ES2251404T3 - Metodo y aparato de bombeo de flujo ininterrumpido. - Google Patents
Metodo y aparato de bombeo de flujo ininterrumpido.Info
- Publication number
- ES2251404T3 ES2251404T3 ES00959340T ES00959340T ES2251404T3 ES 2251404 T3 ES2251404 T3 ES 2251404T3 ES 00959340 T ES00959340 T ES 00959340T ES 00959340 T ES00959340 T ES 00959340T ES 2251404 T3 ES2251404 T3 ES 2251404T3
- Authority
- ES
- Spain
- Prior art keywords
- chamber
- fluid
- pressure
- sealed
- flexible
- 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
- A61M1/28—Peritoneal dialysis ; Other peritoneal treatment, e.g. oxygenation
- A61M1/288—Priming
-
- 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
- A61M1/28—Peritoneal dialysis ; Other peritoneal treatment, e.g. oxygenation
- A61M1/282—Operational modes
-
- 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
- A61M1/3681—Other treatment of blood in a by-pass of the natural circulatory system, e.g. temperature adaptation, irradiation ; Extra-corporeal blood circuits by irradiation
- A61M1/3683—Other treatment of blood in a by-pass of the natural circulatory system, e.g. temperature adaptation, irradiation ; Extra-corporeal blood circuits by irradiation using photoactive agents
-
- 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
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/10—Location thereof with respect to the patient's body
- A61M60/104—Extracorporeal pumps, i.e. the blood being pumped outside the patient's body
- A61M60/109—Extracorporeal pumps, i.e. the blood being pumped outside the patient's body incorporated within extracorporeal blood circuits or systems
- A61M60/113—Extracorporeal pumps, i.e. the blood being pumped outside the patient's body incorporated within extracorporeal blood circuits or systems in other functional devices, e.g. dialysers or heart-lung machines
-
- 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
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/20—Type thereof
- A61M60/247—Positive displacement blood pumps
- A61M60/253—Positive displacement blood pumps including a displacement member directly acting on the blood
- A61M60/268—Positive displacement blood pumps including a displacement member directly acting on the blood the displacement member being flexible, e.g. membranes, diaphragms or bladders
-
- 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
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/30—Medical purposes thereof other than the enhancement of the cardiac output
- A61M60/36—Medical purposes thereof other than the enhancement of the cardiac output for specific blood treatment; for specific therapy
- A61M60/37—Haemodialysis, haemofiltration or diafiltration
-
- 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
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/40—Details relating to driving
- A61M60/424—Details relating to driving for positive displacement blood pumps
- A61M60/427—Details relating to driving for positive displacement blood pumps the force acting on the blood contacting member being hydraulic or pneumatic
- A61M60/43—Details relating to driving for positive displacement blood pumps the force acting on the blood contacting member being hydraulic or pneumatic using vacuum at the blood pump, e.g. to accelerate filling
-
- 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
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/50—Details relating to control
- A61M60/508—Electronic control means, e.g. for feedback regulation
-
- 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
- A61M1/28—Peritoneal dialysis ; Other peritoneal treatment, e.g. oxygenation
-
- 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
- A61M1/3496—Plasmapheresis; Leucopheresis; Lymphopheresis
-
- Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
- Y10T—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER US CLASSIFICATION
- Y10T436/00—Chemistry: analytical and immunological testing
- Y10T436/10—Composition for standardization, calibration, simulation, stabilization, preparation or preservation; processes of use in preparation for chemical testing
- Y10T436/106664—Blood serum or blood plasma standard or control
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Public Health (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Anesthesiology (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Hematology (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Urology & Nephrology (AREA)
- Mechanical Engineering (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Emergency Medicine (AREA)
- Pulmonology (AREA)
- External Artificial Organs (AREA)
- Jet Pumps And Other Pumps (AREA)
- Reciprocating Pumps (AREA)
- Electrical Discharge Machining, Electrochemical Machining, And Combined Machining (AREA)
- Infusion, Injection, And Reservoir Apparatuses (AREA)
- Separation Using Semi-Permeable Membranes (AREA)
- Manufacture, Treatment Of Glass Fibers (AREA)
- Paper (AREA)
Abstract
Método para proporcionar un flujo uniforme y controlado de un fluido biológico, que comprende: proporcionar una cámara flexible sellada adaptada para contener dicho fluido biológico, estando dispuesta dicha cámara flexible sellada dentro de una cámara exterior, en el que dicha cámara flexible sellada comprende una trayectoria de fluido entre dicha cámara flexible sellada y el exterior de dicha cámara exterior y en el que dicha cámara exterior está adaptada para proporcionar un espacio que contiene un medio sensible a la presión alrededor de dicha cámara flexible sellada; proporcionar un medio que puede aumentar y reducir de forma continua la presión de una forma uniforme y controlada dentro de dicho espacio alrededor de dicha cámara flexible sellada; y cambiar la presión en dicho espacio alrededor de dicha cámara flexible sellada, de tal manera que dicho fluido biológico se desplace dentro o fuera de dicha cámara flexible sellada de una manera uniforme y controlada, en el que dicho método no daña sustancialmente dicho fluido biológico.
Description
Método y aparato de bombeo de flujo
ininterrumpido.
La presente invención se refiere a un método y un
aparato para el bombeo o administración de fluidos que utiliza un
recipiente flexible que puede someterse a presiones
controladas.
Los métodos actuales de bombeo y administración
de fluidos, particularmente fluidos biológicos, incluyen la
utilización de bombas peristálticas (con tubos), bombas de
diafragma y bombas centrífugas. Los fluidos biológicos engloban
fluidos que comprenden organismos vivos, existen o se utilizan en
éstos o se administran a organismos vivos. De hecho, los fluidos
biológicos pueden comprender preparaciones farmacéuticas (por
ejemplo, insulina, eritropoyetina o morfina) o preparaciones
biológicas (por ejemplo, liposomas, plásmidos, ADN desnudo o
células transformadas), fluidos corporales y sus componentes, tales
como células sanguíneas, y otros fluidos que comprenden componentes
biológicos, incluyendo organismos vivos tales como bacterias,
células u otros componentes celulares. Los fluidos biológicos
también pueden comprender sangre completa o componentes sanguíneos
completos específicos, incluyendo eritrocitos, plaquetas, capa
leucocítica, glóbulos blancos, células precursoras, células
progenitoras; suspensiones celulares procariotas y eucariotas,
incluyendo células recombinantes, transformadas y transfectadas;
virus y preparaciones víricas, incluyendo virus recombinantes;
preparaciones de vesículas de membrana, incluyendo lisosomas,
endosomas, caveolas, micelas y liposomas; interacciones
moleculares, incluyendo interacciones ADN-proteína,
ARN-proteína y proteína-proteína;
preparaciones de ADN; preparaciones de ARN y preparaciones de
proteína.
Ciertos tipos de fluido, tales como fluidos que
comprenden fluidos sensibles a la presión o al flujo, tales como
fluidos biológicos, pueden verse afectados negativamente al someter
a estos fluidos a los métodos de bombeo o administración actuales.
Por ejemplo, los fluidos biológicos que comprenden sangre o sus
componentes celulares, pueden dañarse (por ejemplo, pueden lisarse
las células o dañarse las membranas) cuando se exponen a
perturbaciones y/o turbulencia producidas por este tipo de
metodologías actuales. Además, estos tipos de fluido también pueden
verse afectados negativamente por velocidades de flujo o presiones
imprecisas o no constantes producidas por estos métodos actuales.
Además, los sistemas de administración de fármacos se ven afectados
negativamente por estas velocidades de flujo imprecisas o no
constantes.
Uno de los inconvenientes específicos, por
ejemplo, de las bombas peristálticas es que son esencialmente de
desplazamiento positivo y tienen el potencial de desarrollar
presiones excesivas si se produce una oclusión dentro de la bomba o
de sus componentes. Cuando se bombean o suministran fluidos
biológicos, tales como sangre completa o capa leucocítica, cualquier
presión en exceso que resulte de una oclusión, incluso parcial,
puede dar como resultado un daño de la membrana celular o
hemólisis. Las bombas de diafragma presentan dificultades en la
medición del volumen de fluido bombeado cuando participan carreras
parciales y pueden requerir conjuntos de válvulas auxiliares. En
las bombas centrífugas es difícil el seguimiento del volumen
bombeado, no pueden sujetarse contra un cabezal estático sin
válvulas de retención, no son reversibles y generalmente requieren
algún soporte mecánico de rotor en la corriente del fluido (por
ejemplo, un cojinete hidrodinámico o un sistema magnético). Los
tipos de bomba de diafragma y centrífuga también tienen elementos
desechables más complejos que las bombas de tipo peristáltico. En
el área de la administración de fármacos, los dispositivos tales
como una jeringa hipodérmica que administra un bolo de un fármaco u
otro principio activo también presentan dificultades puesto que el
bolo debe absorberse gradualmente y suministrarse a todo el
organismo del paciente, lo cual es un proceso sujeto a muchas
variaciones individuales.
