ES2241024T3

ES2241024T3 - Dispositivo para la determinacion en -vivo- de parametros de hemodialiis.

Info

Publication number: ES2241024T3
Application number: ES97120890T
Authority: ES
Inventors: Rainer Goldau
Original assignee: Fresenius Medical Care Deutschland GmbH
Current assignee: Fresenius Medical Care Deutschland GmbH
Priority date: 1996-11-30
Filing date: 1997-11-28
Publication date: 2005-10-16
Anticipated expiration: 2017-11-28
Also published as: DE59712326D1; US6217539B1; JP3862188B2; EP0845273B1; JPH10314299A; DE19746367A1; DE19746367C2; EP0845273A1

Abstract

CON OBJETO DE OPTIMIZAR EL PROCESO DE HEMODIALISIS ES PRECISO REALIZAR LA DETERMINACION IN DAMENTALES, POR EJEMPLO EL RENDIMIENTO DE INTERCAMBIO DEL DIALIZADOR, REPRESENTADO POR LA DIALYSANCE O LA CLEARANCE. LA CUANTIFICACION DEL PROCESO DE PURIFICACION DE LA SANGRE DESDE EL PUNTO DE VISTA MATEMATICO Y DE LA TECNICA DE MEDICION JUEGA UN PAPEL ESPECIALMENTE IMPORTANTE. EL FLUJO DE DIALIZADO Y EL DE SANGRE (QD, QB), LA CONCENTRACION INICIAL Y FINAL DEL FLUIDO DE DIALISIS (CDI, CDO) Y LAS CONSIGUIENTES TRANSFERENCIAS DE ELECTROLITOS, ASI COMO EL CALCULO DEL BALANCE MASICO EN EL DIALIZADOR SON LAS MAGNITUDES DE MEDIDA Y CALCULO DETERMINANTES PARA EL CALCULO DE LOS PARAMETROS DESEADOS. LA INVENCION PREVE EL AJUSTE EN EL INTERVALO DE MEDICION DE AL MENOS UNO DE LOS FLUJOS (QB, QD) A DOS VALORES DISTINTOS COMO MINIMO Y LA DEDUCCION DE LAS CORRESPONDIENTES MAGNITUDES DE MEDIDA, A PARTIR DE LAS CUALES SE CALCULE EL PARAMETRO A DETERMINAR JUNTO CON LAS MAGNITUDES DE MEDIDA Y DE CALCULO HABITUALES PREVIAMENTE MENCIONADAS, Y SOBRE LA BASE DE LA RELACION ENTRE LOS PARAMETROS QUE DESCRIBEN EL INTERCAMBIO DE SUSTANCIAS DEL APARATO DE DIALISIS Y UNA ECUACION DE DEFINICION. DADO UN FLUJO REAL DE SANGRE (QB) CONOCIDO, DICHO PARAMETRO PUEDE SER, P.EJ., LA CONCENTRACION INICIAL DE SANGRE (CBI), A PARTIR DE LA CUAL PUEDE CALCULARSE ASIMISMO LA DIALYSANCE. CONOCIENDO EL VALOR DE CBI PUEDE CALCULARSE EL FLUJO REAL DE SANGRE Y, EN CONSECUENCIA, EL HEMATOCRITO.

Description

Dispositivo para la determinación en vivo de parámetros de hemodiálisis.

La invención se refiere a un dispositivo para la determinación en vivo de parámetros de hemodiálisis según el concepto general de la reivindicación 1.

La hemodiálisis se utiliza desde hace muchos años con éxito para el tratamiento de pacientes enfermos del riñón, y se ha acreditado mundialmente.

Los riñones de una persona tienen varias funciones, por ejemplo la separación de agua, la eliminación de productos residuales del metabolismo (urea, creatinina) y la participación en el ajuste de la concentración de distintas materias, como los electrolitos de la sangre (sodio, bicarbonato, etc.) a determinados valores.

La hemodiálisis es un procedimiento de tratamiento para la compensación de carencias funcionales en los riñones en cuanto a la eliminación de productos residuales del metabolismo y la participación en el ajuste de las concentraciones de electrolitos en la sangre.

Este procedimiento de tratamiento se realiza con un dializador, que prácticamente es un intercambiador con dos cámaras separadas entre sí mediante una membrana semipermeable, una cámara de sangre para su conexión a un circuito extracorporal de la sangre y una cámara para el líquido dializador, que está unida con un recipiente para el líquido dializador en un circuito de dializado. Un líquido dializador clásico contiene entonces el electrolito principal de la sangre en una concentración próxima a las concentraciones de la sangre de una persona sana.

Durante un tratamiento, se lleva la sangre del paciente y el líquido dializador por delante de ambos lados de la membrana, en general a contracorriente, con una determinada velocidad de flujo. Los productos residuales del metabolismo se difunden a través de la membrana desde la cámara de sangre hacia la cámara para el líquido dializador, mientras los electrolitos existentes simultáneamente en la sangre y en el líquido dializador se difunden desde la cámara de más elevada concentración hacia la cámara de inferior concentración. Aplicando una presión transmembránica puede influirse adicionalmente sobre el metabolismo (ultrafiltración).

Para poder optimizar el procedimiento de tratamiento, es necesaria la determinación en vivo de parámetros de la hemodiálisis, es decir, durante la realización del tratamiento. Un parámetro como el indicado es en particular el valor del rendimiento de intercambio del dializador, representado por la llamada "clearance" o bien "dialysance D". Al respecto son usuales las siguientes definiciones:

La clearance para una determinada sustancia K designa, según DIN 58 352, parte 1, aquel volumen de sangre virtual (calculado) que puede ser liberado por completo de esta sustancia por cada minuto mediante el dializador.

