ES2229270T3

ES2229270T3 - Aparato de dialisis automatica.

Info

Publication number: ES2229270T3
Application number: ES96918797T
Authority: ES
Inventors: Antonio Bosetto; Francesco Paolini
Original assignee: Gambro Hospal Schweiz AG
Current assignee: Gambro Hospal Schweiz AG
Priority date: 1995-07-04
Filing date: 1996-07-03
Publication date: 2005-04-16
Anticipated expiration: 2016-07-03
Also published as: CA2198639A1; IT1276468B1; US5938938A; ITTO950560A0; EP0778783B1; DE69633435T2; WO1997002057A1; CA2198639C; DE69633435D1; ATE276778T1; ITTO950560A1; EP0778783A1

Abstract

Aparato de diálisis automática, que comprende una unidad de diálisis, unos medios de adquisición de valores admitidos de parámetros de entrada y de valores deseados de parámetros enfermo; unos medios de adquisición de los valores efectivos de dichos parámetros enfermo, comprendiendo dichos parámetros enfermo el descenso de peso (WL); unos medios de adquisición de los valores efectivos de los parámetros máquina, comprendiendo dichos parámetros máquina la velocidad de descenso de peso (WLR); y unos medios de control (13) del funcionamiento de la unidad de diálisis por medio de valores operativos de dichos parámetros máquina para hacer tomar a dichos parámetros enfermo dichos valores deseados, caracterizado porque: ¿ los parámetros enfermo comprenden la variación relativa del volumen de sangre (BV), ¿ los parámetros máquina comprenden la conductividad del líquido de diálisis (CD), ¿ los medios de adquisición comprenden: - unos medios de memorización de los valores permitidos de la variación relativa de volumen de sangre en función del tiempo de diálisis; - unos medios de memorización de los valores permitidos del descenso de peso en función del tiempo de diálisis; - unos medios de memorización de los valores permitidos de la velocidad de descenso de peso en función del tiempo de diálisis; - unos medios de memorización de los valores permitidos de la conductividad del líquido de diálisis en función del tiempo de diálisis; ¿ los medios de adquisición de los valores efectivos de dichos parámetros enfermo comprenden: - unos medios de adquisición (12) de los valores efectivos del descenso de peso, en cada instante del tiempo en el curso del tratamiento; - unos medios de adquisición (12) de los valores efectivos de la variación de volumen de sangre, en cada instante del tiempo en el curso del tratamiento; ¿ los medios de control (13) del funcionamiento de la unidad de diálisis comprenden: - unos medios de cálculo de los valores operativos de la velocidad de descenso de peso y de la conductividad del líquido de diálisis según un modelo matemático antes de entrada de por lo menos los parámetros de enfermo efectivos y de salida la velocidad de descenso de peso y la conductividad del líquido de diálisis; - unos medios de corrección de los valores de la velocidad de descenso de peso y de la conductividad del líquido de diálisis, sobre la base de los valores operativos.

Description

Aparato de diálisis automática.

La presente invención se refiere a un aparato de diálisis automática.

Como es conocido, en los enfermos sometidos a un tratamiento hemodialítico, clásico, se ven aparecer a menudo unos efectos colaterales caracterizados por ligeros fenómenos de hipotensión o incluso por unos fenómenos de colapso.

Estos fenómenos son provocados por el hecho de que los aparatos actuales para diálisis prevén, para su funcionamiento, el establecimiento de un conjunto de valores previamente definidos y que actúan sobre el enfermo en cadena abierta, no utilizando ninguna información de retorno que proviene del propio enfermo. Esto conduce a tener, en un cierto porcentaje de los casos, unas complicaciones clínicas provocadas por la extrema variabilidad de la capacidad del enfermo para soportar una sustracción ponderal dada.

Para evitar estos inconvenientes desagradables, conviene poner bajo control ciertos parámetros del enfermo indicativos de su estado de salud.