La familia Kamen de tecnología de bombas (por
ejemplo, patentes de EE.UU. números 4.600.401, 4.778.451, 4.808.161
y 5.193.990) en ciertos aspectos intenta resolver algunos de los
problemas de la bomba peristáltica; sin embargo, las bombas de tipo
Kamen tienen sus propios inconvenientes. Kamen describió una
tecnología de movimiento de fluido basada en el uso de bombas de
diafragma accionadas neumáticamente y válvulas controladas mediante
cálculos por ordenador del desplazamiento volumétrico por carrera
como una función de la presión y la temperatura. Estos cálculos
llevan mucho tiempo y son necesariamente precisos porque los
volúmenes de carrera son pequeños y el error acumulativo debe
mantenerse mínimo. Cada carrera se ve interrumpida por un largo
periodo estático durante el cual se realizan estas mediciones. Con
el fin de mantener la velocidad media requerida del flujo, la
velocidad de flujo real debe ser elevada, dando como resultado un
tipo de flujo escalonado (una elevación cuando se reanuda el
flujo) que es perjudicial, por ejemplo, para fluidos sensibles en
general, para muchos fluidos biológicos y para la mayor parte de
los tipos de procesos de separación celular, particularmente los
procesos de separación celular de tipo "eliminación"
("skimming") utilizados comúnmente junto con centrífugas. (En
una operación de eliminación, el flujo discontinuo y la elevación
del flujo de recebado, por ejemplo, en un proceso de fotoféresis,
alteran la separación celular produciendo un aluvión de eritrocitos
en una corriente plasmática). Para compensar las ineficacias
producidas por el flujo discontinuo en un sistema que utiliza una
bomba de tipo Kamen, y su impacto sobre, por ejemplo, un proceso de
tipo separación, debe tratarse un flujo de fluido adicional y
aumentarse los tiempos de procedimiento.
Adicionalmente, la familia Kamen de tecnología de
bombas requiere un módulo rígido desechable de bombeo o
administración/conjunto de válvulas que contiene cámaras de válvula
que interrumpen la naturaleza laminar del flujo en los tubos,
produciendo un mezclado no deseado de componentes separados a medida
que el frente fluye a su través. Este módulo (o cartucho)
normalmente también es costoso y complicado de fabricar.
La presente invención se diferencia de la técnica
anterior en que permite, por ejemplo, el flujo a presión de un
fluido con una pausa en el bombeo o administración. La presente
invención, al contrario que la familia de bombas Kamen descrita
anteriormente, permite, por ejemplo, un flujo continuo (es decir,
"empuje") de fluido. Se elimina la costosa y complicada
válvula/bomba desechable de Kamen. La presente invención puede
hacerse funcionar a velocidades de flujo constantes y velocidades
medias de flujo muy superiores sin el riesgo de un alto flujo de
recebado introducido en el sistema Kamen, así como otros, para
alcanzar la velocidad media de flujo debida a la pausa y su
reducción relacionada de la velocidad de flujo. La discontinuidad e
ineficacias del sistema de tipo Kamen y otros se tratan, por tanto,
por la presente invención.
Adicionalmente, la presente invención, al
contrario que la bomba de tipo centrífugo, es reversible o puede
configurarse para que lo sea. La presente invención también puede
funcionar a una presión constante o modulada para evitar el
potencial inherente en los tipos de sistemas de bombas peristáltico
y otros de desarrollar presiones excesivas, por ejemplo, durante
una oclusión del flujo. El volumen y otros parámetros del flujo de
fluido pueden medirse con exactitud en la presente invención, al
contrario que en los sistemas de bomba de tipo centrífugo y de
diafragma. La presente invención puede incluir, por ejemplo, una
bomba de limitación de presión o la medición de peso directa, en
lugar de una bomba de velocidad de flujo controlada, para una
seguridad añadida si un tubo asociado con la bomba se queda
bloqueado u ocluido. La presente invención también puede incorporar
una cantidad mínima de elementos desechables que no son complejos y
mantener aún, si se desea, la esterilidad de la operación de bombeo
o administración. Tal esterilidad y complejidad minimizada puede
ser particularmente deseable cuando se manipulan fluidos biológicos
tales como productos farmacéuticos y otros principios activos.
En comparación con las bombas utilizadas
actualmente en procesos o tratamientos conocidos, por ejemplo, la
fotoféresis y los procesos de diálisis peritoneal descritos más
adelante, la presente invención puede, por ejemplo: reducir el
tiempo total de tratamiento o proceso; reducir el tiempo de
irradiación (para la fotoféresis); permitir un aumento de la
velocidad de flujo; aumentar el número total de células diana
recogidas o separadas por células diana totales procesadas (es
decir, el rendimiento); aumentar el número total de células diana
recogidas por tiempo de tratamiento o proceso; aumentar el número
total de células diana recogidas por volumen de fluido biológico
procesado total; reducir el daño celular, del fluido o de elementos
del fluido en el proceso (por ejemplo, reducción de la hemólisis);
reducir la contaminación de los elementos diana recogidos (por
ejemplo, aumentar el porcentaje de células diana recogidas por
células totales recogidas); funcionar con un diferencial de presión
reducido; y, reducir el diferencial de velocidad de flujo.
El documento
US-A-4 573 992 se corresponde con el
preámbulo de la reivindicación 19. Dicho aparato utiliza medios
independientes para aumentar y disminuir la presión en la cámara
externa.
Los objetos de la invención incluyen proporcionar
un método y un aparato para proporcionar un flujo uniforme y
controlado de fluido. La invención se refiere a un aparato y un
método para bombear o suministrar fluidos que utiliza un recipiente
flexible sometido a presiones controladas dentro de una cámara de
presión externa.
Ciertos objetos de una o más realizaciones de la
presente invención pueden, por ejemplo en procedimientos de
fotoféresis y diálisis peritoneal: reducir el tiempo total de
tratamiento o proceso; reducir el tiempo de irradiación (para la
fotoféresis); permitir un aumento de la velocidad de flujo; aumentar
el número total de células diana recogidas o separadas por células
diana totales procesadas (es decir, el rendimiento); aumentar el
número total de células diana recogidas por tiempo de tratamiento o
proceso; aumentar el número total de células diana recogidas por
volumen de fluido biológico procesado; reducir el daño celular, del
fluido o de elementos del fluido en el proceso (por ejemplo,
reducción de la hemólisis); reducir la contaminación de los
elementos diana recogidos (por ejemplo, aumentar el porcentaje de
células diana recogidas por células totales recogidas); funcionar
con un diferencial de presión reducido (es decir, reducir la
variabilidad de la presión en el sistema); y, reducir el
diferencial de velocidad de flujo (es decir, reducir la
variabilidad de la velocidad de flujo en el sistema).
Un objeto adicional de una o más realizaciones de
la presente invención es reducir la cantidad de tiempo que la
sangre de un paciente está fuera del cuerpo del paciente.
Objetos y ventajas adicionales de la invención se
expondrán en parte en la descripción que sigue, y en parte serán
obvios a partir de la descripción, o pueden aprenderse mediante la
práctica de la invención. Los objetos y ventajas de la invención se
realizarán y obtendrán por medio de los elementos y combinaciones
señalados particularmente en las reivindicaciones adjuntas.
Para lograr los objetos y según el fin de la
invención, tal como se realiza y describe ampliamente en el
presente documento, la invención comprende una cámara flexible
sellada adaptada para contener un fluido u otro medio sensible a la
presión. Esta cámara flexible sellada puede, por ejemplo, adoptar
la forma de una bolsa flexible de plástico u otra, tales como las
utilizadas normalmente para almacenar y transportar fluidos
estériles, tales como fluidos biológicos estériles. Esta cámara
flexible sellada se dispone entonces dentro de una cámara externa.
La cámara externa puede adoptar muchas forma, incluyendo una
botella u otro alojamiento más rígido y puede estar compuesta por
innumerables materiales incluyendo vidrio, plástico y similares.
La cámara flexible es parte de una trayectoria de
fluido que se extiende más allá del exterior de la cámara externa
mediante, por ejemplo, un catéter u otra estructura similar a un
tubo u otra estructura canulada. La cámara externa se sitúa y
construye de tal manera que puede contener un medio sensible a la
presión, tal como un gas u otro fluido, tal como aire, por ejemplo,
que puede ejercer presión sobre la cámara flexible.