La dialysance es otro concepto para la determinación de la capacidad de un dializador en el que también se tiene en cuenta la concentración de la sustancia del líquido dializador que interviene en el intercambio de sustancias en el dializador.

Además de estos datos de rendimiento del dializador, son importantes también otros parámetros, en particular los valores de la proporción de agua en la sangre (del flujo de sangre efectivo), de los hematocritos y de la concentración de entrada de la sangre.

La cuantificación matemática técnica de medida de los procedimientos de purificación de la sangre y, en relación con ello, la determinación de los parámetros antes citados de la diálisis, es relativamente compleja. En este sentido, remitimos a modo de ejemplo a la obra de H.E. Franz "Procedimientos para la purificación de la sangre", aparecida en la editorial Georg Thieme Stuttgart, New York 1990, en particular págs. 479-492.

Según ello, resulta en particular para la determinación de la dialysance o bien de la clearance para un electrolito determinado, por ejemplo sodio como sustancia, en la ultrafiltración = O, lo siguiente. La dialysance D es igual a la relación entre el transporte de masa por el lado de la sangre para este electrolito Qb x (cbi - cbo) y la diferencia de concentraciones de este electrolito entre la sangre y el líquido dializador en la correspondiente entrada del dializador (cbi - cdi).

(1)D = Qb \frac{(cbi - cbo)}{cbi - cdi}

Por razones del balance de masas (la cantidad de sustancia eliminada de la sangre es igual a la cantidad de sustancia retirada en el dializado durante el mismo tiempo, rige

(2)Qb \cdot (cbi - cbo) = - \ Qd \cdot (cdi - cdo)

\newpage

De ello resulta a partir de (1) y (2) para la dialysance por el lado del dializado:

(3)D = - \ Qd \frac{(cdi - cdo)}{cbi - cdi}

Significando al respecto en (1) hasta (3):

Qb: = \hskip0.2cm Flujo efectivo de sangre

Qd: = \hskip0.2cm Flujo del líquido dializador

cb: = \hskip0.2cm Concentración de la sustancia en el volumen de solución de la sangre

cd: = \hskip0.2cm Concentración de la sustancia en el líquido dializador

i: = \hskip0.2cm Entrada del dializador

o: = \hskip0.2cm Salida del dializador

El flujo efectivo de la sangre es el flujo de la proporción de sangre en el flujo de la sangre completa, en el que están disueltas las sustancias a eliminar, es decir, se refiere al volumen completo de solución (acuosa) para esta sustancia. En función de la sustancia, éste puede ser el flujo de agua en el plasma o el flujo de agua en la sangre, es decir, la proporción total de agua en la sangre completa.

Para el caso de un producto de la separación por metabolismo especial (por ejemplo urea) es cdi = 0, y entonces ya no se habla de dialysance, sino de clearance K para este producto de metabolismo.

K = Qb \frac{(cbi-cbo)}{cbi} = Qd \frac{cdo}{cbi}

Todos los procedimientos conocidos para la determinación en vivo de parámetros de hemodiálisis entran en estas consideraciones. La mayoría de ellos tienen en común el esfuerzo por no llegar a una intervención directa de medida en el lado de la sangre, porque esto podría significar una fuente de peligros no despreciable. Existe por tanto el esfuerzo de deducir las magnitudes a determinar de los valores de medida sólo a partir de mediciones en el lado de dializado, también en lo que se refiere a magnitudes por el lado de la sangre. Un método básico usual es entonces la medición corriente arriba y corriente abajo del dializador de la concentración de sustancia en el líquido dializador, determinando a partir de ello el transporte en masa por el lado del dializador Qd x (cdi - cdo), y a partir de estos valores y mediante las igualdades antes indicadas deducir otras magnitudes, en particular el valor de la concentración de entrada de la sangre cbi, que se encuentra en las igualdades como incógnita matemática. Al respecto, no deben ser medidos forzosamente ambos valores cdi y cdo. El valor de entrada cdi puede también ajustarse de forma definida en el líquido dializador fresco.

Cuando en particular ha de determinarse el valor cbi de un electrolito, pueden calcularse cdi y cdo mediante mediciones de conductividad. En el caso del NaCl es suficiente incluso una medición no específica, ya que el NaCl origina la proporción dominante de la conductividad de los líquidos implicados. Este método básico se ha dado a conocer mediante la EP 0 097 366.

Los distintos procedimientos conocidos se distinguen, partiendo del método básico realizado mediante el dispositivo antes indicado, en la metódica de medida y evaluación. Los mismos se describirán más en detalle a continuación.

Por la EP 0 291 421 B1 se conoce un procedimiento para la determinación de la concentración de entrada de la sangre en el que se modifica con forma de rampa la concentración de entrada de dializado, para determinar el punto en el que ya no hay ninguna transferencia del electrolito a través de la membrana. El procedimiento conocido funciona según el principio de modificar la conductividad de entrada del líquido dializador hasta que ya no se distingue de la conductividad de salida. Entonces debe haberse supuesto la conductividad de entrada de la sangre (cbi = cdi). Sobre la base de las igualdades (1) a (3), pueden deducirse entonces otros parámetros de la hemodiálisis. Un inconveniente en este procedimiento es el tiempo de medida comparativamente largo, debido al intervalo de tiempo que hay hasta alcanzar el estado estable de equilibrio al ajustar el líquido dializador al nuevo valor de concentración de entrada, que además no repercute inmediatamente en todos los puntos del dializador. Condicionado por el sistema, tarda un cierto tiempo hasta que un salto de conductividad en la entrada del dializado da lugar a condiciones estables en la salida del dializado. El espacio de tiempo necesario hasta alcanzar el estado de equilibrio estable viene entonces determinado esencialmente por la magnitud de la variación de conductividad por unidad de tiempo. Dentro de este largo intervalo de tiempo pueden variar no obstante parámetros de la diálisis, y falsear así el valor a determinar. En particular ha de tenerse en cuenta que el procedimiento conocido antes citado (como todos los demás también) puede modificar directamente la concentración de entrada de la sangre cbi mediante la transferencia del electrolito realizada. En el caso conocido, este error sistemático es especialmente grande debido al tipo de variación de la concentración por el lado del dializado. El procedimiento conocido no da lugar así a valores de medida exactos para los parámetros de la hemodiálisis a determinar en vivo. A ello se añade que se necesita un dispositivo adicional relativamente costoso para variar la concentración de entrada del dializado.