Las invenciones anteriores, por ejemplo, se refieren a unos aparatos que se fundan en el control de la volemia del enfermo, medida como variación relativa del volumen de la sangre (BV) que circula en el cuerpo con respecto al inicio de la sesión, y unos sistemas de control aptos para hacer de manera que la BV siga una trayectoria previamente definida, con el fin de resolver el problema de la hipovolemia que se manifiesta a menudo de forma improvisada. La medición de la variación en porcentaje del volumen de la sangre que circula en el cuerpo puede ser realizada por varios procedimientos como, por ejemplo, el que se describe en la patente TO91A000527 a nombre del solicitante, que toma en consideración como magnitud indicativa del bienestar del enfermo la presión arterial sistólica, cuya correlación con la BV es conocida.

Otras invenciones, en contrapartida, se refieren a los aparatos que controlan unos parámetros del enfermo particular, como se dice por ejemplo en las solicitudes de patente EP-A-029 793 y EP-A-089 003. En particular, la patente EP-A-029 793 a nombre de Thomasset describe un sistema que comprende una medición de la impedancia de la sangre y un aparato que inyecta cloruro de sodio al enfermo cuando el valor de impedancia medido sale de umbrales previamente definidos. Este sistema realiza una simple retroacción de tipo marcha-paro apenas eficaz desde el punto de vista clínico.

La patente EP-A-089 003 a nombre de TOYOTA CHUO KENKYUSHO describe en contrapartida un aparato fundado en un sistema de control elemental que prevé hacer de manera que el volumen de sangre siga una trayectoria prefijada al inicio del tratamiento, fundándose en el estado del enfermo. En este sistema conocido, para obtener las variaciones del volumen de la sangre, se mide el hematocrito. Sin embargo, se ha demostrado que la medición del hematocrito no es suficiente para determinar las variaciones del volumen de sangre, en la medida en que la hipótesis en la cual se funda la relación biunívoca entre el hematocrito y la variación del volumen de sangre, es decir la hipótesis de constancia del volumen celular total, es raramente verificada. En todos los casos, el tipo de control propuesto se adapta mal a la aplicación a una población entera de enfermos o a unas sesiones diferentes para un solo enfermo, o incluso en diversos momentos de la misma sesión, porque no tiene en cuenta unas reacciones individuales al tratamiento, que no solamente son generalmente diferentes de un enfermo a otro sino que pueden también variar en el mismo individuo en diversos momentos. Además, en esta patente, no se han tenido en cuenta las limitaciones a las cuales está sometida la manipulación de los parámetros de la máquina. Es por lo que el sistema descrito es poco eficaz en los casos en que se producen unas variaciones significativas del comportamiento intradialítico del enfermo.

En el momento actual un aspecto no resuelto en ningún sistema de diálisis existente es la harmonización completa de objetivos clínicos diferentes, cuya obtención lleva continuamente a la necesidad de efectuar unas operaciones de compromiso entre la obtención puntual de un resultado, por ejemplo, el descenso del peso final (TWL) que contribuye al mantenimiento de las condiciones del bienestar del enfermo a medio y largo plazo, y la reducción final del volumen de la sangre (TBV) que permite la estabilización hemodinámica intradialítica con una reducción consecuente de las patologías en curso de tratamiento. En las diálisis tradicionales, la evaluación clínica relativa a este compromiso se efectúa de manera aproximada por el médico, que, diálisis después de diálisis, elige los parámetros de tratamiento que considera, sobre la base de su propia experiencia, después de haber determinado los efectos sobre el enfermo, por ejemplo, la velocidad de descenso del peso (WLR) definida como la diferencia entre la velocidad de ultrafiltración (UFR) y la velocidad de transfusión (Q_{inf}), la conductividad del líquido de diálisis (CD), y eventualmente está obligado a revisar su elección en el curso del tratamiento a consecuencia de fenómenos de colapso.