Este aparato y método incluyen un medio para
aumentar o disminuir la presión de manera uniforme y controlada
dentro del espacio alrededor de la cámara flexible. Este medio para
aumentar o disminuir la presión incluye, por ejemplo, exponer la
cámara flexible a depósitos de gas u otros fluidos a presión
regulados a presiones específicas o niveles de vacío, o puede
adoptar la forma, por ejemplo, de una cualquiera de innumerables
bombas de presurización habituales.
El método descrito para el bombeo o la
administración de fluidos incluye cambiar la presión dentro del
espacio alrededor de la cámara flexible sellada de tal manera que
el fluido se desplace dentro o fuera de la cámara sellada de manera
uniforme y controlada, sin o dentro de la cámara flexible
sellada.
La presente invención y sus realizaciones
preferidas son particularmente útiles en el flujo controlado de
fluidos sensibles a la presión, tales como, por ejemplo, ciertos
fluidos biológicos y, más específicamente, en el flujo controlado
de sangre o sus componentes celulares.
La presente invención también puede incluir, en
una o más realizaciones, monitorizar la presión creciente o
decreciente dentro del espacio alrededor de la cámara flexible
sellada. La presente invención también puede incluir monitorizar el
volumen, la masa, el peso u otras propiedades del fluido desplazado
desde el interior de una cámara flexible o transferido al interior
de ésta. La presente invención también puede incluir, en una o más
realizaciones, el medio sensible a la presión de aire o un gas
alrededor de la cámara flexible, dispuesto en la cámara
externa.
En una realización de la presente invención, la
cámara flexible se llena con un fluido y ese fluido se empuja,
mediante la aplicación de presión, al entorno fuera de la cámara
exterior, que puede ser, por ejemplo, un paciente, u otro
procesador químico o de fabricación, mediante medios continuos. El
flujo del fluido se consigue mediante la aplicación de presión en el
interior de la cámara exterior en la cámara flexible. La fuente de
presión puede ser cualquier depósito de presión habitual que sea
diferente (o bien mayor o bien menor) que la presión que rodea a la
cámara flexible. Si la presión aplicada es menor que la que rodea a
la cámara flexible (es decir, un vacío), entonces la cámara
flexible desplazará el fluido fuera del entorno que se encuentra
fuera de la cámara exterior y dentro de la cámara flexible. A la
inversa, si la presión aplicada es mayor que la que rodea a la
cámara flexible, entonces la cámara flexible desplazará el fluido
fuera de la cámara flexible y dentro del entorno que se encuentra
fuera de la cámara exterior. La presente invención consigue
preferiblemente el flujo del fluido sin ninguna discontinuidad o
interrupción del flujo hasta que se agota la fuente de fluido, la
cámara flexible se llena o vacía completamente, o hasta que se
elimina el diferencial de presión alrededor de la cámara
flexible.
Una ventaja adicional de una o más realizaciones
de la presente invención con respecto a la técnica anterior es que
la cámara flexible que obtiene o proporciona el fluido no necesita
mantenerse en un entorno estéril para el procedimiento y para que
el propio fluido se mantenga estéril. Mientras la superficie
interior de la cámara flexible y el propio fluido estén sellados
frente al entorno exterior, el sistema será estéril
independientemente del entorno fuera de la cámara flexible.
El método de una de las realizaciones preferidas
de la presente invención descrito en el presente documento, en la
aplicación de un sistema de separación utilizado en sistema de
separación utilizado en los sistemas de fotoféresis o diálisis
peritoneal, tal como se ha descrito anteriormente, puede llevar a
cabo todo el ciclo de separación con flujo constante a presión
regulada a través de tubos ininterrumpidos por las repentinas
discontinuidades de las cámaras de válvula. Preferiblemente, el
flujo másico puede monitorizarse mediante la medición continua
directa del peso. Con ello se elimina el módulo de bombeo o
administración/administración por válvula desechable del
sistema Kamen.
sistema Kamen.
De hecho, el método y aparato de una realización
de la presente invención, en comparación con la tecnología conocida
de bombas de tipo Kamen utilizada en el sistema de fotoféresis
UVAR® XTS^{MR}, fabricado por Therakos, Inc., Exton, PA, prevé
una o más de: una reducción en el tiempo total de tratamiento o
procesamiento para la sangre del donante en el sistema XTS^{MR};
una reducción del tiempo de irradiación de la capa leucocítica
recogida en el sistema; un aumento de la velocidad de flujo de la
sangre completa en el sistema, así como la capa leucocítica
recogida fuera de la centrífuga del sistema XTS^{MR}; un aumento
del número total de células diana (por ejemplo, leucocitos)
recogidas o separadas por leucocitos totales contenidos en la
sangre del donante (es decir, el rendimiento); un aumento del
número total de leucocitos recogidos por tratamiento o por tiempo
de procesamiento unitario; un aumento del número de leucocitos
totales recogidos por volumen total de sangre del donante procesada;
una reducción de la contaminación de los leucocitos recogidos (por
ejemplo, un aumento del porcentaje de leucocitos recogidos por
células totales recogidas y/o reducción del hematocrito en
porcentaje en la capa leucocítica recogida); y una reducción del
diferencial de presión y una reducción del diferencial de velocidad
de flujo dentro del circuito extracorporal.
Además, el método y el aparato de una realización
de la presente invención, en comparación con la tecnología conocida
de bombeo peristáltico utilizada en el sistema de fotoféresis
UVAR®, fabricado por Therakos, Inc., Exton, PA, prevé una reducción
del daño celular (de leucocitos o eritrocitos), (por ejemplo,
reducción de la hemólisis).
Ha de entenderse que tanto la descripción general
precedente, como la siguiente descripción detallada son sólo a
título de ejemplo y con valor explicativo y no restringen la
invención, tal como se reivindica.
Los dibujos adjuntos, que se incorporan a esta
memoria descriptiva y forman parte de ella, ilustran una (varias)
realización(es) de la invención y, junto con la descripción,
sirven para explicar los principios de la invención.
La figura 1 es un diagrama esquemático de una
realización de la presente invención.
La figura 2, es un diagrama esquemático de una
realización de la presente invención para su uso en un proceso de
diálisis peritoneal.
La figura 3 es un diagrama esquemático de una
realización preferida de la presente invención para su uso en un
proceso de fotoféresis.
La figura 4 es un diagrama esquemático de una
realización de la presente invención para su uso en un proceso de
administración de fármaco.
La figura 5 es un diagrama de flujos de una
realización preferida del procedimiento de la presente invención
para su uso en un proceso de fotoféresis.
Las figuras 6A y 6B son diagramas de flujo del
proceso de cebado utilizado en una realización preferida de la
presente invención para su uso en un proceso de fotoféresis.
Las figuras 7A y 7B son diagramas de flujos del
proceso de extracción utilizado en una realización preferida de la
presente invención para su uso en un proceso de fotoféresis.
La figura 8 es un diagrama de flujos del proceso
de fotoactivación utilizado en una realización preferida de la
presente invención para su uso en un proceso de fotoféresis.
Las figuras 9A y 9B son diagramas de flujo del
proceso de reinfusión utilizado en una realización preferida de la
presente invención para su uso en un proceso de fotoféresis.
Ahora se hará referencia de forma detallada a las
presentes realizaciones preferidas y realizaciones a título de
ejemplo de la invención, mostrándose ejemplos de éstas en los
dibujos adjuntos.
El aparato y método de la presente invención para
el bombeo o administración tienen innumerables usos, pero su uso
más ventajoso es para el bombeo de fluidos, particularmente fluidos
biológicos y fluidos sensibles a la presión, y/o cuando se prefiere
el flujo ininterrumpido del fluido. Este tipo de aplicaciones
incluyen aplicaciones biológicas y aplicaciones médicas, por
ejemplo, de fotoféresis, separación celular, administración de
fármacos y diálisis. Este aparato y método para el bombeo o
administración también son útiles para proporcionar el movimiento
de fluidos en sistemas cíclicos tales como, por ejemplo, la
diálisis peritoneal, el bypass y otros procesos de circulación
sanguínea. La presente invención también es útil en otros
procedimientos que implican el flujo de fluidos que son sensibles a
cambios en la presión y discontinuidades en el flujo y tiene
múltiples aplicaciones en la fabricación de productos
farmacéuticos, productos químicos y otros procesos
industriales.
