantalla táctil de la máquina así como límites de
alarma primarios de alta y baja temperatura. La pantalla táctil de
la máquina también muestra la conductividad de dializado medida por
la sonda de conductividad 60.
El sensor de flujo de dializado 62 incluye un
termistor variable autocalentable y un termistor de referencia (no
mostrado en la figura 1 pero descrito detalladamente más abajo). El
sensor de flujo de dializado 62 se utiliza principalmente como un
monitor de derivación. Siempre que la máquina se encuentra en
derivación, la falta de flujo de dializado resultante detrás del
sensor de flujo 62 sirve como una verificación de que la válvula de
derivación 66 está funcionando correctamente.
El transductor de presión de dializado 64 detecta
la presión del dializado y convierte la lectura de presión en una
señal analógica proporcional a la presión del dializado. El
microprocesador de la máquina utiliza esta señal analógica como la
base para una visualización de presión de dializado en la pantalla
táctil, alarmas de presión y otras funciones de control de dializado
(no mostradas en la figura 1).
La válvula de derivación 66 protege al paciente
de hemodiálisis en caso de una alarma de temperatura o conductividad
apartando el flujo de dializado del dializador. La válvula de
derivación 66 es una válvula de solenoide de tres pasos que, cuando
se dispara, cierra el conducto 170 que conduce al dializador y
desvía el flujo de dializado a través del conducto 166 a una
posición 172 corriente abajo del dializador.
La conexión de toma de muestras de dializado 68
es un dispositivo que permite al operador obtener una muestra del
dializado utilizando una jeringa para un análisis independiente.
Un segundo sensor de flujo de dializado 70 está
dispuesto en la línea postdializador ("venosa") 174. El segundo
sensor de flujo 70 está construido similarmente al primer sensor de
flujo 62 y se describe detalladamente más abajo. El segundo sensor
de flujo 70 se utiliza para comprobar la exactitud de la capacidad
de ultrafiltración de la máquina.
La bomba de presión de dializado 72 está situada
corriente abajo del dializador. Un circuito de recirculación
acompañante que comprende las líneas 158, 160 conduce el dializado
efluente al igualador de presión de entrada 52. Por lo tanto, el
circuito de recirculación 158, 160 ayuda a equilibrar las
diferencias de presión que en otro caso podrían transmitirse al
igualador de flujo 54, y también sirve como una fuente de presión
hidráulica suficiente para llenar el caudalímetro de UF 76 cuando
así se demande.
La bomba de presión de dializado 72 hace circular
el dializado con un caudal constante de 1.500 ml/min a través del
circuito de recirculación 158, 160 sin influir en el caudal de
dializado general a través del circuito hidráulico 10. Por
consiguiente, la bomba de presión de dializado 72 se puede utilizar
para ajustar diferencias de presión a través de la membrana del
dializador.
Siempre que la bomba de presión de dializado 72
reciba un volumen adecuado de dializado para el bombeo, la dinámica
de flujo del dializado a través del circuito hidráulico permanece
inafectada. Sin embargo, si se retira líquido del circuito de
recirculación 158, 160, la bomba de presión de dializado intentará
sustituir el volumen perdido demandando más volumen del dializador.
Dado que el igualador de flujo 54 mantiene la constancia volumétrica
del dializado que pasa hacia y desde el dializador, el único fluido
disponible para sustituir el fluido perdido del circuito 158, 160 ha
de proceder del propio dializador. Por consiguiente, controlando con
precisión la cantidad de líquido retirado del circuito de
recirculación 158, 160 (utilizando el caudalímetro de UF 76), el
operador puede controlar con exactitud la cantidad de líquido que ha
de ser retirado del paciente de hemodiálisis a través del
dializador.
Dado que el dializado bombeado por la bomba de
presión de dializado 72 tiene un flujo parcialmente restringido, de
este modo se proporciona una presión suficiente en la entrada del
regulador de eliminación de UF 74. El regulador de eliminación de UF
74 regula la presión hidráulica en la entrada 178 del caudalímetro
de UF 76.
El caudalímetro de UF 76 está formado por una
cámara 180 separada en dos subcompartimentos 182, 184 a través de un
diafragma 186. Cada subcompartimento 182, 184 tiene una válvula
correspondiente 188, 190, respectivamente, asociada con él. Cada uno
de los subcompartimentos 182, 184 del caudalímetro de UF 76 sólo se
puede llenar cuando la válvula correspondiente 188, 190 está
abierta. Siempre que un primer subcompartimento 182 se está
llenando, el segundo compartimento 184 opuesto está vaciando su
contenido en una línea de drenaje 192. La velocidad de evacuación de
UF a través del caudalímetro de UF 76 depende de la velocidad a la
que se abren y cierran alternativamente las válvulas 188, 190
correspondientes.
Cada vez que sale líquido del circuito de
recirculación 158, 160 a través del caudalímetro de UF 76,
correspondientemente se recircula menos líquido a través del
circuito de recirculación 158, 160. Esto provoca una
"subalimentación" correspondiente en la entrada 172 de la bomba
de presión de dializado 72 que genera una disminución
correspondiente de la presión del dializado en el dializador. La
disminución de la presión del dializado provoca la extracción de un
volumen de líquido del paciente que es igual al volumen de líquido
retirado del circuito de recirculación 158, 160 a través del
caudalímetro de UF 76. Estos volúmenes serán iguales siempre que el
dializador tenga suficiente capacidad de ultrafiltración para
extraer dicho volumen del paciente a la velocidad deseada.
El dializado efluente expulsado del igualador de
flujo 54 pasa a través del detector de fugas de sangre 78 y es
controlado por éste en cuanto a la presencia de sangre. El detector
de fugas de sangre 78, descrito detalladamente más abajo, comprende
una fuente luminosa 194 y una célula fotoeléctrica 196 que controla
la luz transmitida a través de la solución de dializado efluente que
pasa a través del detector. Si pasa sangre a través de la membrana
del dializador desde el paciente al dializado, el dializado que pasa
a través del detector de fugas de sangre 78 absorbe una porción de
la luz que lo atraviesa. Si la disminución correspondiente en la
cantidad de luz que llega a la célula fotoeléctrica es excesiva, la
máquina dispara una alarma de fuga de sangre.
El dializado efluente del detector de fugas de
sangre 78 se envía a través del conducto 84 al intercambiador de
calor 16 y después a un drenaje 198.
La válvula de lavado 80 permite que el
caudalímetro de UF 76 retire agua de lavado del circuito de
recirculación 158, 160 a una velocidad de aproximadamente 4 l/h.
Este lavado asegura una limpieza adecuada del circuito de
recirculación 158, 160 y el caudalímetro de UF 76. No obstante, dado
que durante el lavado se retira líquido del circuito 158, 160 a una
velocidad relativamente alta, la válvula de lavado 80 también
permite añadir un volumen equivalente de líquido al circuito 158,
160.
En la realización preferente se utiliza una
interfaz de usuario de pantalla táctil. El Apéndice B contiene
diversos detalles referentes a la interfaz de usuario según la
presente invención.
Las pantallas táctiles son conocidas en la
técnica y están comercialmente disponibles en una serie de fuentes,
incluyendo Elographics West of San Diego, Cal. También se conoce el
uso de pantallas táctiles en aplicaciones de interfaz de usuario
para equipos médicos, tal como muestran por ejemplos las patentes US
4,974,599 y 4,898,578.
En el estado anterior de la técnica, tal como se
ilustra en las patentes arriba mencionadas, las pantallas táctiles
se han utilizado junto con ordenadores y CRT para proporcionar un
panel de control que puede cambiar bajo el control del ordenador.
Los medios con los cuales se pueden manejar de este modo de forma
cooperativa un ordenador, un CRT y una pantalla táctil son bien
conocidos y, per se, no forman parte de esta invención.
La figura 7 muestra un diagrama de bloques del
sistema informático 500 que se utiliza para controlar la pantalla
táctil 501, el dispositivo de visualización CRT 503 y otros
componentes del aparato. Este ordenador está programado en lenguaje
"C" de modo convencional para llevar a cabo el diálogo y otras
funciones descritas más adelante.
La figura 8 muestra la visualización de pantalla
táctil presentada habitualmente al operador del sistema de la figura
7. Como se puede observar, se muestran los parámetros de tratamiento
principales. Éstos incluyen el régimen de bombeo de heparina, el
caudal de dializado, la conductividad del dializado, la temperatura
del dializado, el tiempo de tratamiento transcurrido, el
ultrafiltrado total retirado, la presión transmembrana y la
velocidad de ultrafiltración. También se muestran la presión
sanguínea arterial y venosa del paciente (tanto en forma de columna
de mercurio como en forma numérica). Un indicador lineal en la parte
inferior de la pantalla indica el caudal de bombeo de sangre. En la
parte superior de la pantalla hay un espacio reservado para mensajes
de alarma y ayuda.
La mayor parte de estos elementos de
visualización se encuentran en una casilla con recuadro. El recuadro
sirve como un indicador de alarma visual y cambia de color y
parpadea si se supera un límite de alarma correspondiente. En la
parte derecha de la pantalla se muestra una serie de botones. El
primero es un botón RESET (REPOSICIÓN) que se emplea para reponer
las condiciones de alarma después de corregir una situación de
alarma. HELP (AYUDA) guía al usuario a través de una serie de
mensajes de ayuda. SET LIMITS (AJUSTAR LÍMITES) ajusta los límites
de alarma para diversos parámetros, incluyendo la presión arterial,
la presión venosa y TMP. MENUS (MENÚS) sustituye los botones de la
parte derecha de la pantalla por botones adicionales
correspondientes a funciones de control adicionales, manteniendo al
mismo tiempo los parámetros visualizados en otra parte de la
pantalla. RINSE (LAVADO) inicia el modo de lavado, siempre que se
cumplan los interbloqueos. MUTE (SILENCIO) silencia la mayor parte
de las alarmas acústicas durante 100 segundos. Las localizaciones de
los botones son reprogramables y pueden tener múltiples leyendas
asociadas con éstos. También se pueden reprogramar sus posiciones en
la pantalla táctil.
Si se desea cambiar uno de los parámetros
visualizados, por ejemplo el régimen de bombeo de heparina, el
operador simplemente toca el indicador correspondiente. Entonces
aparece un teclado similar a una calculadora en una ventana
superpuesta en la pantalla, tal como se muestra en la figura 9. El
usuario puede introducir en este teclado el nuevo valor para el
parámetro seleccionado. Una vez introducido de este modo el
parámetro deseado, el operador pulsa ENTER (INTRODUCIR) en la
visualización de calculadora y ésta desaparece. El parámetro
revisado se sustituye en el indicador correspondiente (con el
recuadro destacado) y, a través de un botón que aparece en la parte
inferior derecha de la pantalla, se pide al usuario que confirme el
cambio introducido. Si no se toca el botón VERIFY (CONFIRMAR) poco
después de que éste aparezca, dicho botón VERIFY desaparece y la
máquina continúa con su parámetro anterior. Si se confirma a tiempo,
el cambio se produce de forma efectiva. En la realización
preferente, el usuario tiene entre uno y cinco segundos para
confirmar el parámetro.
Algunos parámetros no se pueden representar
mediante un solo número mostrado en una ventana de parámetros, por
ejemplo los parámetros programados para que varíen con el tiempo
(los denominados parámetros perfilados). Entre éstos se encuentran
la concentración de sodio de la solución de dializado, la
concentración de bicarbonato de la solución de dializado, kT/V, y la
velocidad de ultrafiltración.
En la realización preferente, estos parámetros
perfilados se muestran de manera seleccionable en forma de gráficos
de barras en la pantalla. Empleando el sodio como ejemplo, el eje Y
representa las concentraciones de sodio entre 130 y 160 mEq/l. El
eje X representa el período de tratamiento, dividido en intervalos
de quince minutos. La figura 10 muestra una visualización de este
tipo.
El empleo de gráficos de barras para mostrar
parámetros perfilados es conocido en la técnica. Sin embargo, el
estado anterior de la técnica carece de un método conveniente para
introducir en la máquina datos característicos del perfil de la
curva. Típicamente, esta introducción de datos se ha llevado a cabo
a través de un teclado numérico en el que se introducen los datos
para cada período de tiempo individual. Este método requiere docenas
de pulsaciones de teclas y, por consiguiente, presenta muchas
posibilidades de error.
En cambio, en la realización preferente, los
parámetros perfilados se introducen trazando simplemente en la
pantalla táctil el perfil de curva deseado.
Más detalladamente, la programación de los
parámetros perfilados se realiza de la siguiente manera:
El usuario pulsa MENUS en la visualización
principal de la pantalla táctil de la figura 8. Entonces aparece la
pantalla de programación de la figura 11, que incluye en la parte
derecha botones correspondientes a la programación de sodio,
bicarbonato, kT/V y ultrafiltración. El parámetro que se desea
programar se selecciona tocando el botón correspondiente.
En respuesta a ello aparece la pantalla de la
figura 10. Si ya se ha programado un perfil, éste se muestra en
forma de gráfico de barras en esta pantalla. En otro caso, el
gráfico está vacío.
Antes de permitir que el usuario programe el
perfil de sodio, la máquina primero solicita el valor de sodio del
concentrado de sodio utilizado. Este dato se introduce en una
ventana de teclado numérico. Si no se ha programado previamente el
tiempo de tratamiento, la máquina también solicita este dato
mediante una ventana de teclado numérico.
Después, el usuario traza el perfil de curva
deseado en la pantalla táctil, y el ordenador muestra de forma
prácticamente simultánea una serie de barras correspondientes a la
curva trazada.
Alternativamente, el usuario puede tocar la
pantalla en puntos individuales del perfil de curva deseado. Por
ejemplo, para programar un aumento lineal de sodio desde 140 hasta
160 mEq/l, el usuario tocaría el gráfico en 140 en la ordenada
correspondiente al comienzo del intervalo de tratamiento y en 160 en
la ordenada correspondiente al final del intervalo de tratamiento.
El ordenador colocaría entonces una serie de barras crecientes
linealmente entre estos puntos.
También se pueden utilizar toques individuales
para programar perfiles escalonados. Si la primera hora de
tratamiento ha de ser a 150 mEq/l y la segunda hora a 135 mEq/l, el
usuario tocaría primero la pantalla en 150 en la ordenada
correspondiente al comienzo de la primera hora. En la ordenada
correspondiente al final de la primera hora, el usuario pulsaría en
dos lugares: primero en 150 (para que el ordenador rellene el
período intermedio con barras correspondientes a 150), y luego en
135. Finalmente, el usuario tocaría la pantalla en 135 en la
ordenada correspondiente al final de la segunda hora. El ordenador
llenaría entonces la segunda hora con barras correspondientes a
135.
Una vez introducido el perfil de curva deseado,
se pulsa el botón ENTER para instalar el programa en la máquina.
En la realización preferente, el ordenador
"quiebra" la altura de cada barra en uno de una serie de
valores discretos. En el caso del sodio, estos valores discretos
están separados en pasos de 1 mEq/l.
Durante esta operación de programación, la
pantalla muestra una ventana de datos numéricos en la que se puede
visualizar la correspondencia numérica de una barra en particular.
Cuando se traza la curva, el ordenador muestra en esta ventana el
parámetro numérico correspondiente a cada barra durante la
definición de ésta. Una vez programado el perfil, la correspondencia
numérica de cualquier barra se puede visualizar tocando primero el
botón LOCK (BLOQUEAR), que bloquea la curva, y pulsando después la
barra en cuestión.
Una vez fijado el perfil, el usuario puede desear
modificarlo en algunos aspectos. Evidentemente, un método para ello
consiste en repetir simplemente el procedimiento de programación
arriba descrito. Otro método consiste en ajustar la altura de una
barra en particular. Esto se puede llevar a cabo de dos modos. El
primero consiste simplemente en tocar la barra que se desee
modificar. La altura de la barra sigue el movimiento del dedo del
usuario. El segundo modo de ajuste consiste en seleccionar primero
una barra que se desee ajustar tocando de forma reiterada (o
pulsando y manteniendo pulsado) un botón de Flecha a la Derecha
hasta que se resalte la barra deseada. (El botón de Flecha a la
Derecha hace que se resalten sucesivamente las barras, de izquierda
a derecha, y vuelve a la barra situada en el extremo izquierdo
después de pasar la barra del extremo derecho. La barra resaltada es
la barra seleccionada.) El parámetro numérico correspondiente a la
barra seleccionada se muestra en la ventana de datos numéricos. Este
valor se puede ajustar entonces mediante las teclas de Flecha Arriba
y Abajo, que aumentan o disminuyen, respectivamente, el parámetro
mostrado. En la realización preferente, las teclas de Flecha Arriba
y Abajo hacen que el parámetro de sodio cambie en pasos de 0,1
mEq/l, la décima parte de la resolución prevista en el procedimiento
de introducción de datos original. Con otros parámetros programados
de este modo se mantiene una proporción similar. De nuevo se pulsa
el botón ENTER para completar la operación de programación.
Como ocurre con los demás parámetros, los
parámetros perfilados también se han de confirmar antes de ser
efectivos.
Cuando se han completado las operaciones de
perfilado de datos arriba detalladas, los datos correspondientes al
perfil programado se almacenan en la memoria del ordenador.
Periódicamente, por ejemplo una vez cada quince minutos, una
interrupción cíclica en el programa de software de sistema hace que
el ordenador explore esta memoria para buscar el valor del parámetro
programado para el próximo intervalo de tiempo (en este caso quince
minutos). El parámetro físico se ajusta correspondientemente
utilizando mecanismos de ajuste convencionales.