En el sistema de diálisis automática mencionado, es preciso siempre realizar este compromiso manualmente en fase de prescripción del tratamiento, y revisar la situación en curso del tratamiento en función de la imposibilidad de obtener simultáneamente los objetivos puntuales esperados. Esta gestión discontinua del tratamiento dialítico conduce a hacer parcialmente vanas las ventajas obtenidas por el sistema automático. De hecho, la ejecución de las diálisis automáticas según las modalidades mencionadas necesita una gran experiencia en la formalización de la prescripción en forma de trayectorias deseadas, así como de la rapidez de intervención en el caso en que la prescripción fuera inapropiada o no pudiera ser proseguida debido a las condiciones contingentes del enfermo.

El objetivo de la presente invención es por tanto realizar un procedimiento y un aparato de diálisis automática exentos de los inconvenientes descritos anteriormente, que permitan por tanto formalizar la prescripción del médico tanto en términos WL como en términos BV, definiendo además la importancia relativa de la obtención de cada uno de los dos objetivos finales considerados aisladamente por medio de límites de tolerancia acordados para cada uno de ellos.

En particular, se busca realizar un procedimiento y un aparato capaz de obtener la realización de un estado final del enfermo entre los límites previstos de la prescripción clínica que al principio del tratamiento permite definir unos intervalos de valores variables en el tiempo entre los cuales los parámetros controlados BV y WL deben estar comprendidos en cada instante del tratamiento.

Según la presente invención, se realiza un aparato de diálisis automática tal como el definido por la reivindicación 1.

Para comprender mejor la invención, se describirá ahora una forma de realización preferida, a título de ejemplo no limitativo, haciendo referencia a los planos anexos, en los cuales:

- la figura 1 representa un organigrama relativo al algoritmo general utilizado en el procedimiento de diálisis objeto de la invención;

- las figuras 2 y 3 representan dos organigramas detallados relativos al organigrama de la figura 1;

- la figura 4 representa un esquema funcional del aparato objeto de la invención y,

- las figuras 5 a 7 muestran unos diagramas relativos a la evolución de las variables utilizadas en el procedimiento de la invención.

En la figura 1 se ilustra un esquema funcional que muestra las fases relativas a una sesión de diálisis. En detalle, la sesión empieza por la memorización de los intervalos de variaciones permitidos por algunas variables controladas, en el curso del tratamiento, con el valor mínimo y el valor máximo permitidos. En particular, se memorizan los intervalos de variaciones permitidos para la reducción del volumen de la sangre BV (bloque 1), para el descenso del peso WL (bloque 2), para la velocidad de descenso del peso WLR (bloque 3) y para la conductividad del líquido de diálisis CD (bloque 4). A continuación, se empieza el tratamiento dialítico propiamente dicho y se efectúan las mediciones de WL (bloque 5) y de BV (bloque 6). Estando anotados estos parámetros del enfermo, se calculan los valores apropiados de WLR y de CD (bloque 7), y éstos son utilizados para corregir los valores anteriores de CD y de la velocidad de descenso de peso (bloque 8). A fin de que el tratamiento no llegue al final (como se verifica por medio del bloque 9) se repiten las etapas comprendidas entre el bloque 5 y el bloque 8.

Las fases representadas por los bloques 1 y 2 comprenden a su vez las secuencias de paso representadas en la figura 2, y, respectivamente 3. De hecho, como se ha representado en la figura 2, la memorización del intervalo de variación permitido de BV (bloque 1) comprende la memorización del valor de BV deseado al final del tratamiento (TBV) y las tolerancias relativas (\pm\DeltaTBV) (bloque 1a), la memorización de la duración del tratamiento (T) (bloque 1b) y el cálculo de los extremos del intervalo de variación BV permitido en el curso del tratamiento (bloque 1c) según un modelo matemático preciso o según unas evoluciones válidas para todos los enfermos derivados del análisis de los datos clínicos.