Otro procedimiento para la determinación en vivo de parámetros de la hemodiálisis se ha dado ha conocer por la DE 39 38 662 C2 (= EP 0 428 927 A1). En este procedimiento se mide la transferencia de electrolito de dializado en cada caso para dos concentraciones de entrada de dializado diferentes. En base a la igualdad (3) para ambos casos y a la hipótesis de la constancia de cbi, puede determinarse entonces la dialysance, mediante la determinación de la diferencia entre las diferencias de concentración iónica del líquido dializador en el lado de entrada y en el lado de salida del dializador en el instante de la primera y la segunda medición, dividiendo esto por la diferencia de las concentraciones iónicas del líquido dializador en el lado de entrada en el instante de la primera medición y de la segunda medición y multiplicando el cociente de lo anterior por el flujo de líquido dializador.

En este procedimiento debe suponerse igualmente que la concentración de entrada de la sangre cbi permanece invariable en ambas mediciones, ya que de otra manera el correspondiente sistema de igualdades no podría resolverse en función de la concentración de entrada de la sangre cbi determinando la dialysance.

Un aumento de la concentración de entrada del dializado cdi eleva no obstante también la concentración de entrada de la sangre. Además, en el procedimiento conocido se hace la suposición de dialysance constante cuando varían las conductividades de entrada y de salida. No obstante, más allá de los límites de la validez de esta hipótesis no son conocidas indicaciones que puedan verificarse. Como todos los procedimientos con variación de la concentración de entrada del dializado, también este procedimiento necesita un dispositivo adicional para variar la concentración de entrada del dializado.

En un perfeccionamiento del procedimiento conocido, se prevé también adicionalmente la determinación de la dependencia de los parámetros calculados, por ejemplo de la dialysance, del flujo del líquido dializador. Para ello se ajusta el flujo del líquido dializador a distintos valores y se mide en cada caso la dyalisance para cada uno de los valores de flujo sobre la base de la medición de la transferencia de electrolito de dializado para dos distintas concentraciones de dializado.

Mediante la EP 0 330 892 A1, así como la derivada de la misma EP 0 547 025, se ha dado a conocer otro procedimiento pertinente que tiene principalmente como meta la determinación de la concentración de entrada de la sangre cbi.

En este contexto se indica también un método para calcular la dialysance relativa D/Qd, en el que se determina la diferencia de concentración de iones en el líquido dializador en el lado de entrada y salida del dializador, es decir, la tasa de transferencia de electrolito. Para determinar continuamente D/Qd, se modifica escalonadamente la conductividad, es decir, la concentración en iones, en el líquido dializador, determinándose para cada valor de conductividad en cada caso la dialysance relativa mediante la correspondiente medición de la transferencia de electrolito.

Este procedimiento conocido funciona por lo tanto igualmente con diferentes ajustes de concentración en el circuito de dializado con los inconvenientes antes indicados (largos de tiempos de medida, dispositivo costoso, etc.), máxime en el caso conocido "la igualdad sólo resulta", cuando, al sobrevenir una variación de concentración, además de la espera relativa al ajuste del estado estable sobre el lado del dializado también se espera a la situación de equilibrio cbi = cdi para la determinación previa de cbi.

En la US-A- 5,567,320 se describe un procedimiento para determinar parámetros que participan en el intercambio de sustancias de la hemodiálisis, como concentración de entrada de la sangre o dialysance, en la que el líquido dializador se ajusta en el intervalo de medida a tres concentraciones diferentes de la sustancia a considerar para un flujo constante de la sangre o bien del líquido dializador.

También este procedimiento conocido funciona por lo tanto con sucesivos ajustes de concentraciones distintos en el circuito de dializado, con la ya mencionada consecuencia de dispositivo costoso, del tiempo de medida relativamente largo y de la repercusión sobre la concentración de entrada de la sangre.

Por la US-A-5,110,477 se ha dado a conocer un procedimiento para determinar la clearance de un dializador, en el que tanto por el lado del dializado como también por el lado de la sangre se conducen soluciones calibradoras a través del dializador. En base a comparaciones con valores de consigna, puede entonces llegarse a conclusiones relativas a la dialysance o bien la clearance. Este procedimiento tiene el inconveniente de que es costoso y de que no puede realizarse en vivo, sino sólo "in vitro", es decir, fuera del tratamiento de diálisis en marcha.

Por la WO 95/32010 se ha dado a conocer un procedimiento y un dispositivo para el ajuste optimizado del tratamiento de diálisis, en el que un parámetro, en particular el flujo de la sangre, se modifica de tal manera que se logra una eliminación óptima de materias nocivas (= máxima dialysance). En la salida del dializado se mide entonces directamente la concentración de un metabolito (urea) y se modifica el flujo de la sangre hasta que la concentración muestra un máximo. Este procedimiento es no obstante muy costoso en tiempo y queda limitado a la optimización de la separación.

La invención tiene como tarea básica lograr un dispositivo que realiza la determinación en vivo de parámetros de la hemodiálisis de manera más rápida y precisa que en el estado de la técnica.