Una vez comenzado el tratamiento, el sistema sólo
permite programar barras correspondientes a intervalos de tiempo
futuros. Las barras correspondientes a intervalos de tiempo
pasados reflejan la historia de tratamiento y no pueden ser
modificadas. Para distinguir fácilmente entre el pasado y el futuro,
las barras correspondientes a cada uno se muestran en colores
diferentes.
En todos los aspectos de la interfaz, el usuario
es guiado de un paso al siguiente por una característica de la
realización preferente de acuerdo con la cual el botón que tiene más
probabilidades de ser pulsado en siguiente lugar por el usuario está
resaltado. Por ejemplo, cuando la máquina está en modo Rinse
(Lavado) y se acerca el final de estas operaciones, el botón
Self-Test (Autocomprobación) está resaltado,
indicando que ésta es la siguiente operación más probable.
Similarmente, cuando se acerca el final de la operación
Self-Test, el botón Prime (Cebadura) está resaltado.
Mediante esta disposición, incluso los usuarios novatos son guiados
fácilmente a través de las diversas fases de operaciones de la
máquina.
Además de la interfaz de usuario arriba descrita,
también se pueden efectuar comunicaciones con la máquina de diálisis
mediante una interfaz de datos en serie RS-232C 530
y mediante una tarjeta de datos.
Las tarjetas de datos (también conocidas como
tarjetas de memoria o tarjetas RAM) son conocidas en la técnica, tal
como muestran las patentes U.S. 4,450,024, 4,575,127, 4,617,216,
4,648,189, 4,683,371, 4,745,268, 4,795,898, 4,816,654, 4,827,512,
4,829,169 y 4,896,027. En la realización preferente se puede
utilizar una tarjeta de datos tanto para cargar parámetros de
tratamiento en la máquina como para descargar parámetros de paciente
registrados en la máquina para análisis de terapia.
Entre los parámetros de tratamiento que puede
proporcionar una tarjeta de datos a la máquina se encuentran: el
perfil de ultrafiltración, el perfil de sodio, el perfil de
bicarbonato, el caudal de bombeo de sangre, el tiempo de
tratamiento, el volumen de evacuación por ultrafiltración deseado,
el caudal de dializado, la temperatura del dializado, el programa de
medición de la presión sanguínea y las alarmas correspondientes, y
la prescripción de heparina.
Entre los parámetros de paciente registrados por
la máquina que se pueden descargar a una tarjeta de memoria para un
análisis de terapia posterior se encuentran: datos temporales
referentes a la temperatura y la conductividad del dializado (estos
dos tipos de datos se miden típicamente en varios puntos del
circuito de fluido), las presiones venosa, arterial, de dializado,
sistólica y diastólica, el caudal de sangre, la sangre total
procesada, la velocidad de ultrafiltración, el ultrafiltrado total
evacuado, el objetivo de ultrafiltrado y los estados de la
máquina.
Adicionalmente, la tarjeta de datos puede
transmitir a la máquina determinados códigos que, una vez leídos por
ésta, inician operaciones especiales. Estas operaciones incluyen
modo de calibración, modo para intervención del técnico,
habilitación de la función de control de presión sanguínea,
modificación de los parámetros transmitidos a través del puerto en
serie para diagnósticos, y otras.
La tarjeta utilizada en la realización preferente
se puede adquirir comercialmente de Micro Chip Technologies con la
marca de fábrica ENVOY y proporciona 32K de almacenamiento de datos
en forma EEPROM. También hay disponibles tarjetas similares de
Datakey.
Cuando la máquina lee una tarjeta que contiene
parámetros de tratamiento, los parámetros almacenados no tienen
efecto de inmediato. En lugar de ello, cada uno de los parámetros se
muestra en la pantalla y se pide al operador, mediante mensajes que
aparecen en la pantalla, que confirme cada uno individualmente. Si
no se verifica un parámetro, este aspecto de la operación de la
máquina permanece inalterado. En la realización preferente, los
parámetros cargados de una tarjeta de memoria se muestran en sus
ventanas de parámetros respectivas. Las ventanas se van resaltando
en secuencia y el sistema solicita la confirmación del parámetro de
la ventana resaltada. En realizaciones alternativas se muestran
múltiples parámetros para confirmarlos en grupo.
Volviendo a la figura 7, el sistema informático
500 que controla la interfaz de usuario y otros aspectos de
operaciones de la máquina está construido alrededor de una placa
base compatible con IBM-AT 502 que incluye un
microprocesador Intel 80286 504 y 256 de RAM 506 interconectados
mediante un bus AT 508. En las ranuras de ampliación de esta placa
base se enchufan siete tarjetas adicionales: una tarjeta de memoria
510, una tarjeta RS-232 512 (utilizada para
controlar un monitor de presión sanguínea del paciente), una tarjeta
controladora del sistema de Entrada/Salida 514, una tarjeta
controladora del sistema de ultrafiltración/dosificación 516, una
tarjeta controladora del sistema de bomba de sangre 518, una tarjeta
de interfaz de pantalla táctil 520 y una tarjeta adaptadora de
pantalla EGA 522.
El sistema informático tiene cinco funciones
principales: (1) interfaz de usuario (es decir, a través del
dispositivo de visualización CRT y la pantalla táctil); (2) control
del estado de la máquina (es decir, lavado, cebadura, diálisis,
etc.); (3) comunicaciones del microcontrolador; (4) realización de
autocomprobaciones; y (5) calibraciones. Estas funciones son
llevadas a cabo por el ordenador AT junto con las tarjetas de
ampliación arriba enumeradas.
Pasando ahora a una descripción más detallada de
cada componente, la tarjeta de memoria 510 contiene el programa fijo
para el microprocesador 80286. La tarjeta de memoria puede tener
hasta 384K de memoria de sólo lectura (ROM) 524 y 8K de memoria de
acceso aleatorio estática no volátil (RAM) 526. La tarjeta de
memoria también incluye una interfaz de memoria 528, una interfaz
RS-232C 530 y un reloj de hora del día 532. La
interfaz 528 es convencional y simplemente gestiona el
direccionamiento de las memorias 524 y 526. La interfaz
RS-232C es para uso general (a diferencia de la
interfaz RS-232 512, que se emplea exclusivamente
con un monitor de presión sanguínea) y se utiliza típicamente para
suministrar a distancia instrucciones de programación a la máquina y
para solicitar datos de tratamiento del paciente a la misma. El
reloj de hora del día 532 se utiliza, entre otras cosas, para marcar
la hora/fecha en los datos del paciente cuando éstos son recogidos y
para proporcionar una referencia de hora del día con la que se
pueden controlar operaciones automáticas de la máquina (como un
calentamiento automático).
El programa de control principal está escrito en
el lenguaje de programación "C". Este código se compila,
vincula y carga en la ROM 524. El objetivo del programa de control
principal consiste en:
- Recopilar datos de los subsistemas controladores de Entrada/Salida, Bomba de Sangre y Ultrafiltración, y producir funciones de control para los diversos subsistemas controladores.
- Dar entrada a los datos de la pantalla táctil de interfaz de usuario.
- Controlar los datos en cuanto a la violación de límites de alarma y condiciones de operación de uso, y establecer los indicadores de condición de alarma de programa apropiados.
- Evaluar los datos para determinar el estado de operación actual del programa de control, es decir, Estado de Espera, Lavado, Autocomprobación, Cebadura y Diálisis.
- Y actualizar los datos de pantalla a la parte de CRT de la interfaz de usuario.
La memoria RAM 526 se utiliza para almacenar
parámetros de calibración y de máquina.
Para que la tarjeta de memoria funciones sin
conflictos con la placa base AT principal, la placa base ha de
modificarse desactivando las memorias intermedias por encima de la
dirección 256K. El espacio de la ROM del controlador de memoria está
listado en el espacio de dirección de 256K a 640K, estando listada
la porción entre 256K y 312K para el rango de dirección de 832K a
888K. El código en este rango de dirección superior está configurado
en una extensión BIOS. El software BIOS de la placa base da el
control a la ROM después de iniciar el sistema. A diferencia de las
extensiones BIOS estándar, el código principal no vuelve a la BIOS
después de haber tomado el control.
La tarjeta RS-232 512 permite el
control remoto informatizado de un monitor de presión sanguínea de
un paciente. Spacelabs of Hillsboro, Oregon, comercializa monitores
de presión sanguínea adecuados adaptados para control por
RS-232.
La tarjeta de interfaz de pantalla táctil 520
está comercialmente disponible con el número de componente
E271-400 de Elographics y está diseñada para operar
con el panel táctil E272-12 501 utilizado en la
realización preferente. La función de la tarjeta de interfaz 520
consiste en traducir las señales procedentes de la pantalla táctil
en un formato de datos adecuado para ser empleado por el
microprocesador 80286 504. Elographics comercializa el software
residente de finalización y espera para dirigir la placa de interfaz
520.
La tarjeta adaptadora de pantalla EGA 522 es
convencional y proporciona señales RGB a la pantalla CRT 503.
En la siguiente descripción de detallan en
particular los tres subsistemas de microcontrolador (el sistema de
bomba de sangre 518, el sistema de ultrafiltración/dosificación 516
y el sistema de E/S 514).
El controlador de bomba de sangre 518 está
construido utilizando un microcontrolador Intel 8040 y tiene la
función de controlar o comprobar cinco subsistemas: (1) la bomba de
sangre; (2) la medición de la presión sanguínea (arterial, venosa y
cámara de expansión); (3) suministro de heparina; (4) ajuste de
nivel; y (5) temperatura ambiente. El controlador de bomba de sangre
actúa conjuntamente con una tarjeta de alimentación de bomba de
sangre (no mostrada) que proporciona de forma controlable energía de
servicio a dispositivos controlados por el controlador de bomba de
sangre.
Más concretamente, la función principal del
controlador de bomba de sangre 518 consiste en suministrar energía
al motor de la bomba de sangre de tal modo que la cabeza de la bomba
gire y bombee a una velocidad seleccionada por el operador.
El sistema controlador de bomba de sangre
consiste en los siguientes componentes principales:
Descripción | Localización |
Introducción de parámetros | Controlador principal |
por el usuario | |
Control de error de velocidad | Controlador de bomba de |
de software | sangre |
Control de error de velocidad | Tarjeta alim. bomba de |
de hardware | sangre |
Sensor de velocidad óptico | Sobre el árbol del motor |
Circuitos de mando de potencia | Tarjeta alim. bomba de |
de motor | sangre |
El operador introduce la información del régimen
de bomba de sangre deseado en el panel táctil de la pantalla de
vídeo (CRT). El controlador principal (microprocesador 80286)
convierte esta información en el régimen de motor apropiado y
después envía éste al controlador de bomba de sangre (8040) de la
tarjeta Controladora de Bomba de Sangre. El controlador 8040
convierte la información de régimen de motor en una información
analógica, que se suministra a un control de velocidad de motor IC
(LM2917-8) de la tarjeta de Alimentación de Bomba de
Sangre.
En el árbol trasero del motor de bomba de sangre
está montado un sensor de velocidad óptico, estando colocado un LED
en un lado del árbol y un fototransistor en el lado opuesto. El
árbol está atravesado por dos taladros que son perpendiculares al
árbol y entre sí. Esto produce cuatro impulsos ópticos recibidos por
cada revolución del árbol.
Esta señal tacométrica es controlada tanto por el
LM2917-8 como por el controlador 8040. El
LM2917-8 proporciona un control de velocidad de
respuesta rápida comparando la velocidad del motor con la
información de velocidad deseada del controlador 8040. El resultado
de esta comparación es una señal de error que proporciona una
información de entrada a los circuitos de mando de potencia de
motor. El mando de potencia de motor proporciona al motor una
energía de +24 V con modulación de impulsos en duración con una
frecuencia de aproximadamente 30 kHz. Esta energía está protegida en
límite de corriente para evitar daños en caso de pararse el
motor.
El 8040 compara la información de velocidad del
motor del tacómetro con la velocidad deseada indicada por el 80286 y
corrige correspondientemente el nivel suministrado al
LM2917-8. De este modo, el 8040 asegura la
exactitud final de la bomba sin que el circuito
LM2917-8 requiera ninguna calibración. Además, el
8040 puede vigilar problemas de control tales como velocidad
insuficiente o velocidad excesiva, que se pueden producir por fallos
del LM2917-8 o los circuitos de mando del motor.
El 8040 también controla la velocidad del motor
independientemente de la señal del tacómetro utilizando el EMF
posterior del motor. Periódicamente (cada 0,5 segundos) el mando del
motor se desconecta durante aproximadamente 6 milisegundos y se mide
la tensión en los terminales del motor. Aunque esto no conduce a una
indicación tan precisa como la señal del tacómetro, sí se pueden
determinar fallos generales, por ejemplo cuando se pierde la señal
del tacómetro.
Las mediciones de presión sanguínea incluyen las
presiones venosa, arterial y de cámara de expansión (para el
tratamiento con aguja única). Los tres sistemas de medición incluyen
un hardware idéntico. Cada presión es detectada por un transductor
de presión de manómetro SenSymSCX15 montado en la tarjeta de
Alimentación de Bomba de Sangre. Cada transductor está conectado con
un amplificador diferencial diseñado para un rango de medición de
-3,3 a +80 kPa (-400 a +600 mmHg). La salida de cada amplificador
activa un canal de entrada A/D del sistema de Control de Bomba de
Sangre, momento en el que es convertida en un valor digital de 10
bits. La calibración de cada una de las entradas de presión se
procesa completamente por software, siendo necesario que el diseño
de cada amplificador asegure una salida que permanezca dentro del
rango de entrada A/D de 0 a +5 V sobre el rango de presión de
entrada y sobre todas las tolerancias de componentes.
El suministro de heparina se lleva a cabo
moviendo gradualmente un motor paso a paso que gira el piñón de un
mecanismo de piñón y cremallera. El piñón mueve la cremallera y la
sujeción mecánica es tal que el émbolo de la jeringa de heparina se
desplaza la misma distancia. El microcontrolador 8040 dispuesto en
la tarjeta Controladora de Bomba de Sangre 518 controla el motor
paso a paso. Cuando el operador introduce una tasa de heparina
deseada en mililitros por hora (ml/h) a través de la pantalla táctil
del panel frontal, el microprocesador 80286 principal convierte esta
información en el régimen de pasos de motor apropiado y lo transmite
al microcontrolador de Bomba de Sangre. El microcontrolador de Bomba
de Sangre transmite una señal lógica de régimen de pasos de motor a
la tarjeta de Alimentación de Bomba de Sangre, donde los circuitos
de mando de potencia de motor de heparina energizan la bobina del
motor paso a paso apropiada.
La señal lógica de régimen de pasos de motor
procedente del microcontrolador de Bomba de Sangre 518 también se
transmite al microcontrolador 8040 514 de la tarjeta Controladora de
E/S. El microcontrolador de E/S controla esta señal para determinar
si el motor de heparina está funcionando a la velocidad apropiada.
Si determina que la velocidad es excesiva, desactiva el motor de
heparina a través de una línea de desactivación que va a la tarjeta
de Alimentación de Bomba de Sangre.
Están previstos dos sensores ópticos para
proporcionar información sobre el estado de la bomba de heparina. El
sensor de separación detecta cuándo el brazo de soporte de la
jeringa del panel frontal se encuentra en la posición de separación.
El sensor de fin de carrera detecta cuándo el piñón se ha levantado
de la cremallera, lo que ocurre cuando los dientes no están
engranados. Esto indica una condición de sobrepresión, El
microcontrolador de bomba de sangre controla el estado de estos
sensores y transmite la información al microprocesador 80286
principal.
El sistema de ajuste de nivel permite al operador
modificar el nivel de sangre en las cámaras de goteo arterial y
venoso. Hay un botón de aumento de nivel y un botón de disminución
de nivel para cada cámara de goteo. El microcontrolador 8040 de la
tarjeta Controladora de Bomba de Sangre 518 controla estas
posiciones de botones. Cuando se pulsa un botón, una válvula
selecciona la cámara de goteo correspondiente y se suministra
energía al motor de modo que la cabeza de una bomba peristáltica
gira para aplicar una presión positiva o negativa a la cámara de
goteo. La lógica de software sólo acepta una pulsación de botón al
mismo tiempo. Si se pulsan simultáneamente dos botones, ambos son
ignorados.
Los circuitos de mando de motor están localizados
en la tarjeta de Alimentación de Bomba de Sangre. El motor se puede
accionar en sentido de avance o en sentido inverso. Una señal de
sentido de marcha de la tarjeta Controladora de Bomba de Sangre,
junto con una señal de régimen de motor con modulación de impulsos
en duración, controla dos mandos de motor semipuente bipolares. Los
dos mandos de motor semipuente reciben la misma señal de régimen de
motor, mientras que la señal de sentido de marcha del motor es alta
en uno y baja en el otro para determinar el sentido de marcha del
motor. Los mandos semipuente proporcionan al motor una tensión de
mando de 24 V con modulación de impulsos en duración de
aproximadamente 30 kHz
Más abajo se describen otros detalles de los
ajustes de nivel.