En contrapartida, la memorización de WL (bloque 2) comprende, figura 3, la memorización del valor de WL deseado al final del tratamiento (TWL) y de las tolerancias relativas (\pm\DeltaTWL) (bloque 2a), la memorización de la duración del tratamiento (T) y de las tolerancias relativas (\pm\DeltaT) (bloque 2b) y el cálculo de los extremos del intervalo de variación de WL permitido en el curso del tratamiento (bloque 2c) según un modelo matemático preciso o según unas evoluciones válidas para todos los enfermos derivadas del análisis de datos clínicos.

El procedimiento de diálisis automática descrito anteriormente se realiza con el aparato 10, cuyo esquema funcional está ilustrado en la figura 4. El aparato 10 comprende una unidad de diálisis 11 que recibe como información previa dos parámetros máquina (WLR y CD), un grupo de captadores 12 para la medición de dos parámetros de enfermo efectivos (BV y WL) que se quieren controlar, una unidad de control 13 del tipo adaptativo que, funcionando sobre los parámetros máquina WLR y CD que ésta proporciona a la unidad de diálisis 11 y sobre los parámetros de enfermo efectivos BV y WL medidos por el grupo de los captadores 12, hace tomar a los parámetros de enfermo BV y WL las evoluciones deseadas. Estas evoluciones son fijadas previamente por un operador por medio de dispositivos de entrada/salida 32 que cooperan con una memoria 15 por medio de una intercara aparato/operador 14. De manera conocida, la unidad de diálisis 11, de tipo tradicional, está conectada al sistema vascular del enfermo, indicado esquemáticamente en la figura 4 por el bloque 16, por medio de un par de líneas 17, 18, respectivamente que salen de la unidad de diálisis 11 y que entran en la misma, que se unen a un filtro en el cual se hace fluir la sangre del enfermo. Desde el punto de vista del control adaptativo realizado por medio de la unidad de control 13, la unidad de diálisis 11 y el enfermo 16 forman un grupo de diálisis 20 cuya conexión con el grupo de captadores 12 está representada esquemáticamente por una flecha.

En detalle, la unidad de control 13 está conectada a la unidad de diálisis 11 por medio de una línea 19 que comprende un controlador 21 y un estimador 22 que comunica con el controlador 21 por medio de la línea 23; el controlador 21 y el estimador 22 definen juntos un controlador adaptativo y están representados separadamente únicamente a título ilustrativo, pero en general están realizados en un solo componente. El estimador 22 recibe a la entrada unas señales que provienen del grupo de diálisis 20 por medio de la línea 24, del grupo de captadores 12 por medio de una línea 25 y de un estimador de natremia 26 por medio de una línea 27. El estimador de natremia 26 está, además, conectado al grupo de diálisis 20 por medio de la línea 28.

La unidad de control 13 está, además, conectada por medio de una línea eléctrica 30, a la intercara 14 para la lectura de los valores deseados de los parámetros de enfermo BV y WL, de WLR, de CD, de TWL \pm \DeltaTWL, de TBV \pm \Delta TBV y de T. La unidad de control 13, además, comunica, por medio de una línea 31, con la memoria 15 para el intercambio de los datos necesarios para su elaboración y de los resultados de las elaboraciones mismas. Las dos líneas 30, 31 están representadas separadamente con un fin ilustrativo únicamente; de hecho, las mismas pueden estar constituidas por una conexión única.

La intercara 14 está conectada con el dispositivo de entrada/salida 32 a través de una línea 33 y con la memoria 15 por medio de una línea 34.

Finalmente el grupo de captadores 12, comunica, por medio de una línea 35, con un sistema de alarma 36 que comprende un observador 37 capaz de detectar una imposibilidad, por parte de la unidad de control 13, de efectuar su función de mantenimiento de las variables controladas BV y WL entre los límites de oscilación estabilizado, y de un mecanismo de alarma 38, conectado con el observador 37 por medio de una línea 39 y capaz de advertir al operador de esta imposibilidad de control.