La solución a esta tarea se logra partiendo del dispositivo designado al principio mediante las particularidades características de la reivindicación 1.

Según el dispositivo correspondiente a la invención, no varía la concentración de entrada del dializado, sino el flujo de sangre o bien el flujo de dializado. A primera vista esto da ciertamente la impresión de que en definitiva da igual qué parámetros se modifiquen para poder determinar con ayuda de dos igualdades magnitudes de medida desconocidas. No obstante, éste no es aquí el caso: mediante la modificación del flujo de sangre o del flujo de dializado se modifica también la dialysance, es decir, el sistema de igualdades (1) o bien(3) y ya no puede resolverse tan sencillamente como en el caso de la DE 39 38 662.

La invención ofrece respecto a los dispositivos conocidos las siguientes ventajas:

El dispositivo correspondiente a la invención se sirve ciertamente igualmente de los valores de medida para la concentración de entrada y de salida en el dializado, no teniendo por qué ser medidos forzosamente ambos valores; el valor de entrada puede también ajustarse de forma definida. Puede no obstante realizarse más rápidamente. La conductividad de entrada del líquido dializador no necesita ser modificada funcionalmente. En lugar de ello, se modifica la velocidad del flujo, es decir, desde el punto de vista del dispositivo, la velocidad de la bomba. Esto repercute, contrariamente a la variación de la conductividad, inmediatamente en cada punto del dializador y da lugar a un considerable acortamiento del tiempo de medida.

Puesto que las variaciones del equilibrio en el dializador no son tan gravosas, es decir, debido a que los saltos de conductividad del dializado de salida son pequeños, este momento da lugar a un acortamiento del tiempo de medida.

Debido al acortamiento del tiempo de medida, influyen también menos las realimentaciones sobre la concentración de entrada de la sangre. La hipótesis de una dialysance constante durante el tiempo de medida, se suprime. Puesto que la dialysance es dependiente del flujo, se modifica e influye directamente como magnitud a considerar en la determinación del parámetro. Finalmente, la invención no necesita dispositivo adicional alguno para modificar la concentración de iones en la entrada del dializado. Solamente precisa desde el punto de vista del dispositivo de un equipo relativamente sencillo para ajustar la velocidad de la bomba de sangre o bien de dializado.

En la DE 195 41 783 C1, correspondiente al estado de la técnica y no publicada previamente, se describe un procedimiento para el cálculo de parámetros hemodinámicos que se encuentran en interdependencia funcional con el flujo de la fístula durante este tratamiento extracorporal de la sangre con un dializador, como el propio flujo de la fístula, la temperatura del cuerpo y el volumen cardiaco por minuto. Por ello se mide continuamente una determinada magnitud característica de la sangre, que puede ser por ejemplo la concentración de un componente de la sangre o del hematocrito. Simultáneamente se modifica el flujo de la sangre continuamente entre dos valores límite y se memorizan tanto los valores del flujo como también los valores de medida correspondientes en cada caso de la magnitud característica como par de valores. A partir de la secuencia memorizada de los pares de valores puede obtenerse en particular un dictamen sobre el flujo de la fístula en relación con el flujo de la sangre, y con ello sobre la recirculación de la fístula.

No obstante, en este procedimiento no se trata del cálculo de los parámetros que participan en el intercambio de sustancias del dializador sobre la base de mediciones por el lado del dializado de la concentración de sustancias en el líquido dializador y dos magnitudes discretas derivadas de los ajustes del flujo de la sangre y/o del dializado en relación con valores derivados de relaciones entre magnitudes características del dializador que describen el intercambio de sustancias en el dializador.

Según un perfeccionamiento de la invención, es conveniente que el circuito de evaluación esté configurado de tal manera que el flujo de la sangre (Qvb) se ajuste a al menos dos valores diferentes, derivándose del correspondiente flujo de sangre una señal para el flujo de sangre efectivo (Qb) o bien para una magnitud de medida combinada con Qb al menos en el intervalo de medida mediante una relación conocida.

En el caso de la WO 95/32010 mencionada al principio, se prevé ciertamente también un ajuste del flujo de sangre, pero el mismo sirve allí para el ajuste iterativo de un valor de medida en la salida del dializado del dializador, cuando por el contrario en el caso de la invención el diferente ajuste de las tasas de flujo sirve para deducir magnitudes de medida, que influyen directamente en la determinación en cuanto a valores de un parámetro de la hemodiálisis.

Según un perfeccionamiento de la invención, se prevé que el circuito de evaluación esté configurado de tal manera que adicionalmente o alternativamente el flujo del líquido dializador (Qd) se ajuste a al menos dos valores diferentes y en cada caso se deduzca la correspondiente magnitud de medida para el flujo del líquido dializador. Esta posibilidad da un grado de libertad adicional en la determinación del parámetro deseado de la hemodiálisis. En el caso de la DE 39 38 662 mencionada al principio, se prevé ciertamente también un ajuste del flujo del dializado, pero el parámetro a calcular allí se determina de nuevo a partir de otras magnitudes de medida para cada ajuste de flujo, es decir, se determina a partir de una secuencia de los flujos de dializado una secuencia de valores del parámetro a calcular, cuando por el contrario en el caso de la invención se determina a partir de los distintos valores de los flujos de dializado un único valor del parámetro a calcular.

Para deducir las magnitudes de medida para los flujos de sangre, así como de dializado, dispone el especialista de una serie de posibilidades, por ejemplo directamente la señal de salida de un aparato de medida del flujo de paso o indirectamente las señales de ajuste de la velocidad de giro para las correspondientes bombas.