Según la invención, tal como se describe en una
realización particular, por ejemplo en la figura 1, la presente
invención puede llevarse a cabo mediante la disposición de una
cámara 20 flexible sellada dentro de una cámara 30 exterior. Tal
como se ha explicado anteriormente, esta cámara 20 flexible puede
ser cualquier recipiente sellado flexible. Tal como se muestra en la
figura 1, la cámara 20 flexible es una bolsa flexible que contiene
el fluido y que puede desecharse, sin embargo, la invención no se
limita a este tipo de bolsa y puede comprender cualquier tipo de
cámara sellada o membrana flexible que pueda comprimirse y/o
expandirse cuando se le aplica presión (o vacío). La cámara 30
exterior de la figura 1 se muestra como una botella de cristal
convencional pero puede ser cualquier dispositivo o aparato que
contenga presión, incluyendo un alojamiento de plástico u otro
alojamiento moldeado o cualquier otro tipo de recipiente, tal como,
por ejemplo, podría utilizarse para alojar todo un sistema de
bombeo u otro dispositivo médico de este tipo, o puede ser un
cartucho de
\hbox{plástico moldeado.}
En una realización particular mostrada en la
figura 2, se utiliza un alojamiento de cabina de plástico moldeado
y funciona como la cámara 301 exterior para el sistema de bombeo de
la presente invención. La cámara 301 exterior no necesita ser una
cámara perfectamente sellada, y de hecho puede estar perforada o
abierta de otra manera hacia el entorno exterior. Esta cámara 301
exterior sólo necesita estar configurada de tal manera que puedan
producirse, medirse y/o regularse los cambios de presión dentro de
ésta.
Tal como se muestra en las figuras 1 y 2, la
cámara 30, 301 exterior puede estar montada sobre una celda 40 de
carga habitual. La celda 40 de carga puede configurarse de tal
manera que pueda medir el flujo de fluido 15, 101 dentro o fuera de
la cámara 20 flexible y, de esta manera, dentro o fuera del
recipiente o fuente 90, 901 del fluido 15, 101. Asimismo, en las
figuras 1 y 2 se muestra un tubo 50, que puede ser cualquier tipo
de tubo flexible o rígido (tal como los tubos médicos habituales) u
otro dispositivo de este tipo que proporcione un conducto sellado
para el flujo de fluidos dentro o fuera de la cámara 20 flexible, y
que puede ser desechable. Este tubo 50 facilita el flujo de fluidos
15, 101 dentro o fuera de la cámara 20 flexible según se aplica
presión a la cámara 30, 301 exterior o se extrae de ésta. En una
realización particular, los tubos y la cámara flexible pueden ser
estériles.
Las figuras 1 y 2 también muestran un depósito 60
de presión que consiste en una bomba de vacío u otra fuente de
presión aumentada o reducida (en comparación con el nivel de
presión que rodea la cámara 20 flexible dispuesta dentro de la
cámara 20, 301 exterior). El depósito está previsto para presurizar
o extraer vacío dentro de la cámara exterior para forzar al fluido
15, 101 del sistema a que fluya dentro o fuera de la cámara 20
flexible.
Un conducto 70 de transferencia, tal como por
ejemplo, los tubos de calidad convencional, tubos de PVC, o tubos
estériles de calidad médica disponibles comercialmente pueden
utilizarse para transferir la presión (o vacío) desde el depósito
60 de presión hacia la cámara 30, 301 exterior.
Puede proporcionarse una celda 40 de carga
opcional en varias ubicaciones, tales como por ejemplo, fuera de la
cámara 30, 301 exterior, fuera de la cámara 20 flexible o entre la
cámara 20 flexible y el tubo 50. Esta celda 40 de carga está
configurada de tal manera que puede medir el peso, la masa, el
volumen u otros parámetros de la cámara o cámaras a las que está
unida. Esta celda 40 de carga puede proporcionar realimentación a
un procesador 100 de información, tal como por ejemplo, cualquier
ordenador que pueda preverse para facilitar la regulación del flujo
de fluido en este sistema.
Puede proporcionarse una válvula 80 de presión
opcional en varias ubicaciones dentro del entorno presurizado,
tales como por ejemplo, dentro del conducto 70 de transferencia o
de la cámara 30, 301 exterior, o disponerse en el exterior de la
cámara 20 flexible. Esta válvula 80 de presión se proporciona para
medir la presión aplicada al exterior de la cámara 20 flexible y
ayudar a regularla.
Ha de observarse que el depósito 60 de presión
puede regularse o limitarse de una manera tal que se evite la
sobrepresurización del sistema o recipiente 90, 901 o la cámara 20
flexible del fluido 15, 101. Esta regulación puede adaptarse
particularmente a las propiedades del fluido que se bombea mediante,
por ejemplo, el uso de un ordenador.
La cámara 30 exterior de al menos una realización
de la presente invención está configurada de tal manera que aísla
la cámara 20 flexible de la presión atmosférica. En esta
realización, según disminuye la presión de la cámara 30 exterior,
se ejerce una presión negativa sobre la cámara 20 flexible, lo que
hace que el fluido se desplace desde una zona de mayor presión
(fuera de la cámara de bombeo o administración), tal como el
destino o depósito 90, hacia la cámara 20 flexible. De la misma
manera, si aumenta la presión de la cámara 30 exterior, se ejerce
una presión positiva sobre la cámara 20 flexible, lo que hace que
el fluido se desplace desde una zona de mayor presión (dentro de la
cámara 20 flexible) hacia el depósito o destino 90 ajustado a menor
presión. La presión en la cámara 20 exterior se controla mediante
la exposición de la cámara a depósitos 60 de presión que están
regulados a niveles de presión (o vacío) positivos o negativos
específicos.
Los siguientes ejemplos están concebidos para
considerarse únicamente a título de ejemplo de la invención. Un
primer ejemplo, tal como se muestra en las figuras 3 y 5 mediante
9B, se refiere al uso de la presente invención en un proceso de
fotoféresis. La figura 4 se refiere al uso de la presente invención
en un proceso de administración de un fármaco. La figura 2 describe
el uso de la presente invención en, por ejemplo, un proceso de
diálisis peritoneal.
La irradiación de luz o fototerapia se ha
utilizado ampliamente en las ciencias químicas y biológicas durante
muchos años. La irradiación de luz es el proceso de exponer
objetivos, tales como células, a la energía luminosa. Cuando los
objetivos son microscópicos o no pueden presentarse de forma
independiente, se utiliza un vehículo (a menudo un fluido) para
proporcionar los objetivos para la irradiación. La exposición de
los objetivos a energía luminosa los estimula y hace que
experimenten alteraciones químicas o biológicas.
En los últimos años están aumentando las
aplicaciones de la fototerapia en el campo médico, incluyendo el
tratamiento de pacientes. En este tipo de aplicaciones, el objetivo
de la irradiación podría ser, por ejemplo, una molécula química en
disoluciones transparentes, virus en sangre o células sanguíneas
suspendidas en plasma u otros fluidos.
La fotoféresis implica la extracción de los
objetivos y presentar luego los objetivos para la fototerapia.
Además, las aplicaciones de la fototerapia incluyen utilizar
energía luminosa para hacer que un fármaco que puede fotoactivarse
reaccione con un objetivo, específicamente una célula diana, y más
concretamente un leucocito.
Existen varias aplicaciones de la fotoféresis.
Por ejemplo, la fotoféresis puede utilizarse como un tratamiento
antiviral para ciertos componentes sanguíneos o para sangre
completa. (Véase la solicitud PCT WO 97/36634 titulada
"Photopheresis Treatment of Chronic HCV Infections"). En este
caso, un virus patógeno en un concentrado de plaquetas procedente
de un donante puede eliminarse mediante tratamiento ultravioleta
(es decir, tratamiento con energía luminosa). Aquí, se añade un
fármaco que puede activarse con luz ultravioleta a una bolsa de
concentrado de plaquetas y se expone a la luz ultravioleta.
En otro ejemplo, puede utilizarse la fotoféresis
para tratar el linfoma cutáneo de células T ("CTCL", Cutaneous
T-cell Lymphoma). (Véase la solicitud PCT WO
97/36581 titulada "Photopheresis Treatment of Leukocytes"). En
esta aplicación de la fotoféresis, un paciente ingiere el fármaco
8-metoxipsoraleno ("8-MOP")
que, al mezclarse con la sangre de un paciente, entra en el núcleo
de los leucocitos y se une débilmente con el ADN. Los linfocitos o
capa leucocítica (es decir, los leucocitos dopados) se extraen
entonces de la sangre del paciente y se exponen a energía
ultravioleta de onda larga (es decir, ultravioleta A (UVA)). Esta
exposición hace que el fármaco fotoactivado bloque el paso a través
del núcleo celular. El bloqueo impide que el núcleo se replique.