El objetivo del sistema de refrigeración de
armario consiste en mantener la temperatura interna del armario por
debajo de la temperatura máxima de 50ºC a la que se garantiza el
funcionamiento de los componentes electrónicos (la mayor parte de
los componentes electrónicos están dimensionados para operar a 60ºC
excepto en el relé de estado sólido utilizado para el control de
calentador). En la base del armario está dispuesto un ventilador que
evacua el aire caliente del armario. En la parte trasera de la
máquina, debajo del CRT, está dispuesta una ventilación de entrada
para la temperatura ambiente.
El sistema de refrigeración de armario consiste
en los siguientes componentes principales:
Descripción | Localización |
Ventilador de armario | Base del armario |
IC temperatura bomba de sangre | Tarjeta alim. bomba de sangre |
IC temperatura E/S misc | Tarj. alim. electr. E/S misc |
Software control de ventilador | Controlador principal |
Mando de ventilador de armario | Tarjeta alim. bomba de sangre |
Los dos IC de temperatura LM35DZ están dispuestos
en las tarjetas de alimentación de Bomba de Sangre y de Sistema
Electrónico de E/S Misc. Este IC da salida a una tensión lineal con
la temperatura en ºC (10,0 mV/ºC). Estas lecturas de temperatura son
transmitidas al software de control de ventilador.
El software de control de ventilador responde a
la mayor de las dos temperaturas. Los valores típicos son los
siguientes: a 46ºC el ventilador se conecta en el modo de baja
velocidad y a 48ºC se conecta en el modo de alta velocidad. Hay una
histéresis de 2ºC en estas temperaturas umbral, es decir, el
ventilador vuelve a baja velocidad a 46ºC y se desconecta a 44ºC.
Además, a 60ºC se dispara una alarma de temperatura de armario que
conduce a una parada de la máquina.
El mando de alimentación de ventilador está
dispuesto en la tarjeta de Alimentación de Bomba de Sangre. Una
señal de régimen de motor de la tarjeta Controladora de Bomba de
Sangre determina el ciclo de trabajo de una señal con modulación de
impulsos en duración de 30 kHz. Esta señal se transmite a un filtro
pasivo para proporcionar una señal de CC al motor.
El controlador de ultrafiltración/dosificación
(UF/PROP) 516 está construido utilizando un microcontrolador Intel
8040 y tiene la misión de controlar los sistemas asociados con la
ultrafiltración y la preparación de dializado. Este controlador
actúa conjuntamente con una tarjeta de alimentación de
ultrafiltración/dosificación (no mostrada) que proporciona de forma
controlable energía de servicio a dispositivos controlados por el
controlador de ultrafiltración/dosificación. El controlador de
UF/Dosificación 516 controla o comprueba seis subsistemas, a
saber:
a. Control de temperatura
b. Control de dosificación
c. Control de flujo
d. Control de evacuación de UF
e. Comprobación de conductividad
f. Comprobación de temperatura
El sistema UF/PROP 516 controla la temperatura
del dializado activando un relé de estado sólido de cruce de tensión
nula, que proporciona la energía a un calentador de 1.500 W (ítem 18
en la figura 1), con una señal digital de 5 Hz con modulación de
impulsos en duración (señal de activación de calentador). El ciclo
de trabajo de la señal de activación de calentador se actualiza cada
0,5 segundos con la suma del ciclo de trabajo anterior y un valor de
corrección de error de temperatura. El valor de corrección es
proporcional a la diferencia entre la temperatura deseada
(almacenada por el microprocesador principal) y la temperatura de
control medida (medida directamente a continuación del alojamiento
del calentador).
La temperatura deseada determinada por el
microprocesador principal se calcula utilizando la temperatura
deseada introducida por el usuario y la temperatura de la sonda de
conductividad "B" estable (ítem 46 en la figura 1). Si la
temperatura de la sonda de conductividad "B" estable es
diferente de la temperatura deseada introducida por el usuario en
más de 0,05ºC, el umbral de temperatura de control enviado al
controlador de UF/PROP se actualiza de modo que la temperatura de la
sonda de conductividad "B" se iguale con la temperatura deseada
introducida por el usuario. De este modo, la temperatura de
dializado en la sonda de conductividad "B" se ajusta de modo
que se compensan los efectos del caudal y la temperatura ambiente en
la temperatura de la sonda de conductividad "B" (y la
temperatura principal, mostrada en la pantalla de vídeo). Este
ajuste de temperatura de control se lleva a cabo como máximo cada 5
minutos.
El sistema UF/PROP 516 controla las proporciones
de dosificación de concentrado(s) con respecto al agua
controlando el caudal de dializado, el caudal de concentrado
"A" y el caudal de concentrado "B". Las bombas de
concentrado "A" y "B" (ítems 22 y 40, respectivamente, en
la figura 1) son bombas de diafragma accionadas por motor paso a
paso (cada una mediante una leva/seguidor) que suministra un volumen
calibrado de concentrado por cada revolución del motor paso a paso.
Sus caudales se controlan controlando la velocidad de los motores
paso a paso. Las bombas de concentrado son unidireccionales y
utilizan el accionamiento apropiado de una válvula de tres pasos
para sus carreras de bombeo de admisión y descarga. La carrera de
admisión se sincroniza mediante una señal generada por un sensor
interruptor óptico que detecta una clavija montada sobre la leva de
la unidad de bomba. Más abajo se describen otros detalles de las
bombas de concentrado "A" y "B".
\newpage
El controlador de UF/PROP 516 aprovecha el hecho
de que el motor paso a paso requiere 200 pasos de motor por
revolución (entre cada impulso de sincronización) para comprobar las
bombas de concentrado en cuanto a errores en el avance gradual. Si
se reciben impulsos de sincronización tardíos o prematuros, las
condiciones de error asociadas se notifican en la pantalla durante
el Modo para Intervención del Técnico de la máquina (descrito
detalladamente más abajo).
Durante el Modo de Lavado, el microprocesador
principal determina el modo de tratamiento de concentrado basado en
la información del interbloqueo de conexión de lavado "A" y
"B" (descrito detalladamente más abajo). Si la línea de
concentrado "B" (figura 1, ítem 104) no está acoplada con la
conexión de lavado "B" (figura 1, ítem 30), se inicia un
tratamiento de bicarbonato ajustando apropiadamente las proporciones
de dosificación y los límites de alarma de conductividad. A la
inversa, si la línea de concentrado "B" está acoplada con la
conexión de lavado "B", se inicia un tratamiento de acetato
(descrito detalladamente más adelante). Utilizando el caudal de
dializado y las proporciones de dosificación, el microprocesador
principal determina los caudales de concentrado asociados y almacena
las dos velocidades de bomba de concentrado en el controlador de
UF/PROP. El modo de dosificación (para diálisis de acetato o
bicarbonato) no se puede modificar en los Modos de Cebadura o
Diálisis.
El control del caudal de dializado se describe en
la siguiente sección de Control de Flujo de la descripción del
controlador de UF/PROP.
El sistema de UF/PROP 516 controla el caudal de
dializado controlando el tiempo entre la conmutación de las válvulas
del igualador de flujo (figura 1, ítem 54) (siempre que se haya
intercambiado todo el fluido dentro de las cámaras del igualador de
flujo).
El volumen medio del igualador de flujo se
calibra (mide) durante el Modo de Calibración. El microprocesador
principal adapta proporcionalmente (de acuerdo con la constante de
calibración) el tiempo entre la conmutación de las válvulas (figura
1, ítems 142-149) del igualador de flujo y lo
almacena en el controlador de UF/PROP de modo que se alcance el
caudal de dializado deseado introducido por el usuario.
Para asegurar la transferencia completa de fluido
hacia/desde las cámaras (figura 1, ítems 126, 128) del igualador de
flujo, dentro del recorrido del fluido están dispuestos dos sensores
de flujo (figura 1, ítems 58, 59; descritos detalladamente más
abajo) para detectar la ausencia de flujo de dializado. El momento
en el que los dos sensores detectan ausencia de flujo se ha definido
como el fin de carrera. El tiempo de fin de carrera se ha definido
como el tiempo entre el momento en el que se ha detectado un fin de
carrera y el tiempo de conmutación deseado de las válvulas del
igualador de flujo. Dado que la velocidad de la bomba de
alimentación controla el caudal de dializado instantáneo, el
controlador de UF/PROP servocontrola la velocidad de la bomba de
alimentación para mantener un tiempo de fin de carrera
coherente.
Dado que el volumen del igualador de flujo está
calibrado y el tiempo de fin de carrera está controlado, el sistema
de UF/PROP 516 puede controlar con precisión el caudal de dializado
en el valor introducido por el usuario.
El sistema de UF/PROP 516 controla la velocidad
de evacuación de UF controlando el tiempo entre la conmutación de
las válvulas (figura 1, ítems 142-149) del
caudalímetro de UF. El sistema de UF/PROP controla el volumen de UF
acumulado contando el número de carreras del caudalímetro de UF.
Dado que el volumen del caudalímetro de UF se
calibra (mide) en el Modo de Calibración, la velocidad que el
microprocesador principal (microprocesador 80286) transmite al
controlador de UF/PROP (cantidad de segundos entre conmutaciones de
válvulas) se adapta proporcionalmente de modo que se alcance la
velocidad de evacuación de UF introducida por el usuario.
Del mismo modo, el volumen de evacuación de UF
introducido por el usuario se adapta proporcionalmente mediante el
volumen de carrera del caudalímetro de UF a un número de carreras de
caudalímetro de UF. El microprocesador principal transmite el número
de carreras del caudalímetro de UF al controlador de UF/PROP. El
controlador de UF/PROP conmuta entonces las válvulas del
caudalímetro de UF y disminuye el número de carreras, a la velocidad
deseada, siempre que la cantidad de carreras sea superior a cero. El
microprocesador principal puede calcular entonces el volumen de
evacuación de UF acumulado restando la cantidad de carreras de
caudalímetro de UF restantes, adaptadas proporcionalmente mediante
el volumen de carrera, del volumen de evacuación de UF deseado
introducido por el operador. El volumen acumulado se muestra en la
pantalla durante el Modo de Diálisis. Este valor permanece durante
el Modo de Lavado y se borra al iniciarse el Modo de
Autocomprobación.
En el Modo de Lavado, la velocidad de evacuación
de UF es de 3,6 l/h y la pantalla de vídeo no indica ningún volumen
de UF acumulado. Durante el Modo de Autocomprobación no se produce
ninguna evacuación de UF excepto durante autocomprobaciones
específicas realizadas por la máquina (no se acumula ningún volumen
de UF). En el Modo de Cebadura, el operador establece la velocidad
de evacuación de UF y ésta no es superior a 0,5 l/h (no se acumula
ningún volumen de UF). Durante el Modo de Diálisis, el operador
establece la velocidad de evacuación de UF y ésta está limitada
entre 0,1 y 4,00 l/h. Para que se produzca evacuación de UF en el
Modo de Diálisis se han de cumplir las siguientes condiciones:
- 1.
- Se han introducido un objetivo de volumen de UF y una velocidad de UF (o se han introducido el tiempo de tratamiento y un objetivo de volumen de UF y se utiliza una velocidad de UF calculada por la máquina).
- 2.
- La bomba de sangre está bombeando.
- 3.
- No se ha alcanzado el objetivo de volumen de UF.
La conductividad se utiliza como una medida de la
composición electrolítica del dializado. La conductividad se define
habitualmente como la capacidad de una solución para transmitir una
corriente eléctrica. La conductividad del dializado variará en
función de la temperatura y la composición electrolítica del
dializado.
El sistema de UF/PROP mide la conductividad en
dos lugares (sondas de conductividad) del circuito hidráulico
utilizando mediciones de resistencia de corriente alterna entre cada
uno de los pares de electrodos de las sondas de conductividad. Estos
dos lugares del recorrido de flujo son la sonda de conductividad
"A" (figura 1, ítem 38) y la sonda de conductividad "B"
(figura 1, ítem 46).
Un electrodo de cada una de las sondas se
estimula con una tensión de CA de 1 kHz mientras que el otro se
mantiene en conexión a masa virtual (electrodo de sentido de
corriente). El circuito de medición de resistencia produce dos
tensiones. La relación de las tensiones es proporcional a la
resistencia de la sonda correspondiente. La resistencia de las
sondas se ha modelado como una función de la temperatura y la
conductividad. Dado que cada una de las sondas de conductividad
contiene un termistor, se conoce la temperatura en cada una de las
sondas. La conductividad se calcula utilizando el modelo derivado de
las sondas, la temperatura medida en las sondas y la resistencia
medida en las sondas.
Cada sonda de conductividad se calibra durante el
Modo de Calibración y en ese momento se mide la resistencia de cada
sonda con una conductividad y una temperatura conocidas (mediante el
uso de un medidor de referencia externo) para la adaptación
proporcional de la resistencia de base de la sonda en la relación
anteriormente descrita.
El sistema de UF/PROP 516 genera alarmas a partir
de las conductividades medidas en las sondas "A" y "B".
Dado que estas alarmas de conductividad se utilizan para verificar
las proporciones de dosificación, las alarmas se generan comprobando
la conductividad "A" y la porción "B" de la conductividad
total (porción "B" = conductividad "B" -conductividad
"A"). Los límites de alarma se determinan desde el modo de
tratamiento de concentrado y el microprocesador principal los
almacena en el controlador de UF/PROP. Por consiguiente, el
microprocesador principal únicamente almacenaría una porción de
conductividad "B" prevista distinta de cero durante un
tratamiento de diálisis de bicarbonato.
El microprocesador principal determina el modo de
tratamiento de concentrado durante el Modo de Lavado leyendo la
información de interbloqueo de las conexiones de lavado "A" y
"B". Si la línea de concentrado "B" no se encuentra en la
conexión de lavado "B" se inicia un tratamiento de bicarbonato
estableciendo las proporciones de dosificación y los límites de
alarma de conductividad de forma apropiada. A la inversa, si la
línea de concentrado "B" está acoplada con la conexión de
lavado "B". Al salir del Modo de Lavado se establece el modo de
tratamiento de concentrado para el resto del tratamiento de diálisis
(el modo de tratamiento de concentrado sólo se ajusta en el Modo de
Lavado).
El sistema de UF/PROP 516 mide la temperatura del
dializado en tres lugares del recorrido del fluido. El primer lugar
se encuentra directamente detrás del calentador (figura 1, ítem 18)
y este termistor, el termistor de calentamiento (figura 1, ítem 20),
se utiliza para la retroalimentación de control de temperatura
principal. Los dos termistores siguientes (figura 1, ítems 110 y
124) están incluidos en las sondas de conductividad "A" y
"B" (figura 1, ítems 38 y 46, respectivamente). Estas
temperaturas se utilizan para la compensación de temperatura de las
mediciones de conductividad "A" y "B". La temperatura de
conductividad "B" también se utiliza para generar una alarma de
alta temperatura de seguridad.
El circuito de medición de temperatura utilizado
en toda la máquina consiste en un divisor de tensión con un circuito
equivalente de Thevenin de 3062_ en serie con una alimentación de
7,55 V. El circuito divisor de tensión, cuando se conecta al
termistor utilizado en el sistema de medición de temperatura con
referencia a tierra produce la siguiente relación entre la tensión y
la temperatura:
T(ºC) = (3,77
V-Vtemp)(12,73)(ºC/V) +
37ºC.
La tolerancia de los parámetros de componente
utilizados en el sistema de medición de temperatura puede llegar a
ser de un 10%. Por ello se ha de calibrar la relación entre la
temperatura y la tensión. La calibración de las mediciones de
temperatura es una calibración en dos puntos realizada a 30ºC y
40ºC. El procedimiento de calibración resulta en una constante de
calibración tanto para la inclinación como para la desviación de
cada sonda de temperatura/circuito.
En el controlador de UF/PROP se mide la tensión
arriba descrita como Vtemp para las tres sondas de temperatura en su
sistema de forma programada (cada 0,2 segundos para las temperaturas
"A" y "B" y cada segundo para la temperatura del
calentador).
El controlador de E/S mide la temperatura
mostrada en la pantalla de vídeo en la sonda de conductividad
principal ("dializado"), localizada justo delante de la válvula
de derivación (véase la figura 1).
El sistema de control de E/S 514 controla o
comprueba nueve subsistemas, a saber:
Detector de aire
Detector de fugas de sangre
Monitor de presión de dializado
Monitor de sobrevelocidad de bomba de
heparina
Sistema de derivación y sensor de flujo
Monitor de conductividad
Monitor de temperatura
Obstrucción de línea
Alarma de caída de tensión
La unidad de detector de aire utiliza un juego de
2 piezocristales de 2 MHz. Un cristal funciona como un transmisor
ultrasónico y el segundo cristal funciona como un receptor. El
transmisor y el receptor están alojados en unidades individuales
pero idénticas. Entre estas unidades hay una distancia de 5,08 mm
(0,20 pulgadas) en la que se coloca la línea de sangre venosa
durante la diálisis. El emisor es activado por una onda cuadrada de
2 MHz derivada de un oscilador de cristal dispuesto en una tarjeta
de Alimentación Eléctrica de E/S 536 conectada con el controlador de
E/S 514 mediante un cable plano. Cuando hay fluido en la línea de
sangre entre las unidades de cristal, la señal de 2 MHz está
acoplada con la unidad de detector. La señal de retorno de la unidad
de detector se amplifica y rectifica mediante dos circuitos
independientes localizados también en la tarjeta de Alimentación
Eléctrica de E/S 536. Estos niveles de salida de CC se controlan
utilizando dos métodos diferentes. El primer método consiste en la
alarma generada por software y el segundo en la alarma generada por
hardware.