Ventajosamente se configura el equipo para poner a disposición el líquido dializador de tal manera que la concentración de entrada (cdi) del líquido dializador es constante. De esta manera se evitan los inconvenientes mencionados al principio y debidos a las variaciones en la concentración de entrada del líquido dializador. El dispositivo correspondiente a la invención da no obstante la posibilidad, cuando se exige la determinación del parámetro de la hemodiálisis en el caso particular, de que en el intervalo de medida la concentración de entrada (cdi) del líquido dializador se modifique dentro de determinados límites.

Otras particularidades de la configuración así como perfeccionamientos de la invención, se incluyen en las correspondientes reivindicaciones secundarias.

En base a un esquema básico de circuitos representado en el dibujo del dispositivo correspondiente a la invención, se describirá la invención más en detalle.

En el dibujo se representa un circuito básico del dispositivo correspondiente a la invención.

El dispositivo presenta un dializador 1 con una membrana semipermeable 2, que separa una cámara de sangre 3 de una cámara de dializado 4. La cámara de sangre está unida a un circuito extracorporal I, en el que fluye la sangre a purificar con una velocidad de flujo predeterminada mediante la bomba de sangre 5. Bajo 6 se indica un equipo mediante el cual puede variarse la velocidad de giro de la bomba de sangre 5 y con ello el flujo de la sangre entera Qvb. Tales equipos se corresponden con el estado de la técnica, como la restante estructura del circuito extracorporal I se corresponde igualmente con el estado de la técnica y por lo tanto no se representa en el circuito básico según el dibujo. La cámara de dializado 4 está conectada a un circuito de dializado II con estructura convencional, del que se representa, por razones de claridad, sólo una bomba de dializado 7 con un equipo correspondiente 8 para modificar la velocidad de giro de esta bomba y los sensores de conductividad 9 y 10. Los sensores de conductividad miden ventajosamente la conductividad corregida en temperatura del líquido dializador sobre la base de la concentración de sodio. En lugar de la determinación de la conductividad, puede realizarse también la medida de la concentración mediante la medida de las correspondientes propiedades ópticas.

El resto de la configuración es conocido, remitiéndonos por ejemplo a la EP 0 097 366 citada al principio. El líquido dializador atraviesa la cámara de dializado 4 con una velocidad de flujo Qd predeterminada por la velocidad de giro de la bomba 7, así como una concentración de entrada cdi predeterminada por la mezcla de concentrado no representada cdi, que se detecta mediante el sensor de conductividad 9 dispuesto corriente arriba. La concentración de salida que resulta en la diálisis cdo se capta mediante el sensor de conductividad 10 dispuesto corriente abajo. A partir de la diferencia cdi - cdo se calcula la transferencia de electrolito como magnitud básica para los parámetros a determinar. Básicamente puede suprimirse el sensor de conductividad 9 y sustituirse el valor de medida por un valor ajustado, es decir, prescrito de cdi.

Todas las señales para los flujos Qb y Qd, así como para las concentraciones del lado de dializado cdi y cdo, se llevan a una etapa evaluadora 11, que está formada ventajosamente por un microprocesador, que por lo general existe sin más en un aparato dializador. En esta etapa evaluadora 11 se combinan las señales entre sí, para determinar el parámetro deseado de la hemodiálisis. Así, se calcula en esta etapa 11, entre otros, la tasa de transferencia del electrólito Qd x (cdi - cdo) y se relaciona con otras magnitudes, entre otras sobre la base de un balance de masas en el dializador. Según la invención, se ajusta al menos una de ambas velocidades de flujo Qb o bien Qd, activada por una señal de control de la etapa evaluadora 11, mediante las etapas 6 o bien 8 a al menos dos valores diferentes, derivándose de estos valores las correspondientes magnitudes de medida, que se llevan adicionalmente a la etapa evaluadora 11 y allí se combinan con otras magnitudes, para calcular el parámetro a determinar. En relación con la combinación de estas magnitudes, entraremos después en detalle.

Ventajosamente se ajusta el flujo de la sangre completa Qvb mediante la etapa 6 y la bomba de sangre 5 a dos valores distintos Qvb1 y Qvb2. No obstante, es decisivo entonces para la diálisis el flujo efectivo de sangre Qb. Este flujo de sangre efectivo se deduce del flujo de la sangre completa Qvb según relaciones conocidas (ver Franz y otros O). Esta deducción del valor Qb se realiza igualmente en la etapa evaluadora 11.

Alternativamente o también adicionalmente puede ajustarse el flujo de líquido dializador a al menos dos valores diferentes Qd1 y Qd2 y combinarse las señales derivadas del mismo en la etapa evaluadora 11 con otras magnitudes.

Ventajosamente la concentración de entrada cdi del líquido dializador es constante. Pueden imaginarse también casos en los que en el intervalo de medida la concentración de entrada del líquido dializador varía dentro de determinados límites, para tener otro valor de medida adicional.

A continuación se describirá ya la combinación de las magnitudes de medida y magnitudes de cálculo deducidas en la etapa evaluadora; como parámetro a determinar matemáticamente se eligió en un caso la concentración de entrada de la sangre cbi para un flujo efectivo de sangre medido Qb y por el otro el flujo de sangre efectivo con un cbi conocido.

Entonces se representan un principio de solución y los correspondientes sistemas de igualdades para el cálculo de los parámetros precedentes, que describen la transición general de un dializador desde un primer estado a al menos otro, es decir, desde un primer estado de un parámetro con una primera medición del valor de este parámetro hasta al menos un segundo con una segunda medición del parámetro. El correspondiente conjunto de fórmulas está formulado de manera tan general que entre las mediciones, de las que al menos hay dos, determinados parámetros ya no pueden ser mantenidos constantes, siempre que sean conocidos o bien sean medidos o se den determinadas relaciones entre parámetros. En el principio de solución y en los sistemas de igualdades están incluidos por lo tanto también todos los casos en los que varíen en concreto la concentración de entrada de la sangre cbi, la concentración de entrada cdi del líquido dializador o las magnitudes características utilizadas en el principio de solución entre ambas mediciones.