Entonces se devuelve la capa leucocítica al paciente. Véanse
también las patentes de los EE.UU. números 4.838.852, 4.921.473,
5.150.705, 5.330.420, 5.383.847, 5.417.289, 5.433.738, 5.459.322 y
5.569.928.
La figura 5 proporciona un diagrama de flujos de
etapas a modo de ejemplo utilizadas con la presente invención en
una realización de un proceso de fotoféresis. Los números de
referencia utilizados se refieren al diagrama de la figura 3. En la
etapa 1000 de la figura 5, el operario activa el sistema y luego,
en la etapa 2000, selecciona cebar (prime) del panel 110 de control
para que comience el proceso de fotoféresis. Tras el cebado de la
bomba en la etapa 3000, el operario selecciona el inicio de la
recogida en la etapa 4000 para comenzar a extraer el fluido del
paciente en la etapa 5000 a través de la bomba. Tras un número
predeterminado de ciclos en la etapa 6000, el operario selecciona
entonces el inicio de la irradiación luminosa (photo start) en la
etapa 7000. Si aún no se ha alcanzado el número predeterminado de
ciclos (preferiblemente de 1 a 9 ciclos; más preferiblemente, de
aproximadamente 6 ciclos) en la etapa 8000, el operario ajusta la
presión de la cámara 320 de plasma y de la cámara 330 de capa
leucocítica para igualar la presión de recogida, y el fluido se
extrae nuevamente a través de la bomba. La presión de recogida es
una medida de presión negativa ajustada por el operario. El fluido
recogido, en este ejemplo la capa leucocítica, se procesa en la
etapa 9000 mediante fotoactivación. Después de que se haya
completado el proceso de fotoactivación, se vuelve a infundir el
fluido en el paciente en la etapa 10000 y se completa
\hbox{el
tratamiento.}
Las figuras 6A y 6B muestran las etapas
utilizadas para cebar la bomba desde la etapa 3000 de la figura 5.
En primer lugar, en la etapa 3000, el operario conecta la bolsa 145
de fuente A/C al orificio 170 de fuga, cierra la tapa 930 corredera
del paciente y selecciona cebar del panel 110 de control. Los
detectores 150, 155 de aire de la figura 3 también se excitan para
detectar aire en el sistema. A continuación, en la etapa 3020, el
sistema aplica -200 mm Hg a la cámara 310 A/C y ajusta a cero la
lectura de la celda 430 de carga. En la etapa 3030, se abren las
válvulas 1, 2, 3, 4 y 6, y el fluido de la bolsa 145 de fuente A/C
comienza a transferirse a través del orificio 170 de fuga hasta el
recipiente 230 A/C. En la etapa 3040, el sistema determina si se han
transferido menos de 450 ml de fluido. Si se han transferido menos
de 450 ml de fluido, el sistema determina en la etapa 3045 si aún
fluye fluido. Si no se detecta transferencia de fluido alguna,
suena una alarma de oclusión. Si se detecta transferencia de
fluido, entonces continúa la transferencia de fluido. Cuando el
nivel de transferencia de fluido es superior a 450 ml, en la etapa
3050, el sistema cierra las válvulas 4 y 6. Se aplica presión a la
cámara 310 A/C (+200 mm Hg) y a la cámara 320 de plasma (-200 mm
Hg). Entonces el sistema, en la etapa 3060, abre las válvulas 5 y 7
para permitir que el fluido fluya hacia la parte inferior del
recipiente 240 de plasma. El fluido fluye hacia la parte inferior
del recipiente 240 de plasma hasta que se detecten al menos 75 ml de
fluido en la etapa 3070. Entonces el sistema cierra las válvulas 5
y 7 en la etapa 3080, y aplica 0 mm Hg a la cámara 310 A/C. En la
etapa 3090, el sistema abre las válvulas 4, 8, 9 y 10 permitiendo
que el fluido entre en el recipiente 180 de centrífuga. Cuando ha
entrado una cantidad de fluido superior a 50 ml en el recipiente
180 de centrífuga, tal como se determina en la etapa 3100, el
sistema cierra las válvulas 8, 9 y 10 en la etapa 3110. Se aplica
presión a la cámara 330 de capa leucocítica (-200 mm Hg) y a la
cámara 320 de plasma (+200 mm Hg) en la etapa 3120. La lectura de
la celda 430 de carga se ajusta nuevamente a cero. En la etapa
3130, se abren las válvulas 10 y 11 para permitir la transferencia
de fluido desde el recipiente 240 de plasma hasta el recipiente 250
de capa leucocítica. Cuando el nivel de transferencia de fluido
supera los 25 ml, tal como se determina en la etapa 3140, el
sistema cierra la válvula 11 y abre la válvula 12 en la etapa 3150,
permitiendo la transferencia de fluido desde el recipiente 240 de
plasma hasta la placa 190 de fotoactivación. Cuando el nivel de
fluido dentro de la placa 190 de fotoactivación supera los 25 ml,
tal como se determina en la etapa 3160, el sistema cierra todas las
válvulas en la etapa 3170. Los niveles de presión se ajustan a -50
mm Hg en la cámara 330 de capa leucocítica, a -50 mm Hg en la
cámara 320 de plasma y a +100 mm Hg en la cámara 310 A/C. Entonces,
el operario ceba el acceso rompiendo la tapa 930 deslizable del
paciente y pulsando inicio en el panel 110 de control en la etapa
3180. El sistema abre las válvulas 1 y 2 en la etapa 3190,
suministra 5 ml de fluido y cierra las válvulas para completar el
cebado de la bomba. Después de que el sistema extraiga la fuente
A/C al recipiente 230 A/C, se extrae la bolsa 145 de fuente A/C del
orificio 170 de fuga y se sustituye por una bolsa fuente de
solución salina.
Las figuras 7A y 7B muestran las etapas
utilizadas para extraer fluido del paciente 902, tal como se
describe a partir de la etapa 5000 de la figura 5 y tal como se
muestra en forma de diagrama en la figura 3. Cuando el operario
pulsa el botón de inicio de la recogida en el panel 110 de control
en la etapa 4000, el sistema en la etapa 5010 activa la centrífuga
y abre las válvulas 2, 3, 4, 8, 9 y 11, extrayendo la sangre
completa del paciente en el recipiente 180 de centrífuga mientras
fluye aire estéril desde el recipiente 180 de centrífuga hasta el
recipiente 250 de capa leucocítica. Este proceso continúa hasta que
el recipiente 180 de centrífuga está lleno, tal como se determina
en la etapa 5020. En la etapa 5030, el sistema cierra entonces la
válvula 11 y abre la válvula 10. Entonces, el plasma fluye desde el
recipiente 180 de centrífuga hasta el recipiente 240 de plasma. Se
utiliza un sensor 185 óptico en el recipiente 180 de centrífuga
para detectar la presencia de eritrocitos en la etapa 5040. Cuando
están presentes eritrocitos, el sistema en la etapa 5050 cierra la
válvula 10 y abre la válvula 11. Entonces se recoge la capa
leucocítica en el recipiente 250 de capa leucocítica. Cuando se
detecta un punto de corte de HCT predeterminado en la etapa 5060
dentro del recipiente 250 de capa leucocítica, el sistema en la
etapa 5070 cierra la válvula 4 y 11, abre la válvula 10, ajusta la
presión de la cámara 320 de plasma y la cámara 330 de capa
leucocítica a 0 mm Hg, y detiene la centrífuga.
En la etapa 5100, el sistema aplica -200 mm Hg de
presión a la cámara 320 de plasma, abre entonces las válvulas 7, 8,
9 y 11. Los eritrocitos que quedaban en el depósito 180 de
centrífuga fluyen hacia la parte inferior del recipiente 240 de
plasma y se impele aire estéril desde el recipiente 250 de capa
leucocítica. Cuando el recipiente 180 de centrífuga está vacío, tal
como se detecta en la etapa 5110, el sistema en la etapa 5120
cierra las válvulas 8, 9 y 11 y aplica una presión de retorno a la
cámara 320 de plasma. La presión de retorno es una medida de
presión positiva ajustada por el operario. En la etapa 5130, se
abren las válvulas 3, 5 y 7, y se devuelven los eritrocitos y el
plasma al paciente 902 a través del filtro 160 interno. Cuando el
recipiente 240 de plasma está vacío, tal como se detecta en la
etapa 5140, el sistema en la etapa 5150 cierra todas las válvulas y
finaliza el proceso de extracción.