Una salida es transmitida desde la tarjeta de
Alimentación Eléctrica de E/S 536 a un convertidor A a D y es leída
por el microcontrolador 8040 en la tarjeta Controladora de E/S 514.
Este valor se promedia a lo largo de un período de tiempo de 400
milisegundos y se reduce multiplicándolo por 15/16 y restando 50 mV
(por inmunidad al ruido). Este nuevo valor se convierte de nuevo en
un nivel analógico para utilizarlo como un límite de alarma. Este
límite generado por software se compara con la señal de CC
rectificada del detector. La tarjeta 8040 controla el estado de la
salida de este comparador. Cuando la señal no promediada cae por
debajo del límite generado por software durante un tiempo superior a
un período de tiempo calibrable, se dispara una alarma. La
sensibilidad de la alarma de software es de 10 microlitros con un
flujo de sangre de 300 ml/min.
La alarma de hardware es redundante con la alarma
generada por software. Esta alarma utiliza dos comparadores en la
tarjeta de Alimentación Eléctrica de E/S 536. Un comparador busca un
nivel de CC mínimo de la señal de detector rectificada que asegure
la presencia de fluido en el tubo venoso. El segundo comparador está
acoplado con CA para reaccionar frente a una burbuja de aire grande
en el tubo. La sensibilidad de este detector es de aproximadamente
300 microlitros con un caudal de sangre de 300 ml/min. Las dos
salidas de comparador están conectadas entre sí a través de una
conexión O, de modo que cualquiera de los dos comparadores generará
una alarma.
\newpage
La unidad de detector consiste en un LED verde de
alto rendimiento y una célula fotoeléctrica. Estos componentes están
instalados en un alojamiento a través del cual pasa el dializado
usado. Los dos componentes están conectados con la tarjeta de
Alimentación de Sistema Hidráulico de E/S. El LED está conectado con
un convertidor de tensión a corriente en una tarjeta de Alimentación
de Sistema Hidráulico de E/S 534 (que también está conectada con el
controlador de E/S 514 a través de un cable plano). La entrada a
estos circuitos procede de la tarjeta Controladora de E/S 514. La
célula fotoeléctrica está conectada con la alimentación de
referencia de +5 V a través de un reóstato de 750 kohm. Este
proporciona un divisor de tensión controlado en la tarjeta
Controladora de E/S.
La corriente a través del LED es ajustable y se
controla a través de una salida de C a A de la tarjeta Controladora
de E/S. La intensidad luminosa del LED se ajusta para iluminar la
célula fotoeléctrica hasta un punto en el que su resistencia es
inferior al umbral de alarma. Durante una fuga de sangre, la
presencia de sangre en el alojamiento atenúa la luz que incide en la
célula fotoeléctrica, lo que provoca un aumento tanto de la
resistencia de la célula fotoeléctrica como de la tensión. El
aumento de la tensión (controlado por el microcontrolador en la
tarjeta controladora de E/S) conduce a una alarma de fuga de
sangre.
Más abajo se proporcionan otros detalles del
detector de fugas de sangre.
La presión del dializado se detecta mediante un
transductor de presión de puente resistivo (figura 1, ítem 64)
localizado justo corriente arriba del dializador. El transductor
está conectado con un circuito amplificador diferencial en la
tarjeta de Alimentación de Sistema Hidráulico de E/S 534 diseñado
para proporcionar una medición de -53,3 a +66,7 kPa (-400 a +500
mmHg). El circuito amplificador diferencial también tiene una
entrada desplazada que procede de una variable calibrable por
software, DAC_OFFSET. La salida del amplificador activa un canal de
entrada A/D del sistema Controlador de E/S, y en ese momento se
convierte en un valor digital de 10 bits. La calibración de la
entrada de presión se procesa por completo en el software, siendo
necesario que el diseño del amplificador asegure una salida que
permanezca dentro del rango de entrada A/D de 0 a +5 V sobre el
rango de presión de entrada y sobre todas las tolerancias de
componentes.
Para asegurar que la bomba de heparina no supere
su velocidad fijada, el software de la tarjeta controladora de E/S
controla una señal de reloj de la tarjeta Controladora de Bomba de
Sangre que es equivalente a 1/4 del régimen de etapa de la bomba de
heparina. Si se produce una velocidad excesiva de la bomba de
heparina, la tarjeta controladora de E/S desactiva la bomba de
heparina a través de una línea de hardware que llega a la tarjeta de
Alimentación de Bomba de Sangre y notifica la alarma al
microprocesador principal.
Para determinar si la bomba de heparina está
funcionando a la velocidad correcta, se mide el tiempo requerido
para que se produzcan diez señales de reloj (y se almacena en un
HEPTIMER variable) y se compara con un período de tiempo mínimo
fijado por el microprocesador principal (HP P MIN). Si el período
medido es inferior al límite fijado por el microprocesador
principal, se produce una alarma de velocidad normal. Esta alarma de
velocidad normal es comunicada al microprocesador principal y la
bomba de heparina se desactiva a través de la línea de hardware que
va a la tarjeta de Alimentación de Bomba de Sangre.
Cuando cambia el régimen de la bomba de heparina,
el microprocesador principal reposiciona el período de tiempo
mínimo, HP_P_MIN, y el controlador de E/S espera la primera señal de
reloj para reiniciar el temporizador (este primer reloj no cuenta
como uno de los diez). De este modo, la lógica de alarma se
resincroniza con el motor paso a paso de la bomba de heparina.
La tarjeta controladora de E/S 514 también
controla la cantidad total de heparina suministrada en el modo de
bolo de alta velocidad. Cuando recibe señales de reloj a un ritmo
superior a una velocidad predeterminada, supone que la bomba está
funcionando en el modo de alta velocidad. Dispone de un contador de
alta velocidad, H_SPD_CNTR, que es establecido por el
microprocesador principal. Si se producen más conteos de alta
velocidad de los que se encuentran en el contador, se dispara una
alarma de alta velocidad. El microprocesador principal recibe la
alarma de alta velocidad y la bomba de heparina se desactiva a
través de la línea de hardware que va a la tarjeta de Alimentación
de Bomba de Sangre.
El modo de derivación se inicia cuando la tarjeta
Controladora de E/S detecta una alarma de dializado principal,
cuando la tarjeta Controladora de UF/PROP 516 detecta una alarma de
dializado redundante, cuando el microprocesador principal solicita
la derivación o cuando se pulsa el botón de derivación manual.
La válvula de derivación (figura 1, ítem 66) se
encuentra en la posición de derivación cuando está desenergizada. Es
accionada por la alimentación nominal de +24 V con un control de
transistor conexión/desconexión directo en la tarjeta de
Alimentación de Sistema Hidráulico de E/S.
Para verificar que no haya ningún fallo en el
sistema de derivación, un sensor de flujo (figura 1, ítem 62)
localizado corriente arriba del dializador y justo corriente abajo
de la válvula de derivación comprueba la presencia de flujo. Si hay
flujo durante la derivación, se dispara una Alarma de Fallo de
Derivación y la máquina pasa al estado de parada seguro y no
funcional. Si no hay flujo cuando el sistema no está en modo de
derivación, se genera una alarma de Ausencia de Flujo. (El sensor de
flujo se describe detalladamente más abajo.)
Este sensor de flujo consiste en dos termistores.
El primero es un termistor de referencia utilizado para determinar
la temperatura del fluido. El segundo termistor utiliza la dilución
térmica para detectar el flujo de fluido. Las salidas de tensión de
los termistores en la tarjeta de Alimentación de Sistema Hidráulico
de E/S 534 accionan canales de entrada A/D en la tarjeta
Controladora de E/S, donde son convertidas en valores digitales de
10 bits. Un algoritmo de software en el código Controlador de E/S
utiliza estas entradas para determinar el estado de flujo. El diseño
del divisor de tensión asegura que la salida permanezca dentro del
rango de entrada A/D de 0 a +5 V sobre el rango de temperatura/flujo
de entrada y sobre todas las tolerancias de componentes.
La sonda de conductividad de dializado (figura 1,
ítem 60) comprende dos sondas de acero inoxidable insertadas en el
recorrido de flujo justo antes del dializador. La señal de
activación para las sondas de conductividad es una onda cuadrada de
acoplamiento capacitivo generada en la tarjeta Hidráulica de E/S
534. Esta señal es enviada a la sonda de conductividad y un circuito
monitor. Tanto el circuito monitor como la señal de retorno se
rectifican y filtran. Estos valores de CC son transmitidos a la
tarjeta Controladora de E/S 514 junto con la señal de
temperatura.
En la tarjeta controladora de E/S, las señales de
temperatura, conductividad y referencia de conductividad se
introducen en un convertidor A a D controlado por el
microcontrolador 8040 de la tarjeta. El microcontrolador calcula la
conductividad con compensación de temperatura. Este valor se muestra
después en el CRT como la conductividad en miliSiemens por
centímetro (mS/cm).
El termistor (figura 1, ítem 168) instalado en la
sonda de conductividad de dializado (Fig. 1, ítem 60) cambia su
resistencia en respuesta a cambios de temperatura. Los valores de
conductividad y temperatura de dializado medidos en esta sonda se
muestran en el CRT y se utilizan para generar las alarmas
principales para la seguridad del paciente. Si cualquiera de los dos
valores está fuera de los límites de alarma preestablecidos, se
produce una condición de derivación y se dispara una alarma
acústica.
El termistor está conectado por cable con una red
divisora de reóstato en la tarjeta hidráulica de E/S. La salida de
esta red divisora se envía a la tarjeta controladora de E/S
Miscelánea 514, donde es controlada por el microcontrolador 8040 de
tarjeta a través de una red convertidora A a D. Con esta
información, el controlador calcula la temperatura utilizando
parámetros de desplazamiento y ganancia almacenados en el
microprocesador principal desde la calibración. La calibración de la
medición de temperatura es un procedimiento de dos puntos realizado
a 30 y 40ºC.
La obstrucción de línea se abre con un solenoide
y se cierra con un retroceso de muelle. Cuando el solenoide no está
energizado, el muelle empuja el émbolo alejándolo del solenoide.
Esto hace que el émbolo obstruya el tubo de sangre. Cuando se
energiza el solenoide, éste empuja el émbolo con fuerza suficiente
para superar la fuerza del muelle, con lo que se desobstruye el tubo
de sangre. En caso de una caída de tensión, el solenoide se
desenergiza provocando la obstrucción de la línea de sangre.
La tarjeta de obstrucción de línea controla el
solenoide. En la tarjeta de obstrucción de línea se encuentra un
controlador de corriente con modulación de impulsos en duración.
Este circuito aplica una corriente al solenoide de obstrucción de
línea suficiente para empujar el émbolo. Después, el controlador
reduce progresivamente la corriente hasta un nivel capaz de mantener
abierta la obstrucción de línea. Esta disminución de la corriente
reduce la temperatura del solenoide, con lo que el dispositivo es
más fiable. En la tarjeta de obstrucción de línea también se
encuentra un circuito de liberación rápida que ayuda a disipar la
energía almacenada en el solenoide. Estos circuitos proporcionan un
tiempo de obstrucción más rápido y repetible a lo largo de la vida
útil de la máquina.
La obstrucción de línea se controla mediante la
tarjeta controladora de E/S Miscelánea 514 a través de la tarjeta de
alimentación de E/S 536. La señal de control para la obstrucción y
desobstrucción está acoplada ópticamente en la tarjeta de
obstrucción de línea. De este modo se logra un aislamiento eléctrico
entre la alta tensión utilizada para operar la obstrucción de línea
y la baja tensión utilizada para las señales de control del
microprocesador.
Los circuitos de alarma de caída de tensión están
dispuestos en la tarjeta de Alimentación Eléctrica de E/S Misc 536 e
incluye un basculador de estado de alimentación de CMOS alimentado
por un capacitor de 1 faradio (F). El basculador, que puede ser
activado mediante el botón de alimentación del panel frontal o
mediante el controlador de sistema 80286, proporciona las siguientes
funciones:
- Siempre que no se suministra energía a la máquina (es decir, cuando la alimentación de +5 V está desconectada) y el basculador está en la posición de conexión, el capacitor de 1 F suministra energía al dispositivo de alarma acústica. Siempre que se suministra energía a la máquina, el estado de salida del basculador es preparado por el 80286, que indica el estado de alimentación de la máquina previsto. Además, cuando el basculador está en la posición de conexión, se suministra energía al LED del conmutador de alimentación del panel frontal.
- La primera de las funciones arriba enumeradas conduce a la alarma de caída de tensión. La alarma se produce si la máquina pierde energía durante su funcionamiento, o si se pulsa "conexión" en el botón de alimentación del panel frontal cuando no se suministra energía a la máquina. La alarma se puede silenciar conmutando el basculador o pulsando "desconexión" en el botón de alimentación del panel frontal.
La máquina de diálisis de la presente invención
incluye un sensor de flujo de válvula de derivación que se utiliza
para confirmar que el flujo de dializado al dializador esté
completamente interrumpido durante la derivación. El sensor de flujo
de válvula de derivación comprende un primer termistor 202 y un
segundo termistor 204, tal como se muestra esquemáticamente en la
figura 2. La figura 2 también muestra de forma esquemática
simplificada el igualador de flujo 54, la válvula de derivación 166
y un dializador 208. El primer y el segundo termistor 202, 204 son
de un tipo de coeficiente de temperatura negativa (NTC) conocido en
la técnica. El primer termistor 202, o termistor "sensor", se
energiza con una corriente constante de 20 mA, mientras que el
segundo termistor 204, o termistor "de referencia", se activa
con una corriente insignificantemente pequeña.
La resistencia eléctrica de los dos termistores
202, 204 se mide utilizando circuitos electrónicos (no mostrados).
La resistencia R(T) de cada termistor 202, 204 a una
temperatura dada T se determina mediante la siguiente relación:
R(T) =
(K_{1})^{a}exp(-K_{2}^{a}T)
en la que K_{1} y K_{2} son constantes. Por
consiguiente, la resistencia del termistor es una función de su
temperatura.
Dado que la entrada de energía eléctrica al
termistor de referencia 204 es insignificantemente pequeña, la
temperatura del termistor de referencia 204 será en todo momento
esencialmente igual a la del líquido que lo rodea, esté éste
fluyendo o no. Por otra parte, el termistor sensor 202 es alimentado
por una corriente esencialmente constante. Por consiguiente, el
termistor sensor 202 experimentará un autocalentamiento apreciable.
Durante las situaciones en las que no pasa ningún flujo de dializado
junto a los termistores 202, 204, por ejemplo durante la derivación,
la temperatura del termistor de referencia 204 es igual a la
temperatura del dializado que lo rodea. Sin embargo, la temperatura
del termistor sensor 202, a consecuencia del autocalentamiento, será
esencialmente superior a la temperatura del termistor de referencia
204. Durante las situaciones en las que fluye dializado junto a los
termistores 202, 204, la temperatura del termistor de referencia 204
es de nuevo igual a la temperatura del dializado. La temperatura del
termistor sensor 202, aun siendo superior a la del termistor de
referencia 204, será algo inferior a la temperatura que presentaría
durante una situación de ausencia de flujo. Esto se debe a que el
dializado que fluye junto al termistor sensor 202 evacua una parte
de la energía de autocalentamiento del termistor 202, disminuyendo
así la temperatura de éste. El sensor de flujo de derivación puede
detectar un flujo tan bajo como aproximadamente 3 ml/min.
Dado que el termistor sensor 202 se activa con
una fuente de corriente constante, la cantidad de energía
proporcionada al termistor 202 está limitada de acuerdo con la
relación P = I^{2}R. A consecuencia de ello, la temperatura de
autocalentamiento final que puede alcanzar el termistor 202 se
autolimita, protegiendo así el termistor sensor 202 de una situación
de deterioro por desbordamiento térmico.
Los dos termistores 202, 204 se calibran midiendo
la resistencia eléctrica a través de los mismos individualmente bajo
condiciones de ausencia de flujo de dializado tanto a 30ºC como a
40ºC. Durante la calibración se utiliza una relación matemática que
formula una ecuación para la resistencia del termistor sensor 202 y
la resistencia del termistor de referencia 204 a cualquier
temperatura entre 30 y 40ºC. Si Rh(t) representa la
resistencia del termistor sensor a
T = t, y Rr(t) representa la resistencia del termistor de referencia a T = t, entonces, en ausencia de flujo de dializado, Rh(t) = AaRr(t) + B, siendo A y B constantes de calibración determinadas mediante las ecuaciones abajo mostradas (dado que Rh(30), Rh(40), Rr(30) y Rr(40) se miden durante la calibración):
T = t, y Rr(t) representa la resistencia del termistor de referencia a T = t, entonces, en ausencia de flujo de dializado, Rh(t) = AaRr(t) + B, siendo A y B constantes de calibración determinadas mediante las ecuaciones abajo mostradas (dado que Rh(30), Rh(40), Rr(30) y Rr(40) se miden durante la calibración):
Rh(30) =
A^{a}Rr(30) +
B
Rh(40) =
A^{a}Rr(40) +
B
Por consiguiente, si las resistencias de los
termistores son iguales, los circuitos electrónicos (no mostrados)
acoplados con los termistores 202, 204 interpretan esta resistencia
igual como una indicación de situación "de ausencia de flujo de
dializado". Sin embargo, si las resistencias del primer y el
segundo termistor 202, 204 no son iguales, lo que ocurre cuando pasa
un flujo de dializado (superior a aproximadamente 3 ml/min) junto al
primer y el segundo termistor 202, 204, los circuitos electrónicos
reconocen una situación de "flujo de dializado". Por lo tanto,
siempre que la máquina está en derivación, si los circuitos
electrónicos detectan que las resistencias a través del primer y el
segundo termistor 202, 204 son diferentes, lo que indica la
presencia de flujo, la máquina dispara una situación de alarma para
notificar al operador el fallo de la válvula de derivación 66.