El principio de solución tiene lugar mediante el balance de masas según la igualdad (2), que se coloca en relación con las magnitudes características que determinan el intercambio de sustancias del dializador,

(4, 5)Qd \cdot (cdo - cdi) = Qb \cdot (cbi - cbo) = \frac{A \cdot \overline{c}_{ln}}{R}

con la superficie de intercambio A del dializador, su resistencia de difusión de membrana R y la diferencia de concentraciones media que rigen el procedimiento a contracorriente

(6)\overline{c}_{ln} = \frac{(cbi - cdo) - (cbo - cdi)}{1n \left(\frac{(cbi - cdo)}{(cbo - cdi)}\right)}

Se puede resolver la igualdad (4) según cbo e incluir la expresión encontrada en (6):

\overline{c}_{ln} = \frac{(cbi - cdo) - \left(cbi - \frac{Qb \cdot (cdo - cdi)}{Qb} - cdi\right)}{1n \left(\frac{cbi - cdo}{cbi - \frac{Qd \cdot (cdo-cdi)}{Qb} - cdi}\right)} = \frac{cdo \cdot \left(\frac{Qd}{Qb} - 1\right) + cdi \cdot \left(1 \frac{Qd}{Qb}\right)}{1n \left(\frac{cbi - cdo}{cbi - cdo \cdot \frac{Qd}{Qb} + cdi \cdot \left(\frac{Qd}{Qb} - 1\right)}\right)}

con ello resulta:

(7)\frac{1n \left(\frac{cbi - cdo}{cbi - cdo \cdot \frac{Qd}{Qb} + cdi \cdot \left(\frac{Qd}{Qb} - 1\right)}\right)}{\left(\frac{Qd}{Qb} - 1\right)} \cdot Qd = \frac{A}{R}

La transición al equilibrio del dializador desde el estado Z1 (números con índice 1) al estado Z2 (números con índice 2) se caracteriza por las constantes de transición k1, k2, k3 con

k1: = \frac{cbi2}{cbi1}

k2: = \frac{cdi2}{cdi1}

k3: = \frac{A2 \cdot R1}{A1 \cdot R2}

Se realiza así en forma de ki un dictamen sobre la modificación de las tres magnitudes cbi, cdi, A/R cuando el sistema pasa del estado Z1 al estado Z2.

La magnitud característica A/R del dializador depende -sobre todo en dializadores de flujo elevado - de los flujos de líquido en el lado de la sangre y en el lado del dializado. En una determinada gama de los flujos Qd y Qb, la magnitud característica es constante. La misma es una función reproducible de Qd y Qb, es decir, el procedimiento correspondiente a la invención puede emplearse también cuando varían estas magnitudes características, en el caso de que la relación entre ambas magnitudes características en ambos estados sea conocida por ejemplo mediante una medición in vitro y por ejemplo se archive como constante o como expresión funcional de manera fija en la unidad evaluadora 11.

Con ello puede igualarse en la transición del sistema mediante la igualdad (7):

\frac{1n\left(\frac{cbi1 - cdo1}{cbi1 - cdo1 \cdot \frac{Qd1}{Qb1} + cdi1 \cdot \left(\frac{Qd1}{Qb1} - 1\right)}\right)}{\left(\frac{Qd1}{Qb1} - 1\right)} \cdot Qd1 \cdot k3 = \frac{1n\left(\frac{k1 \cdot cbi1 - cdo2}{k1 \cdot cbi1 - cdo2 \cdot \frac{Qd2}{Qb2} + k2 \cdot cdi1 \cdot \left(\frac{Qd2}{Qb2} - 1\right)}\right)}{\left(\frac{Qd2}{Qb2} - 1\right)} \cdot Qd2

Estado Z1(Qd1, Qb1, cdi1, cdo1, cbi1, A1, R1 \rightarrow

Estado Z2(Qd2, Qb2, cdi2, cdo2, cbi2, A2, R2)

Tras la correspondiente transformación de la expresión con el cálculo: x\cdotlna = lna^{x} se obtiene con

\hskip3cm

q = \frac{Qd1}{Qb1}

\hskip1.5cm

n \cdot q = \frac{Qd2}{Qb2}

\hskip1.5cm

y

\;

con

\;

ello

\hskip1.5cm

n = \frac{Qd2 \cdot Qb1}{Qd1 \cdot Qb2}

\hskip5.95cm

B = \frac{Qd1\cdot(n\cdot q - 1)}{Qd2\cdot(q - 1)}

la siguiente igualdad:

(9)\left(\frac{k1 \cdot cbi1 - cdo2}{(k1 \cdot cbi1 - (cdo2 \cdot n \cdot q) - (k2 \cdot cdi (n \cdot q - 1)))}\right) - \left(\frac{cbi1 - cdo1}{cbi1 - cdo1 \cdot q -(cdi1 \cdot (q - 1))}\right)^{k3 \cdot B}=0

La igualdad (9) describe en general el intercambio de sustancias en el dializador en la transición al equilibrio del estado Z1 al estado Z2, es decir, la misma genera para las magnitudes que intervienen un enlace entre ambos estados. La misma puede evaluarse de las formas más distintas. Si ha de determinarse por ejemplo la concentración de entrada de la sangre cbi, para valores de medida determinados para todos los Qd, Qb y cdi, cdo, así como para constantes de la igualdad (9) determinadas, se varía la incógnita cbi numéricamente hasta que la expresión es = 0, es decir, se ha encontrado el punto cero de la correspondiente función. Esta medida matemática, la búsqueda numérica del valor 0, se realiza con los ordenadores actuales y la correspondiente programación de manera relativamente rápida en la etapa evaluadora 11.