Cualquier bloque de los que está compuesto el aparato 10 de la invención está a su vez realizado en circuito por medio de técnicas en sí conocidas. Por ejemplo, pueden ser utilizadas diversas técnicas de control conocidas para obtener el resultado enunciado. La técnica descrita a continuación representa una de las posibilidades elegidas y se presenta a título de ejemplo, sin en cambio limitar la generalidad de las soluciones aplicables.

La unidad de control 13 se funda en la evaluación de una función de error que es mantenida a un valor mínimo en el curso de la diálisis. En la realización efectuada la función error es la combinación lineal de los intervalos de los parámetros enfermo de una vez a la otra medidos a partir de puntos medios de los intervalos admitidos; en esta combinación lineal se utilizan unas ponderaciones de valor inversamente proporcionales a la amplitud de los intervalos mismos. En particular, la función del error considerada es:

err(BV(t), WL(t))= K_{BV} \cdot err_{BV} + K_{WL} \cdot err_{WL}

err_{BV} = BV(t) - \frac{BV_{min} (t) + BV_{max} (t)}{2}

err_{WL} = WL(t) - \frac{WL_{min} (t) + WL_{max} (t)}{2}

K_{BV} = (BV_{min} (t) - BV_{max} (t)) ^{-1}

KWL = (WL_{min} (t) - WL_{max} (t)) ^{-1}

donde K_{BV} y K_{WL} son los factores de normalización (función de la importancia relativa de la obtención de cada uno de los dos objetivos finales y establecidos implícitamente por el médico por medio de la definición de los valores admisibles).

Son posibles otras funciones de error, con este mismo fin de mantener unas variables de control en el intervalo de los valores admitidos. Es también posible utilizar unas funciones de error diferentes para cada uno de los valores máquina WLR y CD que, desde el punto de vista del control, representan dos ramas de realización.

En la base del resultado de la función error (función relativa a cada magnitud), los valores corrientes de WLR y CD, son modificados por medio de un regulador de tipo clásico. En la realización efectuada, se recurre a un algoritmo de control numérico programado en un calculador o equivalente, en los límites de los sistemas continuos, para una corrección sobre la rama de ida con red de asiento, cuya función de transferencia en el campo de las transformadas de Laplace, presente una transferencia de ganancia HO, dos polos p_{1}, p_{2} y dos ceros z_{1}, z_{2}. Los polos y los ceros así como la ganancia determinan el comportamiento dinámico del sistema de control y su elección determina la estabilidad del control y la velocidad y la precisión de obtención del resultado.

Los valores oportunos de los parámetros de la red correctora de cada rama de realización (WLR y CD) podrían ser estabilizados a priori por medio de las técnicas de control habituales fundadas en la evaluación de la respuesta dinámica del parámetro enfermo BV(t) en unas diálisis reales, por medio de la formulación de modelos matemáticos equivalentes al enfermo según los datos de lectura. Sin embargo, esta aproximación no es a menudo adecuada, puesto que presupone una reacción individual constante al WLR y a CD, considerada como los disparadores capaces de modificar el BV (además del WL), mientras que en realidad esta reacción es susceptible de variaciones de un individuo al otro y en el mismo individuo en momentos diferentes.

Con el fin de adaptar el comportamiento apropiado a las variaciones individuales de los enfermos, el controlador realizado utiliza por tanto un módulo, representado por el estimador 22, que permite identificar las diversas respuestas del enfermo a las solicitaciones del aparato de diálisis, con realización periódica de una estimación de los parámetros del modelo unidad de diálisis-enfermo ligados a la sensibilidad del BV a las variaciones de WLR y CD. La disponibilidad del modelo unidad de diálisis-enfermo, identificada en tiempo t, permite calcular, por medio de técnicas de control óptimas los parámetros de la red de corrección descrita (WLR y CD) o de efectuar la síntesis de la red de corrección más oportuna para llegar en el tiempo más corto posible y con un margen de estabilidad suficiente al valor mínimo de la función error.