La ventaja del sensor de flujo de válvula de
derivación 62 tal como se describe más arriba consiste en que
permite comprobar funcionalmente la válvula de derivación de
dializado 66, es decir, determinando si la válvula de derivación 66
interrumpe realmente el flujo de dializado al dializador 208. Este
es el primer uso conocido de un sensor de flujo de este tipo en una
máquina de hemodiálisis. Otros sensores de válvula de derivación
conocidos en la técnica relacionada simplemente comprueban, por
ejemplo, si la válvula de derivación ha sido energizada. Un ejemplo
de un mecanismo de este tipo consiste en un sensor que determina si
un solenoide de control de la válvula ha cambiado de posición en
respuesta a la aplicación de corriente al mismo. En cambio, en la
presente invención, el sensor de flujo de válvula de derivación
verifica si la válvula de derivación 66 se ha asentado
apropiadamente.
Esta característica, mostrada esquemáticamente
como el ítem 70 en las figuras 1 y 2, utiliza un primer y un segundo
termistor 210, 212 de modo similar al sensor de flujo de válvula de
derivación 62 arriba descrito. El primer y el segundo termistor 210,
212 están expuestos al dializado que fluye a través del conducto 174
justo corriente abajo del dializador 208 pero corriente arriba de la
línea de derivación 166.
Esta característica 70 se emplea durante la
comprobación automática de funciones de la máquina controlada por el
microprocesador de ésta. Durante una comprobación de este tipo, el
flujo de dializado se deriva apartándolo del dializador 208. El
igualador de flujo 54 iguala volumétricamente el volumen de
dializado que entraría normalmente en el compartimento de dializado
(no mostrado) del dializador 208 con el volumen de dializado que
sale del dializador. Durante la derivación, el volumen de dializado
que pasa a través de la válvula de derivación 66 y la línea de
derivación 166 es igual al volumen que pasa de vuelta por el
igualador de flujo 54 a través de la línea 158. Dado que la línea de
UF 178 está obstruida por el caudalímetro de UF 76, todo flujo de
dializado más allá del primer y el segundo termistor 210, 212 en
cualquiera de los dos sentidos se ha de deber a un flujo de
dializado que pase a través de la membrana del dializador (no
mostrada) al interior del compartimento de sangre (no mostrado) del
mismo, o desde dicho compartimento de sangre al interior del
compartimento de dializado del mismo. Si se detecta un flujo de este
tipo, la máquina dispara una alarma de operador.
Esta característica se utiliza durante la
comprobación automática de funciones de la máquina que tiene lugar
antes de utilizar la máquina para el tratamiento de un paciente.
Esta comprobación automática se controla mediante el microprocesador
de la máquina junto con otras rutinas de autocomprobación. Por
ejemplo, la comprobación de la función de ultrafiltración se activa
automáticamente cuando la máquina está en modo de lavado y produce
dializado sin ninguna alarma activa tal como temperatura y
conductividad. Cuando el operador toca el botón "test"
("comprobación") antes de comenzar un tratamiento de diálisis
se inicia una rutina de autocomprobación completa.
Para comprobar la función de ultrafiltración se
han de conectar entre sí las líneas de dializado 174, 206 (figuras 1
y 2), permitiendo que el dializado circule a través de ellas sin
necesidad de utilizar un dializador. Dado que no se emplea
dializador, el igualador de flujo 54 descarga un volumen de
dializado en la línea 206 que es esencialmente igual al volumen de
dializado que pasa a través de la línea 174. Por consiguiente, se
forma un circuito cerrado volumétricamente en el que el dializado
sale del igualador de flujo 54 a través de las salidas 156 del
mismo, pasa a través de las líneas 206 y 174 acopladas entre sí, y
entra de nuevo en el igualador de flujo 54 a través de las entradas
154 del mismo. En este circuito cerrado está incluido el
caudalímetro de UF 76. El caudalímetro de UF 76 permite evacuar un
volumen discreto de fluido del circuito cerrado. El circuito cerrado
también incluye el transductor de presión de dializado 64.
Para realizar la comprobación, el caudalímetro de
UF 76 retira aproximadamente 3 ml de dializado del circuito cerrado.
Esta evacuación de 3 ml es suficiente para reducir la presión de
dializado medida en el transductor 64 en aproximadamente 26,7 a 40,0
kPa (de 200 a 300 mmHg). Si no hay ninguna fuga en el circuito
cerrado, esta presión reducida se mantendrá esencialmente constante.
La máquina controla la presión de dializado reducida a lo largo de
aproximadamente 30 segundos durante los cuales la presión se ha de
mantener dentro de un límite de \pm6,7 kPa (\pm 50 mmHg) del
valor bajo inicial. Si la presión aumenta y supera un límite, la
máquina dispara una alarma de operador.
Tal como se ha descrito más arriba, las
conexiones de lavado por concentrado, por ejemplo las conexiones de
lavado "A" y "B" 28, 30, respectivamente (figura 1), están
equipadas con sensores de proximidad que detectan si las líneas de
concentrado 94, 104 correspondientes, respectivamente, están
conectadas con ellas. El microprocesador de la máquina utiliza esta
información relativa al acoplamiento de una línea de concentrado con
una conexión de lavado correspondiente para ajustar el modo de
dosificación correcto, por ejemplo diálisis de acetato o
bicarbonato.
Por ejemplo, durante el modo de "diálisis"
de la máquina, si el microprocesador de la máquina recibe una señal
que indique que la línea de concentrado "B" 104 está acoplada
con la conexión de lavado "B" 30, la máquina sólo accionará la
bomba de concentrado "A" 22. Si la línea de concentrado
"B" 104 no está acoplada con la conexión de lavado "B" 30,
la máquina accionará las dos bombas de concentrado "A" y
"B", 22, 40, respectivamente.
Estas conexiones de las líneas de concentrado
"A" y "B" 94, 104 también determinan la proporción de
dosificación de concentrado "A". Durante la diálisis de
acetato, la proporción volumétrica de concentrado "A" con
respecto al dializado es de 1:35. Durante la diálisis de bicarbonato
con concentrados de la marca Drake Willock, por ejemplo, la
proporción volumétrica de concentrado "A" con respecto al
dializado es de 1:36,83. Por consiguiente, la máquina ajusta
automáticamente el régimen de bombeo de la bomba de concentrado
"A" 22 en función de que la línea de concentrado "B" 104
esté acoplada o no con la conexión de lavado "B" 30.
Los sensores de proximidad se muestran en las
figuras 3A y 3B. La figura 3A es una representación isométrica de,
por ejemplo, las conexiones de lavado "A" y "B" 28, 30
situadas en la parte derecha 218 de la máquina. La superficie anular
220, 222 de cada conexión de lavado presenta una depresión en ángulo
224, 226, respectivamente. Tal como se puede observar en la vista en
alzado del lado derecho de la conexión de lavado "A" 28
mostrada en la figura 3B, debajo de la depresión en ángulo 224 se
encuentra un diodo fotoemisor (LED) 228 (mostrado esquemáticamente).
Un fotodetector 230 de un tipo conocido en la técnica también se
encuentra debajo de la depresión en ángulo 224. El LED 228 se
energiza con una señal pulsátil en el rango de kilohercios (para no
ser engañado por la iluminación de 60 Hz). El LED 228 y el
fotodetector 230 están orientados de tal modo que la luz 232 del LED
228 pasa a través de una primera superficie 234 de la depresión en
ángulo 224, se refleja en una superficie anular 236 de un conector
238 en el extremo de la línea de concentrado "A" 94, y pasa a
través de una segunda superficie 240 de la depresión en ángulo 224
para ser detectada por el fotodetector 230.
Mientras el fotodetector 230 recibe la luz
reflejada del LED 228, los circuitos (no mostrados) del
microprocesador de la máquina "interpretan" esta situación como
una indicación de que la línea de concentrado "A" 94 está
acoplada con la conexión de lavado "A" 28. Si la luz 232 no se
refleja de modo que incida en el fotodetector 230, los circuitos del
microprocesador "interpretan" esta situación como una
indicación de que la línea de concentrado "A" 94 no está
acoplada con la conexión de lavado "A" 28, sino que está
acoplada, por ejemplo, con una alimentación de concentrado
"A".
El software que controla la operación del
microprocesador de la máquina incluye una rutina para predecir la
conductividad de dializado correcta. Estas predicciones reflejan
automáticamente la marca particular del concentrado utilizado, dado
que diferentes grupos de marcas de concentrado requieren
dosificaciones diferentes para obtener un dializado que presente la
intensidad iónica y el perfil electrolítico correctos.
Actualmente se comercializan diversos grupos de
concentrados. Éstos incluyen: (1) concentrados de bicarbonato
producidos por Cobe (utilizables para diálisis de sodio variable y
bicarbonato variable y previstos para ser diluidos en una proporción
de 1 parte de concentrado "A" por 1,43 partes de concentrado
"B" por 45 partes de dializado); (2) concentrados de
bicarbonato producidos por Drake Willock (utilizables sólo para
diálisis de sodio variable y previstos para ser diluidos en una
proporción de 1 parte de concentrado "A" por 1,83 partes de
concentrado "B" por 36,83 partes de dializado); y (3)
concentrados de acetato previstos para ser diluidos en una
proporción de 1 parte de concentrado de acetato por 345 partes de
dializado. La máquina "recibe instrucciones" de un técnico o es
programada por éste con respecto a la marca de concentrado
utilizada. Esta programación se realiza utilizando la pantalla
táctil con la máquina en el modo de "calibración".
El software utiliza un algoritmo diferente para
cada grupo de concentrados y para diálisis de acetato o bicarbonato
empleando concentrados dentro de cualquier grupo individual, para
calcular un valor de conductividad "calculado" de línea de
base. Cada algoritmo requiere que el operador introduzca ciertos
datos utilizando la pantalla táctil. Por ejemplo, para la diálisis
de bicarbonato la máquina "pedirá" al operador que introduzca
valores de línea de base (es decir, no ajustados arriba o abajo con
respecto a un patrón, o una proporción de dosificación no variable)
para las concentraciones de iones de sodio y bicarbonato. En el
supuesto de una dosificación apropiada de los concentrados, la
máquina determina una conductividad de dializado "calculada".
Antes de comenzar un tratamiento de diálisis, cuando la máquina está
dosificando concentrado y produciendo dializado a la temperatura
apropiada, la pantalla muestra un valor de conductividad de
dializado "real" medido por la sonda de conductividad de
dializado 60 (figura 1) y "pide" al operador que verifique que
este valor es correcto en comparación con el valor indicado como
correcto en la etiqueta del concentrado por el fabricante del
concentrado. Si el operador responde que el valor de conductividad
mostrado es correcto, la máquina compara el valor "real"
mostrado con el valor "calculado". Si el valor "calculado"
es diferente del valor mostrado, la máquina considerará el valor de
línea de base mostrado como correcto, ya que el operador le ha
"dicho" a la máquina que dicho valor mostrado es correcto. La
máquina también calculará la proporción entre el valor de línea de
base mostrado y el valor de línea de base calculado y multiplicará
cualquier valor calculado determinado posteriormente durante el
tratamiento de diálisis por dicha proporción para obtener nuevos
valores de conductividad "previstos". Por ejemplo, para la
diálisis de sodio variable, el operador programará el perfil de
sodio variable a suministrar al paciente a lo largo del próximo
tratamiento de diálisis. Siempre que la máquina cambie la
concentración de sodio en el transcurso del tratamiento de acuerdo
con la programación del operador, lo que también modifica
correspondientemente la conductividad, la máquina determinará de
nuevo un valor de conductividad "calculado" y aplicará dicha
proporción para determinar un nuevo valor de conductividad
"previsto". La máquina utiliza estos valores de conductividad
previstos para calcular y fijar los límites de alarma de
conductividad superior e inferior en \pm 5% del valor de
conductividad "previsto" inicial o ajustado.
En el caso de los concentrados de bicarbonato de
la marca Cobe, la conductividad de dializado de línea de base
calculada se determina mediante el siguiente algoritmo:
Conductividad calculada en
mS/cm = [-0,036 + 3,7x10^{-5} ([Na^{+}] -
130)][HCO_{3}^{-}] + [14,37 + 0,101 ([Na^{+}] -
130)]
El operador introduce las concentraciones de
línea de base de sodio y bicarbonato utilizando la pantalla
táctil.
En el caso de los concentrados de bicarbonato de
la marca Drake Willock, la conductividad de línea de base calculada
del dializado de bicarbonato se determina mediante el siguiente
algoritmo:
Conductividad calculada en
mS/cm = 0,1038[Na^{+}] -
0,54
El operador introduce la concentración de línea
de base de sodio utilizando la pantalla táctil.
Para todas las marcas de concentrados de acetato,
la conductividad de línea de base calculada del dializado de acetato
se determina mediante el siguiente algoritmo:
Conductividad calculada en
mS/cm = 0,0895[Na^{+}] -
1,41
El operador introduce la concentración de línea
de base de sodio utilizando la pantalla táctil.
Para la diálisis de bicarbonato, la máquina
también fija automáticamente los límites de alarma alrededor de la
conductividad medida en la sonda de conductividad "A" 38
(figura 1) de modo similar. (Durante la diálisis de acetato, la
conductividad en la sonda de conductividad "A" 38 es igual a la
conductividad en la sonda de conductividad de dializado 60, por lo
que no es necesario fijar límites de alarma alrededor de la
conductividad en la sonda de conductividad "A"). Para la
diálisis de bicarbonato, la máquina "supone" que el concentrado
"A" está siendo dosificado de forma apropiada (con la
proporción de dosificación correcta), basándose en la verificación
por el operador de que el valor de conductividad de dializado
mostrado en la pantalla es correcto. La máquina determina una
conductividad "calculada" de línea de base en la sonda de
conductividad "A" a base de información de concentrado de sodio
y bicarbonato de línea de base proporcionada por el operador a
través de la pantalla táctil. La máquina calcula entonces la
proporción entre la conductividad real medida en la sonda de
conductividad "A" 38 y la conductividad calculada en la sonda
de conductividad "A". Después, siempre que la máquina cambie la
concentración de sodio en el transcurso del tratamiento de diálisis
de acuerdo con la programación del operador, la máquina determinará
un nuevo valor de conductividad calculado y aplicará dicha
proporción para determinar un nuevo valor de conductividad
"previsto" en la sonda de conductividad "A".
En el caso de los concentrados de bicarbonato de
la marca Cobe, la conductividad de línea de base calculada en la
sonda de conductividad "A" se determina mediante el siguiente
algoritmo:
Conductividad calculada en
mS/cm = [0,110 + 9,7x10^{-5}([Na^{+}] - 130)][HCO_{3}^{-}]
+ [15,04 + 0,105([Na^{+}] -
130)]
El operador introduce las concentraciones de
línea de base de sodio y bicarbonato utilizando la pantalla
táctil.
En el caso de los concentrados de bicarbonato de
la marca Drake Willock, la conductividad de línea de base calculada
en la sonda de conductividad "A" se determina mediante el
siguiente algoritmo:
Conductividad calculada en
mS/cm = 0,1114[Na^{+}] -
5,90
El operador introduce la concentración de línea
de base de sodio utilizando la pantalla táctil.
Tal como se ha descrito más arriba, el igualador
de flujo 54 (figura 1) actúa a través de un ciclo de cuatro fases.
En la primera y la tercera fase, los compartimentos "pre" 130,
132 y los compartimentos "post" 134, 136 se cargan y descargan
su contenido alternativamente. En la segunda y la cuarta fase, todas
las válvulas 142-149 que controlan la entrada y
salida de líquido de las cámaras "pre" y "post" se
encuentran en la posición cerrada durante aproximadamente 125
milisegundos. Por consiguiente, durante estas breves segunda y
cuarta fases no fluye ningún dializado al dializador.
\newpage
Preferentemente, al comienzo de la segunda y la
cuarta fase los diafragmas 138, 140 ya han llegado al fin de
carrera. De forma especialmente preferente, los diafragmas 138, 140
llegan al fin de carrera en ese mismo instante.
El fin de carrera es el momento en el que, por
ejemplo, el compartimento "post" 134 se ha llenado por completo
durante una fase después de haber comenzado completamente vacío al
principio de dicha fase. De acuerdo con lo arriba expuesto, por
ejemplo es preferible que el llenado del compartimento "post"
134 alcance el fin de carrera en el mismo instante que el llenado
del compartimento "pre" 132 durante una fase, y que el llenado
del compartimento "post" 136 alcance el fin de carrera en el
mismo instante que el llenado del compartimento "pre" 130
durante una fase diferente. Esta llegada simultánea al fin de
carrera elimina imprecisiones de ultrafiltración que se podrían
producir en otro caso si los compartimentos "pre" y "post"
(por ejemplo 130 y 136) llenados por ejemplo durante una fase no se
llenaran exactamente a la misma velocidad.