Se entiende que la igualdad (9) sólo es una representación matemática preferente. La invención no incluye, no obstante, todas las expresiones que funcionen igual que la misma, es decir, todas las transformaciones matemáticas o aproximaciones de la igualdad (9).

Como resultado de la anterior resolución de la igualdad (9), se obtiene el valor de la concentración de entrada de la sangre cbi. Partiendo de este valor pueden determinarse entonces otros parámetros de la hemodiálisis, por ejemplo la dialysance o bien clearance. Para la determinación de ambos valores para la dialysance en ambos flujos, se utiliza la igualdad (3) o bien la igualdad adecuada para Qb. También este proceso de cálculo se realiza en la etapa 11.

Los distintos parámetros y magnitudes características contenidos en la igualdad (9), así como algunos ajustes ventajosos para la resolución de la igualdad, se listan a continuación.

: - k1 conocido, ventajoso = 1 (cbi es constante o modificada de manera conocida),

: - k2 conocido, ventajoso = 1 (cdi es constante o modificada de manera conocida),

: - k3 conocido, ventajoso = 1 (A/R es constante o modificada de manera conocida),

: - Qd1, Qd2 son ambos conocidos, de manera especialmente ventajosa con Qd1 = Qd2.

: - Qb1, Qb2 conocidos.

: - cdo1, cdo2 conocidos.

En la resolución de la igualdad (9) según cbi, se parte en dos ajustes del flujo de sangre, el primer flujo de sangre predeterminado Qb1 y el segundo flujo de sangre Qb2, ventajosamente inferior. Se mide entonces en general en cada caso el flujo absoluto de sangre completa Qvb. Esta medida se sabe que es defectuosa. Primeramente influye, tal como se ha mencionado, en la determinación del flujo de sangre efectivo Qb a partir de este valor de medida el hematocrito, que así debe ser determinado adicionalmente. En segundo lugar, se modifica el hematocrito a lo largo de la diálisis como consecuencia de la ultrafiltración.

Adicionalmente ha de tenerse en cuenta que el flujo de sangre completa sólo es conocido aproximadamente, ya que el mismo se determina usualmente mediante la velocidad de giro de la bomba de sangre peristáltica utilizada usualmente y del diámetro del tubo flexible del sistema. Puesto que el diámetro del tubo flexible típicamente se conoce sólo con una precisión de +/- 5%, y puesto que además la sección del segmento de la bomba puede reducirse debido a la depresión de aspiración, resultan también entonces tolerancias considerables.

Según un perfeccionamiento de la invención, puede determinarse el flujo efectivo de la sangre Qb a partir de la igualdad (9) como parámetro deseado o como valor intermedio cuando el valor cbi, la concentración de entrada de la sangre, es conocido mediante cualquier procedimiento, preferentemente mediante el método del bypass, según la solicitud de patente 197 34 992.7. La igualdad (9) ha de resolverse entonces según Qb.

Con ello ofrece el dispositivo correspondiente a la invención no sólo la posibilidad de la medición de la concentración de entrada de la sangre cbi y de la dialysance o bien la clearance en vivo; pueden medirse también adicionalmente la proporción absoluta de agua en la sangre o bien la proporción de los componentes celulares, el hematocrito (HCT), en la sangre, porque los flujos de sangre Qb1, Qb2 efectivos calculados con la igualdad (9) con cbi conocido, pueden ser comparados con el volumen aportado por la bomba de sangre Qvb, que contiene desde luego no sólo la proporción acuosa sino también los componentes sólidos. Para el caso simplificado de que sólo el agua del plasma sea el disolvente para la correspondiente sustancia, rigen las igualdades

HCT = 1 - \frac{Qb1}{Qvb1} = 1 - \frac{Qb2}{Qvb2} = 1 - \frac{Qb3}{Qvb3}

Así resultan múltiples posibilidades para el campo de la diálisis fisiológica. Así es por ejemplo posible determinar una modificación del volumen de la sangre del paciente. Una variación de este tipo del volumen de la sangre da lugar, tal como se sabe, a una modificación del hematocrito y de la proporción de agua de la sangre.

La premisa para ello es, desde luego, que las características de transporte de la membrana de diálisis permanezcan invariables, es decir, que no se llegue a un bloqueo parcial de la membrana. Tales perturbaciones de la hemodiálisis pueden no obstante detectarse mediante detectores adecuados.

Además, pueden deducirse mediante el dispositivo variaciones de las características de transporte de la membrana, siempre que existan otros métodos para la determinación de la modificación del volumen de la sangre. A partir de la comparación de las variaciones de la clearance así calculadas con la variación medida, pueden determinarse de esta manera variaciones de las propiedades de transporte de la membrana.