En la figura 8, el proceso de fotoactivación de
la etapa 9000 tiene lugar cuando, tal como se detecta en la etapa
9050, el recipiente 250 de capa leucocítica se llena hasta un nivel
predeterminado. Entonces, en la etapa 9010, el sistema aplica +100
mm Hg de presión a la cámara 330 de capa leucocítica y abre las
válvulas 11 y 12. La capa leucocítica fluye desde el recipiente 250
de capa leucocítica hasta el recipiente 940 receptor a través de la
placa 190 de fotoactivación. El sistema también activa la lámpara,
que trata la capa leucocítica con energía UVA mientras fluye a
través de la placa 190 de fotoactivación. Cuando el recipiente 250
de capa leucocítica está vacío, tal como se detecta en la etapa
9020, el sistema en la etapa 9030 aplica -100 mm de Hg de presión a
la cámara 330 de capa leucocítica haciendo que la capa leucocítica
fluya desde el recipiente 940 receptor hasta el recipiente 250 de
capa leucocítica a través de la placa 190 de fotoactivación. Este
proceso se repite durante un periodo de tiempo predeterminado, cuyo
final se determina en la etapa 9040. Entonces se completa el
proceso de fotoféresis.
A continuación, la capa leucocítica tratada se
infunde nuevamente al paciente 902, proceso que se muestra, por
ejemplo, en las figuras 9A y 9B. en la etapa 10010, el sistema
aplica -100 mm Hg de presión a la cámara 330 de capa leucocítica y
a la cámara 320 de plasma, y abre las válvulas 6, 7, 11 y 12.
Entonces, la capa leucocítica fluye desde el recipiente 940
receptor, a través de la placa 190 de fotoactivación, hasta el
recipiente 250 de capa leucocítica, y fluye solución salina hacia
el recipiente 240 de plasma. Cuando el recipiente 250 de capa
leucocítica está lleno y se han recogido 100 ml de solución salina
en el recipiente 240 de plasma, tal como se detecta en la etapa
10020, el sistema en la etapa 10030 cierra las válvulas 6, 7 y 11.
Se aplica presión a la cámara 330 de capa leucocítica y la cámara
320 de plasma (+100 mm Hg). El sistema abre las válvulas 10 y 12
permitiendo que la solución salina enjuague la placa 190 de
fotoactivación. Cuando el recipiente 240 de plasma está vacío, tal
como se detecta en la etapa 10040, el sistema en la etapa 10050
cierra la válvula 10, aplica -100 mm Hg de presión a la cámara 320
de plasma, y abre las válvulas 10, 11 y 12. El fluido de enjuagado
de solución salina y la capa leucocítica fluyen hacia el recipiente
240 de plasma. Cuando el recipiente 250 de capa leucocítica está
vacío, según se detecta en la etapa 10050, el sistema en la etapa
10060 cierra las válvulas 10, 11 y 12, aplica una presión de
retorno a la cámara 320 de plasma y abre las válvulas 3, 5 y 7. La
presión de retorno es una medida de presión positiva ajustada por
el operario. La capa leucocítica tratada y el fluido de enjuagado
fluyen desde el recipiente 240 de plasma hacia el paciente 902 a
través del filtro 160 interno. Cuando el recipiente 240 de plasma
está vacío, según se detecta en la etapa 10070, la reinfusión se ha
completado.
En otra realización, la presente invención puede
utilizarse en un proceso de diálisis peritoneal. La diálisis
peritoneal utiliza la membrana peritoneal, que es el delgado tejido
que rodea a los órganos internos del abdomen, como un filtro de
diálisis. Para la preparación para la diálisis peritoneal, un
cirujano coloca un catéter de forma permanente en el abdomen. El
catéter se utiliza para administrar el fluido de dializado a la
cavidad peritoneal, y una vez que la cavidad peritoneal está llena
con el dializado, las toxinas y el exceso de agua fluyen desde la
sangre, a través de la membrana peritoneal, hacia el dializado.
Después de que los productos de desecho hayan difundido hasta el
dializado, el fluido se drena desde la cavidad a través del
catéter. La composición del dializado puede modificarse según las
necesidades individuales siendo la diferencia principal en la
fórmula del dializado la cantidad de dextrosa utilizada como agente
osmótico (por ejemplo, 1,5, 2,5, ó 4,25 g/dl). Un tipo de diálisis
peritoneal utilizado comúnmente es la diálisis peritoneal cíclica
continua ("CCPD", Continuous Cyclic Peritoneal Dialysis).
En la CCPD, una máquina denominada ciclador se
utiliza para lleva a cabo el intercambio de fluidos que tiene lugar
en casa durante la noche, mientras el paciente duerme o está en una
posición de reposo. El ciclador llena la cavidad peritoneal con
dializado y permite que permanezca allí durante un intervalo de
tiempo predeterminado antes de drenar el fluido desde la cavidad.
Esta técnica permite al paciente librarse de intercambios durante
el día. Tal como se muestra en la figura 2, los fluidos 101 de
dializado se cargan en la cámara 20 de administración/desechos de
la presente invención. Los fluidos 101 se calientan entonces hasta
la temperatura de administración, normalmente 37 grados Celsius y
se mantienen a esa temperatura bajo el control de un circuito
cerrado durante todo el procedimiento del tratamiento. En esta
aplicación, la cámara 20 flexible debe poder soportar las
temperaturas indicadas y debe incorporarse un aparato para
proporcionar el control de la temperatura en la cámara 20 flexible
y/o en la cámara 301 exterior o en sus proximidades o puede
proporcionarse el calor mediante el mismo proceso mediante el cual
se proporciona presión al interior de la cámara 301 exterior a
través del tubo 70 o mediante otro medio de transferencia bien
conocido.
Los parámetros de tratamiento del paciente (por
ejemplo, velocidad del flujo de administración, volumen, tiempo de
permanencia, número de ciclos) se programan en un procesador 100 de
información (tal como por ejemplo, un ordenador) mediante un
operario y un panel 110 de control. Al encenderse, el procesador 100
puede realizar una autocomprobación de encendido. Durante la
autocomprobación, el procesador 100 comprueba automáticamente todos
los sensores y actuadores del instrumento, tales como por ejemplo,
la celda 40 de carga y/o la válvula 80 de presión, así como lleva a
cabo la verificación interna de que el sistema electrónico y los
microprocesadores están funcionando adecuadamente. Tras completar
satisfactoriamente la autocomprobación, puede utilizarse un mensaje
"preparado para cebado" (ready to prime) como una línea de
comando en la interfaz 120 del operario. Cuando se pulsa el botón
de cebado en el panel 110 de control, el procesador 100, por
ejemplo, mediante el control de la apertura de una trampilla o
válvula 920, llena los tubos 50 de fluido con dializado 101. El
modo de cebado se detiene cuando el fluido 101 alcanza el extremo
distal del tubo 50.
Mediante una técnica aséptica habitual, el
paciente 901 se conecta al grupo de administración por medio de su
catéter 910 peritoneal. El tratamiento se inicia con un ciclo de
administración. Al iniciarse el tratamiento, la cámara 301 de
administración se presuriza para alcanzar una velocidad de flujo
igual al valor preseleccionado. La velocidad de flujo se determina,
por ejemplo, monitorizando el cambio en la masa del fluido 101 de
dializado en la cámara 20 flexible a través de la celda 40 de
carga. Cuando se ha administrado el volumen preseleccionado de
fluido 101, una trampilla 920 de administración se cierra
deteniendo el flujo de fluido al paciente. Al administrar el volumen
preseleccionado, se inicia un temporizador de cuenta atrás en el
procesador 100 para contabilizar el tiempo de permanencia
preseleccionado.
Cuando el tiempo transcurrido equivale al tiempo
de permanencia, se inicia un ciclo de drenaje. Durante el ciclo de
drenaje, se reduce la presión en la cámara 220 de desechos (con
vacío) a una presión inferior a la existente en la cavidad 901
peritoneal del paciente, haciendo que el fluido 101 se desplace
desde el paciente a la cámara 220 de desechos. La cámara 220 de
desechos está conectada mediante el tubo 50 al paciente 901 a
través del catéter 910 peritoneal. El volumen de fluido 101
recogido en la cámara 220 de desechos es mayor que el volumen
infundido, variando la diferencia (ultrafiltrado) como una función
del tiempo de permanencia y el gradiente osmótico creado por el
soluto (azúcar) añadido al dializado. La velocidad de flujo del
dializado 101 se controla variando la presión dentro de la cámara
301 para alcanzar el cambio de masa correcto (monitorizado por el
procesador 100) con el tiempo. El volumen de dializado 101 drenado
se monitoriza, por ejemplo, a través de la celda 40 de carga y se
registra.
La finalización de las fases de administración,
permanencia y drenaje constituye un ciclo. Bajo control automático,
el instrumento realiza el número preseleccionado de ciclos. Tras
finalizar la fase de drenaje del último ciclo, el procesador 100
entra en un estado de reposo que cierra todas las trampillas de
tubo y el panel de control indica que el tratamiento se ha
completado. El paciente completa el tratamiento mediante la
desconexión del tubo 50. En ese momento, puede desecharse el tubo
50 y las cámaras 20, 220 flexibles.