Dado que las válvulas 143, 144, 146 y 149 se
abren en el mismo instante en el que se cierran las válvulas 142,
145, 147 y 148, y viceversa, y dado que cada par de compartimentos
130, 134 y 132, 136 tiene exactamente el mismo volumen, es posible
que los pares de compartimentos (130, 136 y 134, 132) lleguen al fin
de carrera en el mismo instante. No obstante, suponiendo que cada
cámara 126, 128 tiene exactamente la misma restricción de flujo a
través de ella, para una llegada simultánea al fin de carrera es
necesario que como mínimo las presiones en las entradas 154 estén
igualadas y que las presiones en las salidas 156 estén
igualadas.
Para lograr esta igualación de presiones, las
entradas 154 están provistas de un igualador de presión de entrada
52 y las salidas 156 están provistas de un igualador de presión de
salida 56, tal como muestra la figura 4. El igualador de presión de
entrada 52 está formado por un diafragma flexible 246 que separa una
primera y una segunda cavidades cerradas 248, 250. Un vástago 252
está unido al centro del diafragma 246 y termina con un elemento de
restricción de flujo 254. El igualador de presión de salida 56 está
formado similarmente por un diafragma flexible 256 que separa una
primera y una segunda cavidades cerradas 258, 260. A ambos lados del
diafragma 256, desde el centro del mismo se extienden vástagos 262,
264 que terminan en cada caso con un elemento de restricción de
flujo 266, 268.
El dializado de la bomba de alimentación 42 fluye
sin impedimento a través de la segunda cavidad 250 al interior de un
compartimento "pre" del igualador de flujo 54. La primera
cavidad 248 pasa dializado del dializador a un compartimento
"post" del igualador de flujo 54. La primera cavidad 248
también forma parte de un circuito que incluye la bomba de presión
de dializado 72. Se ha comprobado que esta configuración hidráulica
mantiene presiones idénticas, y por consiguiente caudales idénticos,
en las entradas 154 del igualador de flujo 54.
Con respecto al igualador de presión de salida
56, cuando la presión es igual en las dos cavidades 258, 260, los
caudales a través de las mismas son idénticos. Por ejemplo, si la
presión en la primera cavidad 258 es superior la presión en la
segunda cavidad 260, el elemento de restricción de flujo 268 impide
el flujo en la línea 150, aumentando así la presión en la segunda
cavidad 260. Se ha comprobado que esta configuración hidráulica
mantiene presiones idénticas, y por consiguiente caudales idénticos,
en las salidas 156 del igualador de flujo 54.
Por consiguiente, dado que las presiones y los
caudales son iguales tal como se describe más arriba, los dos
diafragmas 138, 140 (figura 1) llegan al fin de carrera al mismo
tiempo.
También se puede controlar el tiempo requerido
para llegar al fin de carrera. El operador fija el caudal de
dializado empleando la pantalla táctil. Este caudal determina la
frecuencia de conmutación de las válvulas 142-149.
Cuanto mayor es el caudal de dializado, mayor es la frecuencia de
conmutación de las válvulas 142-149. No obstante, un
funcionamiento defectuoso de la máquina o una oclusión de una línea
hidráulica podrían causar un tiempo de fin de carrera excesivo en
uno o en los dos diafragmas 138, 140.
Tal como se ha descrito más arriba, en las
salidas 156 del igualador de flujo 54 están dispuestos sensores de
flujo 162, 164 (figura 1) para verificar cuándo los diafragmas 138,
140 han llegado al fin de carrera. Cuando un diafragma 138 ó 140 ha
llegado al fin de carrera, el sensor de flujo correspondiente 162 ó
164, respectivamente, envía una señal de ausencia de flujo al
microprocesador. Cada uno de los sensores de flujo 162, 164 está
formado por un termistor de referencia y un termistor sensor (no
mostrados) y funciona de modo similar al sensor de flujo de válvula
de derivación 62 y el sensor 70 arriba descritos.
Si las válvulas 142-149 reciben
una señal de conmutación del microprocesador antes de que los
sensores de flujo 162, 164 hayan detectado el fin de carrera, el
microprocesador impide la conmutación de las válvulas hasta haber
recibido la(s) señal(es) de fin de carrera. En caso de
un tiempo de fin de carrera excesivamente largo, el microprocesador
dispara un aumento del régimen de bombeo de la bomba de alimentación
42 para acelerar el tiempo de fin de carrera.
El control del tiempo de fin de carrera no sólo
aumenta la exactitud de evacuación de UF de la máquina, sino que
también mantiene el dializado fluyendo a través del dializador
durante el mayor tiempo posible para mantener el gradiente osmótico
deseado dentro de éste, y asegura una dosificación y mezcla exacta
de concentrados con agua para formar dializado.
\newpage
La programación del microprocesador tal como se
ha descrito aquí se puede ejecutar convencionalmente para llevar a
cabo una iniciación de modo temporizado desde una situación de
desconexión. Como es sabido en la técnica, la desinfección de la
máquina, el lavado y la "aproximación" al concentrado y la
temperatura para producir dializado en condiciones para comenzar el
tratamiento son tareas pesadas que se han de realizar típicamente
antes de comenzar un día de tratamiento. En clínicas grandes con
múltiples máquinas de diálisis, la realización de dichas tareas
manualmente puede requerir un gasto considerable de tiempo y otros
recursos de personal.
El sistema electrónico de la máquina tiene
alimentación continua, incluso cuando la máquina está
"desconectada", a no ser que se haya desconectado el
interruptor de red o que el cable de alimentación de la máquina esté
desenchufado. A consecuencia de ello, la programación se adapta
fácilmente para incluir el uso de la pantalla de teclado numérico en
la pantalla táctil por parte del operador para introducir la hora
deseada a la que deben comenzar determinadas funciones designadas de
la máquina. Estas funciones incluyen la desinfección (tal como
limpieza por calor), el lavado y el comienzo de la producción de
dializado a la temperatura y con la intensidad iónica deseadas para
el tratamiento de diálisis.
La máquina de hemodiálisis de la presente
invención está provista de una batería de reserva que, en caso de
una interrupción temporal de la alimentación (menos de
aproximadamente 20 minutos), conserva ciertos parámetros de
operación introducidos previamente por el operador. Al restaurar la
alimentación, la máquina está en el modo de espera.
Todos los siguientes parámetros se guardan en la
RAM estática cada 30 segundos o en caso de un cambio importante en
el estado de la máquina. Al restaurar la alimentación después de
menos de 20 minutos tras la última "marca de fecha/hora" (fecha
y hora en la que se han guardado los últimos parámetros) realizada
por la máquina, se restauran los siguientes parámetros:
Corrección de temperatura
Volumen de UF acumulado evacuado
Volumen de evacuación de UF deseado
Velocidad de evacuación de UF
Indicador de anulación de UF
Estado actual de la máquina
Estado anterior de la máquina
Indicador de autocomprobación
correcta/errónea
Marca de fecha/hora
Tiempo de diálisis prescrito
Tiempo de tratamiento transcurrido
Indicador de visualización de tiempo de
tratamiento prescrito o transcurrido
Indicador de visualización de velocidad de UF
manual calculada
Régimen de bomba de heparina
Sangre acumulada
Heparina acumulada
Límites de ventana de alarma para
conductividad,temperatura, tiempo de tratamiento prescrito,
heparina, etc.
Ajustes de perfil para sodio y bicarbonato
variables
Al restaurar la alimentación, el operador puede
restaurar el modo "diálisis" tocando el "botón"
apropiado en la pantalla táctil.
Como es sabido en la técnica, el tratamiento de
hemodiálisis requiere el uso de un equipo de línea de sangre
extracorpórea. Los equipos de línea de sangre están disponibles de
una serie de fabricantes en múltiples configuraciones diferentes.
Prácticamente todos los equipos de línea de sangre tienen como
mínimo una cámara de goteo venosa. Normalmente también incluyen una
cámara de goteo arterial. Las cámaras de goteo cumplen diversas
funciones, como proporcionar un medio para eliminar aire y espuma de
la sangre extracorpórea antes de devolver ésta al paciente, y
proporcionar sitios convenientes para poder medir la presión
sanguínea arterial y venosa extracorpórea.
Normalmente, una parte del equipo de línea de
sangre extracorpórea, incluyendo cámaras de goteo, se adapta en la
parte delantera de una máquina de hemodiálisis en una disposición
ordenada y conveniente utilizando pinzas especiales y similares.
Cada cámara de goteo incluye típicamente un segmento de tubo corto
que termina con una conexión hembra de un tipo conocido en la
técnica como conexión Luer. La conexión Luer hembra está adaptada
para conectar una conexión Luer macho en la parte delantera o cerca
de la parte delantera de la máquina, proporcionando así la conexión
necesaria de la cámara de goteo con un componente de medición de
presión en la máquina.
Las cámaras de goteo han de disponer de un medio
para ajustar el nivel de sangre en las mismas, en particular para
asegurar que el nivel de sangre no disminuya en la cámara de goteo
hasta un nivel tan bajo que la sangre vuelva a arrastrar aire. Las
máquinas de diálisis actualmente conocidas requieren que el operador
gire manualmente uno o más botones de la máquina para hacer girar
una bomba peristáltica acoplada con la cámara de goteo
correspondiente. Se ha comprobado que esta operación manual es una
tarea molesta y fastidiosa, especialmente dado que las bombas
peristálticas pueden ser difíciles de girar.
La máquina de la presente invención supera este
problema mediante la disposición, tal como se muestra
esquemáticamente en la figura 5, de una bomba de desplazamiento
positivo reversible accionada eléctricamente tal como una bomba
peristáltica 272, en sustitución de las bombas peristálticas de
accionamiento manual encontradas en las máquinas de hemodiálisis
convencionales. La bomba peristáltica 272 está equipada con un tubo
flexible 274, uno de cuyos extremos 276 está abierto a la atmósfera.
El extremo opuesto 278 está conectado en paralelo con una válvula
"arterial" 280 y una válvula "venosa" 282 conectadas con
una cámara de goteo arterial 284 y una cámara de goteo venosa 286,
respectivamente. Las válvulas 280, 282 son preferentemente válvulas
de solenoide de un tipo conocido en la técnica. Cada cámara de goteo
284, 286 está acoplada a través de una conexión Luer correspondiente
288, 290 con la válvula correspondiente 280, 282. Corriente arriba
de cada conexión Luer 288, 290 está incluido un dispositivo de
medición de presión 292, 294, tal como un transductor de presión,
que comunica con el microprocesador (no mostrado).
En la parte delantera de la máquina se encuentran
botones de "aumento" arterial y venoso 296, 298,
respectivamente, y botones de "disminución" arterial y venosa
300, 302, respectivamente, que controlan el funcionamiento de las
válvulas correspondientes 280, 282 y la bomba peristáltica 272. Por
ejemplo, el accionamiento del botón de "aumento" arterial 296
abre la válvula 280 e inicia el giro de la bomba peristáltica 272
para aumentar el nivel de sangre en la cámara de goteo arterial 284.
El accionamiento del botón de "disminución" arterial 300 abre
la válvula 280 e inicia una rotación opuesta de la bomba
peristáltica 272 para reducir el nivel de sangre en la cámara de
goteo arterial 284. Los botones de "aumento" y
"disminución" venosos 298, 302 actúan del mismo modo para
controlar el nivel de sangre en la cámara de goteo venosa 286.
La mayor parte de los hemodializadores utilizados
en la actualidad son de tipo de fibra hueca que generalmente tienen
una forma más compacta que los dializadores de placa paralela o de
serpentín utilizados con anterioridad. Los dializadores de fibra
hueca conocidos en la técnica comprenden típicamente un haz de
fibras huecas finas, cada una de ellas de un material de membrana
semipermeable, encerrada en una vaina cilíndrica exterior. La vaina
define un espacio alrededor de las fibras denominado
"compartimento de dializado" a través del cual fluye el
dializado preparado por una máquina de diálisis. La sangre del
paciente se conduce a través del interior de las fibras huecas,
impulsada por una bomba de sangre en la máquina de diálisis.
La depuración de solutos metabólicos de la sangre
a través de la membrana de fibra al dializado depende de una serie
de factores, incluyendo el gradiente osmótico a través de las
membranas semipermeables. El gradiente osmótico depende de una serie
de factores incluyendo la intensidad iónica y el perfil iónico del
dializado, el caudal de dializado a través del compartimento de
dializado, y la dinámica de flujo del dializado cuando fluye a
través del compartimiento de dializado.
Es importante que el caudal de dializado sea
suficientemente alto para exponer las fibras a un suministro
suficiente de dializado fresco para llevar a cabo una depuración
satisfactoria de solutos tóxicos de la sangre del paciente a una
velocidad satisfactoria. Cualquier espacio muerto o área de bloqueo
en el compartimento de dializado que no esté expuesto a un
suministro continuo de dializado fresco influirá negativamente en la
depuración. Estos espacios muertos se pueden reducir mediante un
simple aumento del caudal de dializado. Sin embargo, el aumento del
caudal de dializado también aumenta la velocidad a la que se
consumen los costosos concentrados de dializado. Por consiguiente,
especialmente en caso de dializadores grandes, resulta ventajoso
aumentar la velocidad del flujo de dializado a través del
compartimento de dializado sin que sea necesario un aumento
correspondiente del caudal neto de dializado a través de dicho
compartimento de dializado. Una realización de la máquina de
diálisis de la presente invención resuelve este problema
incorporando una bomba de recirculación de dializado paralelamente
al dializador, tal como se muestra esquemáticamente en la figura
6.
La figura 6 muestra un dializador de fibras
huecas 208 típico que tiene una vaina exterior 306 que define un
compartimento de dializado. La bomba de sangre de la máquina (no
mostrada) bombea sangre extracorpórea a través de una línea de
sangre arterial 308 desde el paciente (no mostrado), a través de las
fibras huecas (no mostradas) del dializador 208, y después se
devuelve al paciente a través de una línea de sangre venosa 310. La
figura 6 también muestra la línea de dializado "arterial" 206 y
la línea de dializado "venosa" 174 (véase también la
figura 1). Una bomba de recirculación de dializado 312, por ejemplo
una bomba de engranajes de accionamiento eléctrico, está conectada
con las líneas de dializado 206, 174 en paralelo con el dializador
208. La bomba 312 se puede accionar con un controlador de velocidad
variable para ajustar el régimen de bombeo de la bomba 312 con
respecto al caudal del dializado suministrado por la máquina de
diálisis (no mostrada).
Mediante la recirculación de una parte del
dializado "usado" desde la línea de dializado "venosa" 174
a la línea de dializado "arterial" 206 para que pase de nuevo a
través del compartimento de dializado 306 se puede aumentar la
velocidad del dializado a través del compartimento de dializado sin
necesidad de aumentar de forma correspondiente el flujo de
dializado. Por consiguiente, con esta característica se puede
mejorar la depuración con un dializador en particular sin aumentar
el consumo de los costosos concentrados de dializado.
Prácticamente todas las máquinas de diálisis
utilizadas en la actualidad emplean un detector de fugas de sangre
para controlar el flujo de dializado desde el dializador en cuanto a
la presencia de sangre que hubiera podido escaparse desde el
compartimento de sangre al interior del compartimento de dializado
del dializador.
La mayor parte de las máquinas de diálisis
utilizadas en la actualidad pueden suministrar únicamente un caudal
de dializado fijo, normalmente 500 ml/min. Los detectores de fugas
de sangre de estas máquinas actúan con una sensibilidad de detección
establecida en un nivel fijo que no cambia en el transcurso del
tratamiento de un paciente o incluso de una serie de pacientes. Con
un caudal de dializado de 500 ml/min, muchos detectores de fugas de
sangre convencionales están ajustados para detectar sangre con un
hematócrito de un 25% fluyendo a 0,35 ml/min en el dializado.
La máquina de diálisis de la presente invención
puede suministrar dializado con caudales entre 500 y 1.000 ml/min,
ajustables en incrementos de 100 ml/min. En caso de varios caudales
de dializado, una tasa de fuga fija de sangre del paciente será
diluida por el dializado en diferentes medidas. Por consiguiente, un
detector de fugas de sangre con un nivel de sensibilidad fijo que le
permita detectar una pequeña fuga de sangre en dializado fluyendo a
500 ml/min puede no ser capaz de detectar la misma fuga de sangre en
dializado fluyendo a 1.000 ml/min.
La máquina de diálisis de la presente invención
está provista de un detector de fugas de sangre 78 que emplea un LED
verde 194 y un fotodetector 196 (figura 1). (Se utiliza un LED verde
debido a la fuerte absorbencia de la luz verde por parte de la
sangre roja, que proporciona un mayor contraste en el detector de
fugas de sangre entre la presencia y la ausencia de sangre). El
detector de fugas de sangre tiene una sensibilidad que se ajusta
automáticamente de forma proporcional para detectar una tasa de fuga
dada de sangre en el dializado con cualquier caudal de dializado
entre el intervalo ajustable entre 500 y 1.000 ml/min. El
microprocesador lleva a cabo este ajuste automático de la
sensibilidad del detector de fugas de sangre cuando el operador
selecciona un caudal de dializado deseado. El microprocesador ajusta
la sensibilidad del detector de fugas de sangre variando el nivel de
iluminación del LED 194.
La máquina de diálisis de la presente invención
tiene un modo de "calibración" activable por los técnicos y
está programada para permitir la introducción de datos de
calibración, las fechas en las que se llevan a cabo determinadas
calibraciones o ajustes, y las fechas en las que un centro de
diálisis en particular puede desear que se realicen ciertas
calibraciones o ajustes. La máquina también registra automáticamente
mensajes de aviso que pueden representar una ayuda importante para
un técnico que esté llevando a cabo trabajos de mantenimiento o
reparación en la máquina.