Claims

1. Dispositivo para la determinación en vivo de parámetros de la hemodiálisis que participan en el intercambio de sustancias, con

un dializador (1), que presenta una membrana semipermeable (2), que separa una cámara de sangre (3) de una cámara de dializado (4), de las cuales la cámara de sangre (3) está conectada a un circuito extracorporal (I), que presenta una bomba de sangre (5) con un equipo (6) correspondiente para ajustar la velocidad de la bomba y con ello del flujo de la sangre completa (Qvb) y de las cuales la cámara de dializado (4) está conectada a un circuito de dializado (II), que presenta una bomba de dializado (7) con el correspondiente equipo (8) para ajustar la velocidad de la bomba y con ello del flujo del líquido dializador (Qd), así como un equipo para poner a disposición líquido dializador con una concentración de entrada (cdi) y estando conectado al menos corriente abajo del dializador (1) un sensor de medida de concentración (10) para la medición de la concentración (cdo) a la salida del dializador (1) y con un circuito evaluador (11) al que están conectadas la señal de medida de salida del sensor de medida de concentración (10), así como una señal para el valor de la concentración de entrada del dializado (cdi), pudiendo generarse con el circuito evaluador (11) señales de control para ajustar la bomba de sangre (5) y/o la bomba de dializado a al menos una segunda velocidad de bomba (Qvb1, Qvb2; Qd1, Qd2),

caracterizado porque

el circuito evaluador (11) está configurado de tal manera que a partir de las señales de medida de salida (cdo1, cdo2) del sensor de medida de concentración (10), así como de la señal para el valor de la concentración de entrada del dializado (cdi1, cdi2), así como a partir de magnitudes de medida del flujo, que se han deducido de los valores ajustados del flujo de sangre completa (Qvb1, Qvb2) o del flujo del líquido dializador (Qd1, Qd2), sobre la base de la igualdad del balance de masas entre la cantidad de sustancia eliminada de la sangre y la cantidad de sustancia retirada en el mismo tiempo en el líquido dializador, pueden calcularse por un lado las magnitudes características que describen el intercambio de sustancias del dializador (A, R) y por otro lado calcularse el parámetro a determinar.

2. Dispositivo según la reivindicación 1,

caracterizado porque el circuito evaluador (11) está configurado de tal manera que el flujo de sangre completa (Qvb) puede ajustarse sobre al menos dos valores distintos (Qvb1, Qvb2) y puede deducirse del correspondiente flujo de sangre una señal para el flujo de sangre efectivo (Qb1, Qb2).

3. Dispositivo según la reivindicación 1,

caracterizado porque el circuito de evaluación (11) está configurado de tal manera que el flujo de sangre completa (Qvb) puede ajustarse sobre al menos dos valores distintos (Qvb1, Qvb2) y puede deducirse del correspondiente flujo de sangre una señal para una magnitud de medida combinada con el flujo de sangre efectivo (Qb1, Qb2) al menos en el intervalo de medida.

4. Dispositivo según una de las reivindicaciones 1 a 3,

caracterizado porque el circuito evaluador (11) está configurado de tal manera que el flujo de líquido dializador (Qd) puede ajustarse sobre al menos dos valores distintos (Qd1, Qd2) y puede deducirse en cada caso la correspondiente magnitud de medida para el flujo de líquido dializador.

5. Dispositivo según una de las reivindicaciones 1 a 4,

caracterizado porque el equipo para poner a disposición líquido dializador con una concentración de entrada (cdi) está configurado de tal manera que la concentración de entrada (cdi) del líquido dializador es constante.

6. Dispositivo según una de las reivindicaciones 1 a 4,

caracterizado porque el equipo para poner a disposición líquido dializador con una concentración de entrada (cdi) está configurado de tal manera que en el intervalo de medida la concentración de entrada (cdi) del líquido puede modificarse dentro de determinados límites.

7. Dispositivo según una de las reivindicaciones 2 a 6,

caracterizado porque el circuito de evaluación (11) está configurado de tal manera que el parámetro deseado puede determinarse a partir de los valores del flujo del líquido de la sangre y dializador (Qb, Qd), de la concentración de entrada y de salida del líquido dializador (cdi, cdo) y de la concentración de entrada de la sangre (cbi), así como de la superficie de intercambio (A) y de la resistencia específica de difusión de la membrana (R) del dializador (1) según la relación

\newpage

\left(\frac{k1 \cdot cbi1 - cdo2}{(k1 \cdot cbi1 - (cdo2 \cdot n \cdot q) - (k2 \cdot cdi (n \cdot q - 1)))}\right) - \left(\frac{cbi1 - cdo1}{cbi1 - cdo1 \cdot q -(cdi1 \cdot (q - 1))}\right)^{k3 \cdot B}=0

con

Q: = \frac{Qd1}{Qd1}

\hskip3cm

n\cdot q: = \frac{Qd2}{Qb2}

\hskip2cm

(n = relación entre las relaciones de flujos)

B:=\frac{Qd1\cdot(n\cdot q-1)}{Qd2\cdot(q-1)}

\hskip2cm

n=\frac{Qd2\cdot Qb1}{Qd1\cdot Qb2}

y las constantes de transición

k1 = \frac{cbi2}{cbi1} \hskip2cm k2 = \frac{cdi2}{cdi1} \hskip2cm k3 = \frac{A2\cdot R1}{A1\cdot R2}

8. Dispositivo según la reivindicación 7,

caracterizado porque el circuito de evaluación (11) está configurado de tal manera que puede determinarse la concentración de entrada de la sangre (cbi).

9. Dispositivo según la reivindicación 8,

caracterizado porque el circuito de evaluación (11) está configurado de tal manera que a partir de la concentración de entrada de la sangre (cbi) calculada puede determinarse la dialysance (D) o la clearance (K) del dializador (1).

10. Dispositivo según la reivindicación 7,

caracterizado porque el circuito de evaluación (11) está configurado de tal manera que puede determinarse el flujo efectivo de la sangre (Qb).

11. Dispositivo según la reivindicación 10,

caracterizado porque el circuito de evaluación (11) está configurado de tal manera que a partir del flujo efectivo de la sangre (Qb) calculado y el flujo de la sangre completa (Qvb) ajustado, puede determinarse el hematocrito (HCT) según la relación

HCT=1-\frac{Qb}{Qvb}

12. Dispositivo según una de las reivindicaciones 1 a 11,

caracterizado porque el sensor de medida de concentración (10) es un sensor de medida de conductividad o sensor de medida óptico.