En lo que concierne en contrapartida a la introducción inicial de los parámetros deseados, una posible realización simplificada del procedimiento para programar los valores de límite de tolerancia en función del tiempo se presenta a continuación, como se indica a continuación, por introducción de los valores límites a los fines de diálisis BV_{min}(t_{fin}), BV_{max}(t_{fin}), WL_{min}(t_{fin}), WL_{max}(t_{fin}), mientras que la morfología de la curva de unión de estos dos puntos finales a los valores iniciales BV_{min}(O), BV_{max}(O), WL_{min}(O), WL_{max}(O) (por construcción nulas, en la medida en que no hay variación del volumen de la sangre, ni descenso de peso al inicio del tratamiento), es derivada de la experiencia y programada en forma de una curva media normalizada válida para todos los enfermos, o de una ley matemática de interpolación definida a priori o también de un modelo matemático que describe la entidad de las transferencias hídricas que se producen en el enfermo en función de la pérdida de peso y de los intercambios por difusión a través de la membrana de diálisis.

En unos ensayos efectuados por el solicitante, se recurre a unas curvas empíricas obtenidas por medio de la respuesta al tratamiento de una población de enfermos que no han presentado sintomatología intradialítica. En la figura 6 está de hecho ilustrada la evolución de la variación del volumen de la sangre en el curso del tratamiento (línea continua) y los márgenes relativos de variación permitidos (líneas a trazos), mientras que en la figura 7 se ha ilustrado la evolución del descenso del peso total en el curso del tratamiento (línea continua) y los márgenes relativos de variación permitidos (líneas a trazos). Es, además, útil recordar que el valor del descenso de peso total es igual a la integral de la velocidad del descenso de peso.

La variabilidad de los márgenes acordada en la obtención de los objetivos es dependiente de la variabilidad de la población de pacientes hemodializados que comprende unos individuos particularmente sensibles a las variaciones del volumen de sangre y por consiguiente sujetos a patologías intradialíticas a la carga del sistema cardiovascular, mientras que existen enfermos más tolerantes, pero que tienen sin embargo necesidad de un control de peso corporal riguroso.

En lo que concierne en contrapartida al observador 37 para la tendencia de las variables controladas con respecto a las situaciones de franqueo de los límites impuestos, tiene por objetivo predecir un futuro franqueo y de avisar de ello al operador con una antelación oportuna a fin de que pueda realizar, a tiempo, unas maniobras correctivas como las descritas anteriormente. Las técnicas de realización pueden, por ejemplo, fundarse en la medición de las derivadas con respecto al tiempo de las diferencias BV(t)-BV_{min}(t), BV(t)-BV_{max}(t), WL(t)-WL_{min}(t), WL(t)-WL_{max}(t).

El estimador de natremia 26 se funda en contrapartida en el cálculo de la natremia del enfermo Na(t) por medio de la integración del efecto de CD en un modelo unidad de diálisis-enfermo a partir de un valor medido o presumido de la concentración inicial de sodio en el agua plasmática del enfermo. Según una primera solución, es posible recurrir a una simple representación monocompartimental del volumen de distribución del sodio en el enfermo, en el cual los intercambios están representados por la difusión y la convección a través de la membrana de diálisis.

Se puede también recurrir a unos medios de medición de la concentración iónica plasmática, los cuales realizan una medición directa o indirecta del Na(t) y permiten así evitar tener que recurrir a unos modelos matemáticos imprecisos. Disponiendo de la información sobre la evolución de la natremia plasmática del enfermo, se puede a continuación tener en cuenta en la función que manda el dispositivo de accionamiento CD. Por ejemplo, la anterior función de error puede resultar:

err(BV(t), WL(t))= K_{BV1} \cdot err_{BV}+K_{WL} \cdot err_{WL}+K_{Na} \cdot err_{Na}

en la cual los términos comunes a la función de error anterior toman los mismos valores y expresiones, mientras que:

err_{Na} = Na(t) - \frac{Na_{min} (t) + Na_{max} (t)}{2}

K_{Na} = (Na_{min} (t) - Na_{max} (t)) ^{-1}

con un factor de normalización K_{3} semejante al anterior.