El modo de calibración se puede activar
conectando un conmutador de calibración interno. Una vez completas
las calibraciones, la máquina se pone de nuevo en modo operativo
desconectando el conmutador de calibración interno y volviendo a
poner en marcha la máquina mediante el conmutador de alimentación de
red. Al entrar en el modo de calibración, la pantalla táctil muestra
tablas de diversas calibraciones y permite que el operador
introduzca datos o fechas relacionados con cualquiera de las
calibraciones mostradas.
La máquina incluye una serie de monitores de
componentes utilizados por el microprocesador para detectar y
"registrar" incidentes en los que los componentes respectivos
experimentan una anomalía operativa que tiene interés para un
técnico de la máquina. Por ejemplo, cada una de las bombas
dosificadoras "A" y "B" 22, 40 (figura 1) se acciona con
un motor paso a paso 90, 114, respectivamente. Los motores paso a
paso 90, 114 utilizan 200 "pasos" por revolución del árbol del
motor. Los motores paso a paso 90, 114 están provistos de
codificadores ópticos mediante los cuales el microprocesador de la
máquina no sólo comprueba y controla con exactitud el caudal de
suministro de concentrado, sino que también controla la operación de
los motores paso a paso. Si el motor paso a paso ejecuta una
rotación completa por 190 "pasos", el microprocesador
"nota" y registra esta anomalía, incluso aunque ello no tenga
ningún efecto negativo en la conductividad del dializado. A
continuación se muestra una lista de mensajes de aviso. En la lista,
los nombres de sistemas sobre los grupos de mensajes se muestran
únicamente como referencia. Los mensajes que tienen paréntesis
indican funciones de software. Aunque no es previsible que se
produzca un fallo real de esas funciones durante la operación de la
máquina, los mensajes resultan útiles durante la depuración del
software. Los mensajes que tienen un valor particular para los
técnicos, en particular para la localización y corrección de fallos
de funcionamiento mecánico, están indicados con un asterisco.
"illegal qlen in BP_XMIT" | |
"Blood Pump Low Speed" | * |
"BP Control Shutdown" | * |
"BP Command Error" | * |
"Blood Pump Overspeed Alarm" | * |
"Bld Pmp Overspeed Alarm" | * |
"Illegal index in bp_xmit( )" | |
"Illegal index in bp_input( )" | |
"long timer error" |
"Too much time between EOS signals" | * | |
"Early EOS detection" | * | |
"UF SHUTDOWN" | * | |
"UF Command Error" | * | |
"UF Time scheduled Event Error" | * | |
"Unidentified Error in MISC_ERRFLG" | ||
"A Punp Noise" | * | |
"A Pump Missed Steps" | * | |
"B Pump Noise" | * | |
"B Pump Missed Steps" | * | |
"C Pump Noise" | * | (para sistema de tres bombas) |
"C Pump Missed Steps" | * | |
"A temperature probe error" | * | |
"B temperature probe error" | * |
"illegal qlen in IO_XMIT" |
"IO_XMIT: bad stat chnge %d, %d" |
"Illegal io_xmit( ) index" |
"Illegal index in io_input( )" |
"Illegal index in ioport_xmit( )" |
``No 8255... port terminated'' | * |
``Set_pwr_state: hw_ver=1'' | |
``Set_pwr_state: hw_ver=2'' | |
``Set_power_state: Can't power on'' | * |
``Set_power_state: Can't power off'' | * |
``Converse: illegal return from uccom( )'' | |
``Switch failure in reset_port( ) function'' | |
``Command buffer full in add_cmd( )'' | |
``Unrecognizable command in make_cmd( )'' | |
``Illegal number of data bytes in make_cmd( )'' | |
``Illegal number of data bytes in make_cmd( )'' |
La característica de perfilado de UF según la
presente invención proporciona al operador un método para programar
un perfil de UF que puede variar a lo largo de un tratamiento de
diálisis para lograr un volumen de evacuación de UF de objetivo.
Esta característica es similar a las características de sodio
variable y bicarbonato variable arriba descritas.
Una vez descritos e ilustrados los principios de
nuestra invención con referencia a una realización preferente, es
evidente que la invención se puede modificar en su disposición y sus
detalles sin abandonar dichos principios. Por consiguiente,
reivindicamos como invención nuestra todas las realizaciones que
puedan entrar dentro del alcance de las siguientes
reivindicaciones.
Claims (10)
1. Método para proporcionar instrucciones de
funcionamiento a una máquina de hemodiálisis equipada con una
memoria programable (526) con el fin de que la máquina pueda operar
de acuerdo con un parámetro de funcionamiento que puede variar con
el tiempo,
caracterizado por los pasos consistentes
en
(a) introducir en la memoria programable (526) un
período de tiempo;
(b) introducir en la memoria programable (526) un
valor acumulativo de objetivo del parámetro de funcionamiento que se
debe alcanzar con el funcionamiento de la máquina durante dicho
período de tiempo;
(c) introducir en la memoria programable (526) un
perfil propuesto variable con el tiempo del parámetro de
funcionamiento, que debe ejecutar la máquina durante dicho período
de tiempo, pudiendo representarse el perfil como un gráfico de
coordenadas en una región definida por una ordenada de valores del
parámetro de funcionamiento y una abscisa que representa el tiempo,
y definiendo el gráfico un valor acumulativo del perfil del
parámetro de funcionamiento;
(d) si el valor acumulativo del perfil no es
igual al valor acumulativo de objetivo, cambiar dicho perfil
propuesto variable con el tiempo a lo largo de la ordenada para
igualar el valor acumulativo del perfil con el valor acumulativo de
objetivo, e introducir después el perfil cambiado en la memoria
programable en lugar del perfil propuesto, para que la máquina de
hemodiálisis pueda alcanzar durante su funcionamiento dentro de
dicho período de tiempo el valor acumulativo de objetivo
introducido.
2. Método según la reivindicación 1, que
adicionalmente comprende los pasos consistentes en
(a) proporcionar una interfaz usuario/máquina
(520) configurada como una pantalla táctil (501) conectada
funcionalmente con la máquina de hemodiálisis;
(b) utilizar la pantalla táctil (501) para
introducir el período de tiempo y el valor acumulativo de objetivo
en la memoria programable (526);
(c) mostrar en la pantalla táctil (501) dichas
coordenadas; y
(d) tocar la pantalla táctil (501) en múltiples
puntos dentro de dicha región definida por la ordenada y la abscisa
para establecer dicho valor acumulativo del perfil.
3. Método según la reivindicación 2, que
adicionalmente comprende los pasos consistentes en
(a) mostrar en la pantalla el valor acumulativo
de objetivo y el valor acumulativo de perfil; y
(b) observar los valores acumulativos de objetivo
y de perfil mientras se toca la pantalla táctil (501) en dichos
múltiples puntos.
4. Método según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 3 aplicado a una máquina de hemodiálisis que
tiene capacidad de ultrafiltración, en el que
el período de tiempo es un tiempo prescrito para
diálisis y el parámetro de funcionamiento de la máquina es la
velocidad de ultrafiltración.
5. Método según la reivindicación 2 aplicado a
una máquina de hemodiálisis productora de dializado que tiene la
capacidad de cambiar la concentración de sodio en el dializado y una
capacidad de ultrafiltración para producir dializado con
características de sodio y ultrafiltración particulares en diversos
tiempos durante el uso de la máquina para un proceso de diálisis,
que adicionalmente comprende los pasos consistentes en
(a) programar un perfil de sodio deseado en la
memoria programable (526);
(b) proporcionar en la pantalla táctil (501) un
indicio que permita al usuario de la máquina crear un perfil de
ultrafiltración que se ajuste esencialmente al perfil de sodio;
y
(c) tocar el indicio proporcionado en el paso (b)
para que la pantalla táctil (501) muestre dentro de la región del
perfil de ultrafiltración un perfil de ultrafiltración que se ajuste
esencialmente al perfil de sodio programado en el paso (a).
6. Método según la reivindicación 2 aplicado a
una máquina de hemodiálisis productora de dializado que tiene una
capacidad de ultrafiltración que permite a la máquina producir
dializado con características de ultrafiltración particulares en
diversos tiempos durante el uso de la máquina, que adicionalmente
comprende los pasos consistentes en
(a) programar en la memoria (526) un primer
perfil de ultrafiltración;
(b) proporcionar en la pantalla táctil (501) un
indicio que permita al usuario de la máquina recuperar el primer
perfil de ultrafiltración de la memoria; y
(c) tocar el indicio proporcionado en el paso (b)
para que la pantalla táctil (501) muestre dentro de la región del
perfil de ultrafiltración un segundo perfil de ultrafiltración que
se ajuste esencialmente al primer perfil de ultrafiltración.
7. Máquina de hemodiálisis para poner en práctica
el método de la reivindicación 1, que comprende medios (72) para
hacer circular dializado a través de un compartimento de dializado
de un hemodializador y medios para producir una circulación
extracorpórea de sangre a través de un compartimento de sangre del
hemodializador; caracterizada por
(a) una memoria programable (526);
(b) medios para introducir un período de tiempo
en la memoria;
(c) medios para introducir en la memoria (526) un
valor acumulado de objetivo de un parámetro de funcionamiento que se
debe alcanzar con el funcionamiento de la máquina durante dicho
período de tiempo;
(d) medios para introducir en la memoria (526) un
perfil propuesto variable con el tiempo del parámetro de
funcionamiento para que lo ejecute la máquina durante dicho período
de tiempo, pudiendo representarse el perfil como un gráfico de
coordenadas en una región definida por una ordenada de valores del
parámetro de funcionamiento y una abscisa que representa el tiempo,
y definiendo el gráfico un valor acumulativo del perfil del
parámetro;
(e) medios que responden al período de tiempo
introducido y el perfil propuesto introducido para comparar el valor
acumulativo de perfil con el valor acumulativo de objetivo;
(f) medios que responden a dichos medios
definidos en (e) para cambiar el perfil propuesto a lo largo de la
ordenada con el fin de igualar el valor acumulativo de perfil con el
valor acumulativo de objetivo;
(g) medios para introducir el perfil modificado
en la memoria (526) en sustitución del perfil propuesto; y
(h) medios que responden a dichos medios
definidos en (g) para que la máquina funcione de acuerdo con el
perfil modificado y permitir así a la máquina que logre durante su
funcionamiento dentro de dicho período de tiempo el valor
acumulativo de objetivo introducido.
8. Máquina según la reivindicación 7, que
adicionalmente comprende una interfaz usuario/máquina configurada
como una pantalla táctil (501) conectada funcionalmente con la
máquina de hemodiálisis para introducir el período de tiempo y el
valor acumulativo de objetivo en la memoria y para mostrar en
pantalla dichas coordenadas, definiéndose dicho valor acumulativo de
perfil tocando la pantalla táctil en múltiples puntos dentro de
dicha región definida por la ordenada y la abscisa.
9. Máquina según la reivindicación 8, que
adicionalmente comprende medios (42, 44) para producir dializado,
medios (50) para modificar la concentración de sodio en el dializado
y medios (76) para ultrafiltración, teniendo la máquina la capacidad
de producir dializado con características de sodio y ultrafiltración
particulares en diversos tiempos durante el uso de la máquina para
un procedimiento de diálisis.
10. Máquina según la reivindicación 9, que
adicionalmente comprende un indicio en la pantalla táctil (501) que
permite al usuario de la máquina hacer que la pantalla táctil
muestre un perfil de ultrafiltración dentro de la región de perfil
de ultrafiltración.
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US975523 | 1992-11-12 | ||
US07/975,523 US5326476A (en) | 1991-04-19 | 1992-11-12 | Method and apparatus for kidney dialysis using machine with programmable memory |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
ES2202309T3 true ES2202309T3 (es) | 2004-04-01 |
Family
ID=25523119
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
ES93850217T Expired - Lifetime ES2202309T3 (es) | 1992-11-12 | 1993-11-12 | Metodo y aparato para dialisis renal. |
Country Status (12)
Country | Link |
---|---|
EP (2) | EP0597817B1 (es) |
JP (1) | JP2930418B2 (es) |
AT (2) | ATE191367T1 (es) |
CA (3) | CA2349809C (es) |
DE (3) | DE69333081T2 (es) |
DK (2) | DK0597817T3 (es) |
ES (1) | ES2202309T3 (es) |
GR (1) | GR3033781T3 (es) |
PT (1) | PT597817E (es) |
RU (1) | RU2145884C1 (es) |
SG (1) | SG46524A1 (es) |
WO (1) | WO1994011093A1 (es) |
Families Citing this family (99)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5581687A (en) * | 1994-11-10 | 1996-12-03 | Baxter International Inc. | Interactive control systems for medical processing devices |
US5782796A (en) * | 1995-02-10 | 1998-07-21 | Baxter International Inc. | Foldable dialysis unit with integral pump and a method for performing solution exchange |
US5788851A (en) † | 1995-02-13 | 1998-08-04 | Aksys, Ltd. | User interface and method for control of medical instruments, such as dialysis machines |
US6790195B2 (en) | 1995-06-07 | 2004-09-14 | Gambro Inc | Extracorporeal blood processing methods and apparatus |
US5702357A (en) | 1995-06-07 | 1997-12-30 | Cobe Laboratories, Inc. | Extracorporeal blood processing methods and apparatus |
US5837150A (en) * | 1995-06-07 | 1998-11-17 | Cobe Laboratories, Inc. | Extracorporeal blood processing methods |
EP2100630B1 (en) * | 1995-06-07 | 2013-12-25 | Terumo BCT, Inc. | Disposable set for an extracorporeal blood processing apparatus |
US5720716A (en) * | 1995-06-07 | 1998-02-24 | Cobe Laboratories, Inc. | Extracorporeal blood processing methods and apparatus |
US5750025A (en) * | 1995-06-07 | 1998-05-12 | Cobe Laboratories, Inc. | Disposable for an apheresis system with a contoured support |
US5795317A (en) * | 1995-06-07 | 1998-08-18 | Cobe Laboratories, Inc. | Extracorporeal blood processing methods and apparatus |
US5738644A (en) | 1995-06-07 | 1998-04-14 | Cobe Laboratories, Inc. | Extracorporeal blood processing methods and apparatus |
US5676644A (en) | 1995-06-07 | 1997-10-14 | Cobe Laboratories, Inc. | Extracorporeal blood processing methods and apparatus |
US5722946A (en) * | 1995-06-07 | 1998-03-03 | Cobe Laboratories, Inc. | Extracorporeal blood processing methods and apparatus |
US5730720A (en) | 1995-08-18 | 1998-03-24 | Ip Scientific, Inc. | Perfusion hyperthermia treatment system and method |
DE59610774D1 (de) * | 1995-09-27 | 2003-11-20 | Fresenius Medical Care De Gmbh | Vorrichtung zur Überwachung der Funktionssicherheit der Membran eines Dialysators |
IT1288767B1 (it) * | 1996-10-18 | 1998-09-24 | Hospal Dasco Spa | Metodo di determinazione del valore del ricircolo di una sospensione sottoposta a trattamento. |
US6200287B1 (en) | 1997-09-05 | 2001-03-13 | Gambro, Inc. | Extracorporeal blood processing methods and apparatus |
US6877713B1 (en) | 1999-07-20 | 2005-04-12 | Deka Products Limited Partnership | Tube occluder and method for occluding collapsible tubes |
WO2001060429A2 (en) * | 2000-02-17 | 2001-08-23 | The Johns Hopkins University Applied Physics Laboratory | Vestibular irrigator test system (vits) |
EP1946783B1 (en) | 2000-03-09 | 2011-09-07 | CaridianBCT, Inc. | Extracorporeal blood processing apparatus |