En otra realización, las bombas de la presente
invención pueden utilizarse para administrar cantidades controladas
de diversos fluidos biológicos, tales como productos farmacéuticos.
Por ejemplo, las bombas de la presente invención pueden producir
una mejora significativa con respecto a la inyección hipodérmica
típica en la que un bolo de un fluido biológico, tal como insulina,
se deposita en el organismo a partir de inyectores hipodérmicos
convencionales o mediante inyectores diseñados de forma especial.
En este tipo de métodos convencionales, el bolo debe absorberse
gradualmente y distribuirse por todo el organismo. Este proceso
está sometido a muchas variaciones individuales, incluyendo la
fisiología del paciente individual.
De esta manera, particularmente con fluidos
biológicos tales como la insulina, interferón, eritropoyetina,
polipéptidos funcionales, pequeñas moléculas, anticuerpos,
antígenos o agentes oncóticos, puede resultar preferible tener una
velocidad de infusión continua del fármaco durante un periodo de
tiempo prolongado (por ejemplo, 24 horas o más), en lugar de varias
inyecciones en el mismo periodo de tiempo. Asimismo, con
determinados principios activos, tales como la insulina, un
diabético puede requerir un nivel basal o tónico de insulina a lo
largo del día, pero tras las comidas puede requerir insulina
adicional para compensar los cambios fisiológicos producidos por la
comida. De esta manera, la bomba de la presente invención puede
estar dotada preferiblemente de medios para aumentar el flujo de
fluido biológico, reducir el flujo de fluido biológico, y/o imponer
una dosificación por impulsos, pudiendo controlarse preferiblemente
tales medios por parte del paciente o del profesional
sanitario.
Tal como se muestra, por ejemplo, en la figura 4,
las bombas de la presente invención pueden utilizarse en un sistema
de administración de fluido biológico. Al igual que en las
realizaciones anteriormente descritas, la cámara 20 flexible
sellada está dispuesta dentro de una cámara 30 exterior. La cámara
20 flexible está adaptada para contener fluidos biológicos para su
administración a una persona que lo necesite. Por ejemplo, el
fluido biológico puede ser insulina para su administración a un
paciente diabético. La cámara 20 flexible sellada es
preferiblemente estéril y puede precargarse con el fluido biológico
que va a bombearse o administrarse. La cámara 30 exterior de la
figura 4 rodea a la cámara 20 flexible y puede comprender una
carcasa de plástico u otra carcasa moldeada o un recipiente de otro
tipo, tal como por ejemplo, puede utilizarse para alojar un
dispositivo médico, o puede ser un cartucho de plástico moldeado.
La cámara 30 exterior puede, en una realización alternativa, estar
rodeada también por una carcasa 88. La carcasa 88 puede servir para
proteger la cámara 30 exterior y la cámara 20 interior, así como
proporcionar medios para unir la bomba a una superficie o
directamente a un paciente mediante el uso, por ejemplo, de un
recubrimiento 95 adhesivo u otro medio de unión convencional. En
una realización preferida, el revestimiento 95 adhesivo está
colocado sobre la base de la bomba y también puede servir como un
soporte para un antiséptico, un antibiótico u otro agente tópico
para reducir la posibilidad de infección o la incomodidad del
paciente.
Cada uno de la cámara 30 exterior y el
alojamiento 88 pueden estar moldeados preferiblemente formando una
pieza de un material transparente tal como poli(metacrilato
de metilo), policarbonato, polisulfona, PVC, polietileno de
densidad media a alta u otros polímeros de alto módulo trasparentes
o semitransparentes que son resistentes al calor, químicamente
inertes y preferiblemente que puedan resistir las condiciones de
esterilización. La confirmación visual del estado operativo de las
bombas de la presente invención puede facilitarse construyendo la
cámara 20 flexible, la cámara 30 exterior y la carcasa 88 opcional
de este tipo de materiales semitransparentes o transparentes. La
cámara 20 flexible puede estar dotada de un septo 76, insertado a
través de una abertura en la cámara 20 flexible, la cámara 30
exterior y la carcasa 88 opcional, unido de forma sellada con el
mismo y adaptado para ser perforado de forma que se vuelva a sellar
mediante un orificio 85 de entrada que puede comprender, por
ejemplo, una aguja y una cánula asociada, para llenar o añadir
fluido biológico a la cámara 20 flexible. Por ejemplo, puede
acoplarse una cánula al orificio 85 de entrada, siendo el extremo
interno de la aguja de suficiente longitud para perforar el septo 76
y proporcionar un paso de fluido que pueda volver a sellarse desde
el interior de la cámara 20 hasta el exterior de la bomba.
El orificio 50 de salida, que puede ser cualquier
tipo de tubo flexible o rígido (tal como los tubos médicos
habituales) u otro dispositivo de este tipo, proporciona un
conducto sellado para el flujo de fluidos hacia la cámara 20
flexible o fuera de ésta, y puede ser desechable. Este orificio 50
de salida facilita el flujo de fluidos fuera de la cámara 20
flexible y hacia el paciente al aumentarse o reducirse la presión
en la cámara 30 exterior. Mientras que el orificio 50 de salida
puede comprender una aguja integrada que facilita la inserción
directa y la unión de la bomba a un paciente en el sitio de la
bomba, el orificio 50 de salida puede comprender de forma
alternativa un medio 91 de unión para unir el orificio 50 de salida
a una cánula, un catéter, una aguja o vía i.v. convencionales, que
pueden estar insertadas en el paciente en un zona alejada de
aquella en la que está situada la bomba. Una cánula de este tipo
puede estar conectada al orificio 50 de salida en un extremo y el
otro extremo puede tener una aguja insertada directamente en el
paciente o puede unirse a otro aparato, tal como un grupo i.v.
convencional mediante un adaptador Y, de manera que la dosis
administrada desde la bomba pueda superponerse a otra forma de
dosificación. De forma alternativa, el orificio 50 de salida puede
estar conectado a una sonda nasofaríngea para administrar el fluido
biológico al tracto gastrointestinal de un paciente o conectado a un
catéter Foley para la administración del fluido biológico a la
vejiga.
La figura 4 también muestra un depósito 60 de
presión para presurizar la cámara 30 exterior, para forzar el
fluido biológico hacia fuera de la cámara 20 flexible. Un conducto
70 de transferencia, tal como por ejemplo, los tubos de calidad
convencional, tubos de PVC o tubos estériles de calidad médica
disponibles comercialmente pueden utilizarse para transferir la
presión (o vacío) desde el depósito 60 de presión hasta la cámara
30 exterior.
Tal como se ha indicado anteriormente, el
depósito 60 de presión puede regularse o limitarse de manera que se
evite la sobrepresurización de la cámara 20 flexible. Esta
regulación puede adaptarse particularmente para las propiedades del
fluido biológico que está bombeándose mediante, por ejemplo, el uso
de un ordenador.
De hecho, mientras aumenta la presión de la
cámara 30 exterior, se ejerce una presión positiva sobre la cámara
20 flexible, lo que hace que el fluido biológico se desplace desde
un zona de mayor presión (dentro de la cámara 20 flexible) hacia el
orificio 50 de salida. La presión en la cámara 30 exterior puede
controlarse por medio del depósito 60 de presión. El depósito de
presión puede ser regulable por el paciente o el profesional
sanitario, o puede fijarse en un nivel de presión específico. En la
regulación del flujo del fluido biológico hacia el paciente, puede
ser preferible reducir el flujo de fluido biológico hacia el
paciente o, de forma alternativa, proporcionar un impulso o bolo de
fluido biológico al paciente. Para reducir el flujo, puede reducirse
la presión de la cámara 30 exterior. Cuando se ejerce menos presión
sobre la cámara 20 flexible, se desplaza menos fluido desde la
cámara 20 flexible hasta el paciente. De la misma manera, para
aumentar el flujo, puede aumentarse la presión de la cámara 30
exterior.
La velocidad de administración habitual de
fármacos tales como insulina, interferón, varios polipéptidos
funcionales, pequeñas moléculas, anticuerpos, antígenos y agentes
oncóticos, que generalmente se administran a través de la piel en
el espacio subcutáneo, es relativamente mínima, por ejemplo, de
aproximadamente 5 mililitros o menos al día. Con este enfoque de
diseño, puede proporcionarse una pequeña bomba compacta que puede
administrar no sólo una administración única al día, sino también
una administración semanal o de múltiples días. Pueden
administrarse cinco mililitros al día mediante una velocidad de
flujo sólo ligeramente superior a 0,2 mililitros por hora, una
velocidad de administración bastante dentro de la capacidad de las
presentes bombas.