El funcionamiento del aparato para diálisis automática 10 se describe con referencia a los organigramas de las figuras 1-3.

Para obtener el resultado del control, el aparato 10 verifica en tiempo t la pertenencia de los valores medidos de BV y de WL a los intervalos de valores admitidos y dispone de la realización de WLR y CD en cada instante de tiempo entre los intervalos de valores admisibles y a fin de mantenerlos simultáneamente alejados de los límites de variabilidad admitida por las variables controladas de WL y de BV.

En particular, el tratamiento de diálisis empieza por la introducción, por el operador, de los intervalos de variación permitidos en el curso del tratamiento (bloque 1) de BV, de WL, de WLR y de CD así como de la duración T del tratamiento. Estos valores son introducidos por medio de los dispositivos E/S 32 y sucesivamente administrados por la intercara 14; ésta los memoriza en la memoria 15 y los envía a la unidad de control 13. La unidad de control 13 manda, a continuación, el grupo de diálisis 20 sobre la base de los parámetros máquina iniciales WLR y CD y así empieza la sesión propiamente dicha. El grupo de captadores 12 detecta las primeras muestras de los parámetros enfermo BV y WL (bloques 5, 6) y las envía, con los parámetros máquina CD, WLR y la natremia calculada por el estimador de natremia 26, al estimador 22 de los parámetros del modelo unidad de diálisis-enfermo. El estimador 22 calcula así los valores de coeficientes de control 21 que ligan los WLR y CD efectivos a los errores sobre BV y WL y (bloque 7), los comunica al control 21, el cual corrige los parámetros máquina CD y WLR enviados a un grupo de diálisis 20 (bloque 8).

El observador 37 detecta las variaciones de los parámetros enfermo BV y WL y comunica al mecanismo de alarma 38 una eventual tendencia de los parámetros BV y WL a sobrepasar los intervalos permitidos, de manera que el operador pueda decidir continuar la diálisis automática o intervenir sobre los límites de variación admitidos. Si esto no fuera posible el operador podría también decidir interrumpir el tratamiento automático y concluir la sesión de forma manual.

Los dispositivos E/S 32 permiten, además de la introducción de los datos útiles en el aparato para actuar correctamente, la representación sintética (figura 5) del posicionado simultáneo de los parámetros enfermo con respecto a los intervalos de admisibilidad corrientes, de manera que el responsable del tratamiento de diálisis pueda establecer en una ojeada la conducta correcta del tratamiento de diálisis automática y la utilización de los márgenes de variación admitidos.

El ciclo de adquisición de los parámetros máquina y enfermo y el cálculo de los nuevos parámetros máquina continúan hasta que haya transcurrido el tiempo T impuesto como duración de la sesión.

Está finalmente claro que se pueden aportar al procedimiento y al aparato aquí descrito y representado modificaciones y variantes sin salir por ello del marco de la invención según las reivindicaciones. Por ejemplo, es posible realizar un aparato desprovisto de estimador de natremia o de mecanismo de alarma sin en cambio alterar sus funciones.

Claims

1. Aparato de diálisis automática, que comprende una unidad de diálisis, unos medios de adquisición de valores admitidos de parámetros de entrada y de valores deseados de parámetros enfermo; unos medios de adquisición de los valores efectivos de dichos parámetros enfermo, comprendiendo dichos parámetros enfermo el descenso de peso (WL); unos medios de adquisición de los valores efectivos de los parámetros máquina, comprendiendo dichos parámetros máquina la velocidad de descenso de peso (WLR); y unos medios de control (13) del funcionamiento de la unidad de diálisis por medio de valores operativos de dichos parámetros máquina para hacer tomar a dichos parámetros enfermo dichos valores deseados, caracterizado porque:

\bullet: los parámetros enfermo comprenden la variación relativa del volumen de sangre (BV),

\bullet: los parámetros máquina comprenden la conductividad del líquido de diálisis (CD),