IT1320784B1 (it) † | 2000-07-21 | 2003-12-10 | Gambro Dasco Spa | Metodo di impostazione di un trattamento dialitico in una macchina perdialisi. |
US7033539B2 (en) | 2002-05-24 | 2006-04-25 | Baxter International Inc. | Graphical user interface for automated dialysis system |
DE10323843A1 (de) * | 2003-05-23 | 2004-12-23 | Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh | Blutbehandlungsgerät |
US8029454B2 (en) | 2003-11-05 | 2011-10-04 | Baxter International Inc. | High convection home hemodialysis/hemofiltration and sorbent system |
US7744553B2 (en) | 2003-12-16 | 2010-06-29 | Baxter International Inc. | Medical fluid therapy flow control systems and methods |
DE102005013418A1 (de) * | 2005-03-23 | 2006-09-28 | B. Braun Medizintechnologie Gmbh | Blutbehandlungsgerät mit Alarmvorrichtung |
US20060258985A1 (en) * | 2005-05-11 | 2006-11-16 | Russell Claudia J | Graphical display of medication limits and delivery program |
EP1969507B1 (en) | 2005-12-19 | 2012-05-16 | Gambro Lundia AB | Medical apparatus with improved user interface |
EP1974302A1 (en) * | 2006-01-06 | 2008-10-01 | Renal Solutions, Inc. | Dialysis machine with transport mode |
US10537671B2 (en) | 2006-04-14 | 2020-01-21 | Deka Products Limited Partnership | Automated control mechanisms in a hemodialysis apparatus |
US7967022B2 (en) * | 2007-02-27 | 2011-06-28 | Deka Products Limited Partnership | Cassette system integrated apparatus |
CA2648803C (en) | 2006-04-14 | 2017-06-20 | Deka Products Limited Partnership | Systems, devices and methods for fluid pumping, heat exchange, thermal sensing, and conductivity sensing |
DE102006029899B4 (de) * | 2006-06-29 | 2009-06-04 | Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh | Spektroskopischer Detektor und Verfahren zur Bestimmung von Blut und biologischen Markersubstanzen in Flüssigkeiten |
US8042563B2 (en) | 2007-02-27 | 2011-10-25 | Deka Products Limited Partnership | Cassette system integrated apparatus |
US8393690B2 (en) | 2007-02-27 | 2013-03-12 | Deka Products Limited Partnership | Enclosure for a portable hemodialysis system |
US8357298B2 (en) | 2007-02-27 | 2013-01-22 | Deka Products Limited Partnership | Hemodialysis systems and methods |
KR102228428B1 (ko) | 2007-02-27 | 2021-03-16 | 데카 프로덕츠 리미티드 파트너쉽 | 혈액투석 시스템 |
US10463774B2 (en) | 2007-02-27 | 2019-11-05 | Deka Products Limited Partnership | Control systems and methods for blood or fluid handling medical devices |
US8409441B2 (en) | 2007-02-27 | 2013-04-02 | Deka Products Limited Partnership | Blood treatment systems and methods |
US8562834B2 (en) | 2007-02-27 | 2013-10-22 | Deka Products Limited Partnership | Modular assembly for a portable hemodialysis system |
US9028691B2 (en) | 2007-02-27 | 2015-05-12 | Deka Products Limited Partnership | Blood circuit assembly for a hemodialysis system |
US8491184B2 (en) | 2007-02-27 | 2013-07-23 | Deka Products Limited Partnership | Sensor apparatus systems, devices and methods |
US20090107335A1 (en) | 2007-02-27 | 2009-04-30 | Deka Products Limited Partnership | Air trap for a medical infusion device |
WO2008146068A1 (en) | 2007-05-25 | 2008-12-04 | Gambro Lundia Ab | A device for connecting to a liquid source |
US8287724B2 (en) * | 2007-07-05 | 2012-10-16 | Baxter International Inc. | Dialysis fluid measurement systems using conductive contacts |
US10201647B2 (en) | 2008-01-23 | 2019-02-12 | Deka Products Limited Partnership | Medical treatment system and methods using a plurality of fluid lines |
US10195330B2 (en) | 2008-01-23 | 2019-02-05 | Deka Products Limited Partnership | Medical treatment system and methods using a plurality of fluid lines |
IT1391555B1 (it) | 2008-07-16 | 2012-01-11 | Gambro Lundia Ab | Apparato trattamento extracorporeo sangue |
DE102009036044A1 (de) * | 2009-08-04 | 2011-02-10 | Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh | Vorrichtung und Verfahren zur Erkennung von Blut oder Blutbestandteilen im Flüssigkeitssystem einer Vorrichtung zur extrakorporalen Blutbehandlung |
JP6027720B2 (ja) * | 2009-12-14 | 2016-11-16 | 日機装株式会社 | 血液浄化装置 |
JP2011120821A (ja) * | 2009-12-14 | 2011-06-23 | Nikkiso Co Ltd | 血液浄化装置 |
CA2811335C (en) | 2010-09-16 | 2019-04-09 | Gambro Lundia Ab | Blood treatment apparatus with flow divider for limiting an electrical current |
ITMI20110441A1 (it) * | 2011-03-21 | 2012-09-22 | Gambro Lundia Ab | Apparecchiatura per il trattamento extracorporeo di sangue. |
ITMI20110442A1 (it) * | 2011-03-21 | 2012-09-22 | Gambro Lundia Ab | Apparecchiatura per il trattamento extracorporeo di sangue. |
US9999717B2 (en) | 2011-05-24 | 2018-06-19 | Deka Products Limited Partnership | Systems and methods for detecting vascular access disconnection |
MX344664B (es) | 2011-05-24 | 2017-01-04 | Deka Products Lp | Sistemas y metodos de tratamiento de la sangre. |
WO2012162515A2 (en) | 2011-05-24 | 2012-11-29 | Deka Products Limited Partnership | Hemodial ysis system |
DE102011053935B4 (de) * | 2011-09-26 | 2013-11-28 | Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh | Verfahren, Vorrichtung und System zur Blutbehandlung eines Patienten |
JP5803543B2 (ja) * | 2011-10-11 | 2015-11-04 | ニプロ株式会社 | 透析液調製装置の診断方法と透析液調製装置 |
JP5099464B1 (ja) * | 2011-12-29 | 2012-12-19 | 富田製薬株式会社 | 重炭酸イオン濃度可変型の透析液の調製装置及び調製方法、重炭酸イオン濃度可変型の透析剤、並びに重炭酸イオン濃度可変型の透析システム |
WO2013184973A1 (en) * | 2012-06-06 | 2013-12-12 | The Regents Of The University Of California | Slow dialysate adaptor apparatus for intermittent hemodialysis |
US9733805B2 (en) | 2012-06-26 | 2017-08-15 | Terumo Bct, Inc. | Generating procedures for entering data prior to separating a liquid into components |
JP5376480B1 (ja) * | 2012-10-10 | 2013-12-25 | 富田製薬株式会社 | 酢酸及び酢酸塩を含む透析用a剤、及びそれを用いた2剤型透析用剤 |
US20150355789A1 (en) | 2012-12-31 | 2015-12-10 | Gambro Lundia Ab | Treatment profiles |
US9623164B2 (en) | 2013-02-01 | 2017-04-18 | Medtronic, Inc. | Systems and methods for multifunctional volumetric fluid control |
US10010663B2 (en) | 2013-02-01 | 2018-07-03 | Medtronic, Inc. | Fluid circuit for delivery of renal replacement therapies |
US10850016B2 (en) | 2013-02-01 | 2020-12-01 | Medtronic, Inc. | Modular fluid therapy system having jumpered flow paths and systems and methods for cleaning and disinfection |
JP6310467B2 (ja) | 2013-09-20 | 2018-04-11 | テルモ株式会社 | 表示装置及び表示方法 |
JP5517321B1 (ja) | 2013-10-02 | 2014-06-11 | 富田製薬株式会社 | 二酢酸アルカリ金属塩を含む固形透析用a剤、及びそれを用いた2剤型の低酢酸透析用剤 |
DE102013021012A1 (de) | 2013-12-13 | 2015-06-18 | Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh | Vorrichtung zur extrakorporalen Blutbehandlung |
CN105013032B (zh) | 2014-03-31 | 2018-06-22 | 甘布罗伦迪亚股份公司 | 体外血液处理系统及用于该系统的方法 |
US12026271B2 (en) | 2014-05-27 | 2024-07-02 | Deka Products Limited Partnership | Control systems and methods for blood or fluid handling medical devices |
DE102014109639A1 (de) | 2014-07-09 | 2016-01-14 | B. Braun Avitum Ag | Ventil für ein Dialysegerät und Dialysegerät |
EP3018601B1 (en) * | 2014-11-10 | 2021-06-23 | B. Braun Avitum AG | Blood purification device graphical user interface method |
CN104383619B (zh) * | 2014-12-03 | 2016-08-24 | 佟博弘 | 透析液流量智能调节装置与方法、透析机 |
US9713665B2 (en) * | 2014-12-10 | 2017-07-25 | Medtronic, Inc. | Degassing system for dialysis |
US10874787B2 (en) | 2014-12-10 | 2020-12-29 | Medtronic, Inc. | Degassing system for dialysis |
CN107206142B (zh) * | 2015-02-06 | 2019-08-09 | 旭化成医疗株式会社 | 治疗液制作装置以及血液处理系统 |
JP6516514B2 (ja) * | 2015-03-05 | 2019-05-22 | 日機装株式会社 | 医療装置 |
DE102015103938A1 (de) | 2015-03-17 | 2016-09-22 | B. Braun Avitum Ag | Gasblasen- und/oder Festkörperdetektor auf Ultraschallbasis, Dialysegerät und Verfahren für einen derartigen Detektor |
DE102015117396A1 (de) * | 2015-10-13 | 2017-04-13 | B. Braun Avitum Ag | Kompensation von UF-Fehlbilanzen |
ES2773869T3 (es) | 2015-10-14 | 2020-07-15 | Gambro Lundia Ab | Sistema de terapia de fallo renal que presenta un sistema de terapia eléctricamente flotante |
US10569007B2 (en) | 2015-10-14 | 2020-02-25 | Gambro Lundia Ab | Dialysis system and method including a flow path insulator |
US10926018B2 (en) | 2015-10-14 | 2021-02-23 | Gambro Lundia Ab | Renal failure therapy system and method for electrically safe treatment |
DE102015013627A1 (de) | 2015-10-20 | 2017-04-20 | Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh | Blutbehandlungsgerät und Verfahren zur Erstellung einer Verschreibung |
WO2017167845A1 (en) | 2016-04-01 | 2017-10-05 | Gambro Lundia Ab | Blood circuit pressure graphical element for medical treatment user interfaces |
WO2017167774A1 (en) | 2016-04-01 | 2017-10-05 | Gambro Lundia Ab | Systems and methods including bar-type parameter adjustment elements |
US10978204B2 (en) | 2016-04-01 | 2021-04-13 | Gambro Lundia Ab | Bar-type parameter adjustment elements |
DE102016007828A1 (de) * | 2016-06-29 | 2018-01-04 | Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh | Steuereinheit zur Bluterkennung in einer Dialysierflüssigkeitsabführleitung einer Blutbehandlungsvorrichtung und Blutbehandlungsvorrichtung |
DE102016009442A1 (de) * | 2016-08-03 | 2018-02-08 | Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh | Verfahren zur Überwachung des Bicarbonat-Gehalts und des Natrium-Gehalts einer Dialyselösung |
DE102016125951A1 (de) | 2016-12-30 | 2018-07-05 | Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh | Vorrichtung zum Übertragen von Betriebs- und Maschinendaten eines Medizingeräts, Medizingerät sowie Verfahren zum Übertragen von Betriebs- und Maschinendaten eines Medizingeräts |
EP3612248A2 (en) | 2017-04-21 | 2020-02-26 | Terumo BCT, Inc. | System for high-throughput blood component collection |
DE102017109127A1 (de) * | 2017-04-27 | 2018-10-31 | B. Braun Avitum Ag | Verfahren und Vorrichtung zur intermittierenden, pulsierenden Proportionierung einer Dialysierflüssigkeitsmischung |
US11278654B2 (en) | 2017-12-07 | 2022-03-22 | Medtronic, Inc. | Pneumatic manifold for a dialysis system |
US11033667B2 (en) | 2018-02-02 | 2021-06-15 | Medtronic, Inc. | Sorbent manifold for a dialysis system |
DE102018107627A1 (de) * | 2018-03-29 | 2019-10-02 | Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh | Dialysegerät und Verfahren zum Betreiben eines Dialysegerätes |
US12005174B2 (en) * | 2018-06-15 | 2024-06-11 | Fresenius Medical Care Holdings, Inc. | Automatic priming and scheduling for dialysis systems |
DE102019126048A1 (de) | 2019-09-26 | 2021-04-01 | B.Braun Avitum Ag | Blutbehandlungsvorrichtung mit automatischer Substitutionsvolumenkompensation |
JPWO2024005066A1 (es) * | 2022-06-28 | 2024-01-04 |
Family Cites Families (11)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4370983A (en) * | 1971-01-20 | 1983-02-01 | Lichtenstein Eric Stefan | Computer-control medical care system |
US4217642A (en) * | 1978-09-13 | 1980-08-12 | Bios Inc. | Method and apparatus for locating data characterizing blood flow through the heart |
SE432054B (sv) * | 1982-09-10 | 1984-03-19 | Anders Tamsen | Programmerbart injektions-och infusionsaggregat |
US4756706A (en) * | 1985-01-23 | 1988-07-12 | American Hospital Supply Corporation | Centrally managed modular infusion pump system |
SE457388B (sv) * | 1985-06-04 | 1988-12-19 | Gambro Ab | Monitor foer styrning och/eller kontroll av tvaa eller flera funktioner samt anvaendning av en saadan foer styrning av en vaetskestroem |
US4838887A (en) * | 1987-12-15 | 1989-06-13 | Shiley Infusaid Inc. | Programmable valve pump |
US4898578A (en) * | 1988-01-26 | 1990-02-06 | Baxter International Inc. | Drug infusion system with calculator |
US4974599A (en) * | 1988-10-25 | 1990-12-04 | Sharp Kabushiki Kaisha | Portable electrocardiograph |
IT1235192B (it) * | 1989-05-31 | 1992-06-23 | Hospal Dasco Spa | Metodo di gestione di parametri connessi con un trattamento di dialisie macchina di dialisi implementante tale metodo |
US5069668A (en) * | 1990-07-12 | 1991-12-03 | Boydman Scott A | Patient controlled analgesia system |
US5230702A (en) * | 1991-01-16 | 1993-07-27 | Paradigm Biotechnologies Partnership | Hemodialysis method |
-
1993
- 1993-11-12 DE DE69333081T patent/DE69333081T2/de not_active Revoked
- 1993-11-12 AT AT94901465T patent/ATE191367T1/de not_active IP Right Cessation
- 1993-11-12 DK DK93850217T patent/DK0597817T3/da active
- 1993-11-12 EP EP93850217A patent/EP0597817B1/en not_active Revoked
- 1993-11-12 RU RU95112501A patent/RU2145884C1/ru not_active IP Right Cessation
- 1993-11-12 CA CA002349809A patent/CA2349809C/en not_active Expired - Lifetime
- 1993-11-12 DK DK94901465T patent/DK0668793T3/da active
- 1993-11-12 PT PT93850217T patent/PT597817E/pt unknown
- 1993-11-12 EP EP94901465A patent/EP0668793B1/en not_active Revoked
- 1993-11-12 SG SG1996005625A patent/SG46524A1/en unknown
- 1993-11-12 WO PCT/US1993/010991 patent/WO1994011093A1/en active IP Right Grant
- 1993-11-12 DE DE69328306T patent/DE69328306T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1993-11-12 ES ES93850217T patent/ES2202309T3/es not_active Expired - Lifetime
- 1993-11-12 DE DE0668793T patent/DE668793T1/de active Pending
- 1993-11-12 CA CA002547950A patent/CA2547950C/en not_active Expired - Lifetime
- 1993-11-12 CA CA002149246A patent/CA2149246C/en not_active Expired - Lifetime
- 1993-11-12 JP JP6512402A patent/JP2930418B2/ja not_active Expired - Fee Related
- 1993-11-12 AT AT93850217T patent/ATE244585T1/de not_active IP Right Cessation
-
2000
- 2000-06-26 GR GR20000401480T patent/GR3033781T3/el not_active IP Right Cessation
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
ATE191367T1 (de) | 2000-04-15 |
DE69333081T2 (de) | 2004-04-15 |
RU2145884C1 (ru) | 2000-02-27 |
CA2149246A1 (en) | 1994-05-26 |
WO1994011093A1 (en) | 1994-05-26 |
EP0597817A2 (en) | 1994-05-18 |
CA2547950C (en) | 2008-07-15 |
PT597817E (pt) | 2003-11-28 |
JP2930418B2 (ja) | 1999-08-03 |
SG46524A1 (en) | 1998-02-20 |
DE668793T1 (de) | 1999-02-25 |
EP0597817A3 (en) | 1995-04-12 |
EP0668793A1 (en) | 1995-08-30 |
RU95112501A (ru) | 1997-02-10 |
CA2149246C (en) | 2001-08-28 |
CA2349809C (en) | 2006-08-01 |
DE69328306D1 (de) | 2000-05-11 |
DK0597817T3 (da) | 2003-10-20 |
ATE244585T1 (de) | 2003-07-15 |
EP0597817B1 (en) | 2003-07-09 |
GR3033781T3 (en) | 2000-10-31 |
EP0668793A4 (es) | 1995-09-20 |
JPH08504116A (ja) | 1996-05-07 |
DK0668793T3 (da) | 2000-09-04 |
CA2547950A1 (en) | 1994-05-26 |
DE69333081D1 (de) | 2003-08-14 |
DE69328306T2 (de) | 2000-11-02 |
CA2349809A1 (en) | 1994-05-26 |
EP0668793B1 (en) | 2000-04-05 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
ES2202309T3 (es) | Metodo y aparato para dialisis renal. | |
US7264730B2 (en) | Methods for kidney dialysis | |
US5326476A (en) | Method and apparatus for kidney dialysis using machine with programmable memory | |
US5247434A (en) | Method and apparatus for kidney dialysis | |
US11433170B2 (en) | Dialysis systems, devices, and methods | |
US11169137B2 (en) | Modular reservoir assembly for a hemodialysis and hemofiltration system | |
JP6936267B2 (ja) | 高対流家庭用血液透析/血液濾過および吸着剤システム | |
US8687003B2 (en) | Methods and apparatus for displaying flow rate graphs and alarms on a dialysis system | |
JPH06154314A (ja) | 自動腹膜透析装置 | |
JPH07136250A (ja) | 血液透析機械の操作法、時間変更パラメータのプログラミング法、透析機械の操作法、腎臓透析機械及び血液透析機械 | |
DePalma et al. | A new compact automatic home hemodialysis system | |
MACHINE | DESIGN PRINCIPLES: HEMODIALYSIS MACHINE |