\bullet: los medios de adquisición comprenden:

-: unos medios de memorización de los valores permitidos de la variación relativa de volumen de sangre en función del tiempo de diálisis;

-: unos medios de memorización de los valores permitidos del descenso de peso en función del tiempo de diálisis;

-: unos medios de memorización de los valores permitidos de la velocidad de descenso de peso en función del tiempo de diálisis;

-: unos medios de memorización de los valores permitidos de la conductividad del líquido de diálisis en función del tiempo de diálisis;

\bullet: los medios de adquisición de los valores efectivos de dichos parámetros enfermo comprenden:

-: unos medios de adquisición (12) de los valores efectivos del descenso de peso, en cada instante del tiempo en el curso del tratamiento;

-: unos medios de adquisición (12) de los valores efectivos de la variación de volumen de sangre, en cada instante del tiempo en el curso del tratamiento;

\bullet: los medios de control (13) del funcionamiento de la unidad de diálisis comprenden:

-: unos medios de cálculo de los valores operativos de la velocidad de descenso de peso y de la conductividad del líquido de diálisis según un modelo matemático antes de entrada de por lo menos los parámetros de enfermo efectivos y de salida la velocidad de descenso de peso y la conductividad del líquido de diálisis;

-: unos medios de corrección de los valores de la velocidad de descenso de peso y de la conductividad del líquido de diálisis, sobre la base de los valores operativos.

2. Aparato según la reivindicación 1, caracterizado porque los medios de adquisición de los valores admitidos de los parámetros de entrada y de los valores deseados de los parámetros enfermo comprenden un dispositivo de introducción y de visualización de datos (32), un dispositivo de intercara (14) aparato-operador y unos dispositivos de memoria (15).

3. Aparato según la reivindicación 1 ó 2, caracterizado porque los medios de adquisición de los valores efectivos de los parámetros enfermo comprenden unos medios captadores.

4. Aparato según una de las reivindicaciones 1 a 3, caracterizado porque los medios de control (13) comprenden un controlador (21) y un estimador (22) de la velocidad de descenso de peso y de la conductividad del líquido de diálisis según dicho modelo matemático, y porque el estimador (22) comprende unos medios de optimización de la velocidad de descenso de peso y de la conductividad del líquido de diálisis, siendo los medios de optimización capaces de estimar los coeficientes del modelo sobre la base de una evaluación de la variación del volumen de sangre en función de la velocidad de descenso de peso y de la conductividad del líquido de diálisis.

5. Aparato según una de las reivindicaciones 1 a 4, caracterizado porque comprende unos medios de estimación (26) de la natremia del enfermo.

6. Aparato según las reivindicaciones 4 y 5, caracterizado porque el estimador (22) comprende unos medios de optimización de la velocidad de descenso de peso y de la conductividad del líquido de diálisis aptos para estimar los coeficientes del modelo sobre la base de una evaluación de la variación del volumen de sangre en función de la velocidad de descenso de peso, de la conductividad del líquido de diálisis y de la natremia.

7. Aparato según una de las reivindicaciones 1 a 6, caracterizado porque comprende unos medios (36) para detectar un sobrepasado aptos para detectar un eventual sobrepasado de los parámetros enfermo efectivos a partir de los intervalos de valores permitidos.

8. Aparato según la reivindicación 7, caracterizado porque los medios (36) para detectar el sobrepasado comprenden unos medios (37) observadores del sobrepasado y unos medios (38) para señalar el sobrepasado, y porque el observador (37) comprende unos medios de cálculo de las derivadas con respecto al tiempo de las diferencias entre los valores efectivos y los valores permitidos de la variación del volumen de sangre y entre los valores efectivos y los valores permitidos del descenso de peso.

9. Aparato según la reivindicación 2, caracterizado porque el dispositivo de introducción y de visualización de datos comprende unos medios de representación sintética de posiciones simultáneas de las variables enfermo y de los intervalos de valores permitidos.