En una realización particular, los componentes de
la bomba pueden suministrarse en una condición estéril y
parcialmente montada.
Varias realizaciones de las bombas de la presente
invención, utilizadas para administrar un fluido biológico, pueden
tener diferentes velocidades de flujo determinadas por el tipo de
fármaco, la dosis del fármaco y el diseño específico o tamaño de la
propia bomba. Se contempla que el dispositivo parcialmente montado
comprendiese la cámara 20 flexible rodeada por la cámara 30
exterior. La cámara 20 flexible puede tener asociada a ella,
permitiendo la comunicación de fluidos de la misma, un orificio 50
de salida y un orificio 85 de entrada opcional y septo 76. En esta
realización, las bombas precargadas pueden suministrarse en forma
estéril al paciente o profesional sanitario para que monte las
combinaciones adecuadas.
Dado que la bomba de la presente invención puede
suministrar de forma continua un fluido biológico, por ejemplo,
insulina, durante el mismo periodo que hoy en día requieren muchas
inyecciones de impulsos, las ventajas de este método son fácilmente
aparentes. Además, cuando se utiliza una forma de dosificación de
impulsos en combinación con el montaje de bomba, las dosificaciones
de impulsos pueden administrarse para complementar la velocidad de
administración basal tónica de la bomba sin la necesidad de un
pinchazo adicional para cada impulso. De hecho, se contempla que
las bombas de la presente invención estén configuradas de manera
que puedan conseguirse diferentes salidas, de manera que pueda
obtenerse la velocidad de flujo deseada para cualquier fluido
biológico particular. Esto puede realizarse mediante el control del
depósito 60 de presión a través de medios 62 de control de la
presión. Los medios 62 de control pueden comprender cualquier medio
de válvulas convencional que permita a un usuario controlar de
forma precisa la presión desde el depósito de presión hasta la
cámara 30 exterior. Es posible un ajuste adicional de la velocidad
de flujo proporcionando medios para abrir o cerrar el orificio 50
de salida una vez que se haya aplicado presión a la cámara 20
flexible.
En otra realización, puede llenarse la cámara 20
flexible a través del orificio 85 de entrada mediante medios
adecuados, por ejemplo, con una aguja estéril, con el fluido
biológico adecuado para su administración a un paciente. Una vez
llena, el orificio 85 de entrada se sella preferiblemente desde la
cámara 20 flexible con el fin de garantizar que el único flujo
subsiguiente de fluidos biológicos desde la cámara 20 flexible
tiene lugar a través del orificio 50 de salida. La cámara 20
flexible puede presurizarse entonces mediante el depósito 60 de
presión. Entonces, se fuerza el fluido biológico a través del
orificio 50 de salida y a través de una cánula o aguja 87. Cuando
se observa que esté emergiendo un flujo constante de fluido desde
la aguja 87, puede insertarse entonces bajo la piel del paciente.
Mientras que la realización anterior contempla el llenado del grupo
de bombeo a través de un orificio 85 de entrada, también se
contempla que el orificio 85 de entrada pueda eliminarse y que el
fluido biológico se dispense proporcionado en forma modular. Así,
por ejemplo, el fluido biológico que va a dispensarse puede
proporcionarse dentro de la cámara 20 flexible en forma precargada
junto con un depósito 60 de presión o separado de éste, el cual
puede calibrarse previamente para producir cualquier velocidad de
flujo deseada del fluido biológico para cualquier duración
deseada.
El grupo de bombeo puede dimensionarse
preferiblemente para que se oculte fácilmente bajo la ropa y para
presentar un aspecto relativamente inocuo y que no afee para
facilitar la aceptación subjetiva del dispositivo por parte del
usuario, por ejemplo, cuando se pega directamente al usuario
mediante un recubrimiento 95 adhesivo.
En un ejemplo específico, la tecnología conocida
de bombas de tipo Kamen se compara con una realización de la
metodología de bomba de flujo continuo de la presente invención
(tal como se describe, por ejemplo, en la figura 3), en un sistema
de fotoféresis conocido (por ejemplo, el sistema UVAR® XTS^{MR}).
Se obtiene la sangre completa de una fuente de donante, se añade
anticoagulante y entonces se determina preferiblemente la
concentración y el número de leucocitos en la sangre del donante.
Entonces se divide la sangre del donante en dos alícuotas iguales.
Una de las alícuotas se bombea a la centrífuga de, por ejemplo, un
sistema UVAR® XTS^{MR} empleando la tecnología de bombas Kamen. La
otra alícuota se bombea a la centrífuga del mismo tipo del sistema,
empleando todavía una realización de la bomba continua de la
presente invención. Una vez centrifugada, la fracción de capa
leucocítica resultante de cada experimento se aísla y mide para
determinar la contaminación de eritrocitos (% de hematocrito y
número de células) y la concentración de leucocitos. También se mide
el tiempo de tratamiento (recogida) transcurrido para cada
experimento, es decir, el tiempo que lleva recoger y separar la
sangre del donante dentro del proceso de cada sistema.
Al comparar el uso de la bomba de la presente
invención con el uso de la bomba de tipo Kamen del sistema
XTS^{MR}, se determina que el uso de la bomba de la presente
invención proporciona uno o más de: una reducción del tiempo total
de tratamiento o procesamiento de la sangre del donante en el
sistema XTS^{MR}; una reducción del tiempo de irradiación de la
capa leucocítica recogida en el sistema; una aumento de la
velocidad de flujo de la sangre completa en el sistema, así como de
la capa leucocítica recogida fuera de la centrífuga del sistema
XTS^{MR}; un aumento del número total de células diana (por
ejemplo, leucocitos) recogidos o separados por leucocitos totales
contenidos en la sangre del donante (es decir, el rendimiento); un
aumento del número total de células diana recogidas por tratamiento
o por tiempo de procesamiento unitario; un aumento del número de
leucocitos totales recogidos por volumen total de sangre del
donante procesada; una reducción de la contaminación de los
leucocitos recogidos (por ejemplo, un aumento del porcentaje de
leucocitos recogidos por células totales recogidas y/o reducción
del hematocrito en porcentaje en la capa leucocítica recogida); y
una reducción del diferencial de presión y una reducción del
diferencial de velocidad de flujo dentro del
\hbox{circuito
extracorporal.}
En otro ejemplo específico, la tecnología
conocida de bombas peristálticas se compara con una realización de
la metodología de bomba de flujo continuo de la presente invención
(tal como se describe, por ejemplo, en la figura 3), en un sistema
conocido de fotoféresis (por ejemplo, el sistema UVAR®). La sangre
completa se obtiene de una fuente de donante, se le añade
anticoagulante y se mide la hemoglobina libre. Entonces, la sangre
del donante se divide en dos alícuotas iguales. Una de las
alícuotas se recircula de manera continua desde la fuente de la
alícuota a través de la bomba de un sistema UVAR® utilizando una
bomba peristáltica convencional. La otra alícuota se recircula de
forma continua desde la fuente de la alícuota a través de la bomba
del mismo tipo de sistema, empleando aún una realización de la
bomba continua de la presente invención. Cada parte se recircula a
través de la bomba aproximadamente 50 veces. Al finalizar los
ciclos de bombeo, se mide la hemoglobina libre para cada
alícuota.
Al comparar el uso de la bomba de la presente
invención con el uso de una bomba de tipo peristáltico en el
sistema UVAR®, se determinó que el uso de la bomba de la presente
invención proporciona una reducción del daño celular (eritrocitos)
(por ejemplo, una reducción de la hemólisis), así como una o más de
las mejoras encontradas en la comparación de las bombas y métodos
de la presente invención con la bomba de tipo Kamen en el sistema
UVAR® XTL^{MR}.
Claims (21)
1. Método para proporcionar un flujo uniforme y
controlado de un fluido biológico, que comprende:
proporcionar una cámara flexible sellada adaptada
para contener dicho fluido biológico, estando dispuesta dicha
cámara flexible sellada dentro de una cámara exterior, en el que
dicha cámara flexible sellada comprende una trayectoria de fluido
entre dicha cámara flexible sellada y el exterior de dicha cámara
exterior y en el que dicha cámara exterior está adaptada para
proporcionar un espacio que contiene un medio sensible a la presión
alrededor de dicha cámara flexible sellada;
proporcionar un medio que puede aumentar y
reducir de forma continua la presión de una forma uniforme y
controlada dentro de dicho espacio alrededor de dicha cámara
flexible sellada; y
cambiar la presión en dicho espacio alrededor de
dicha cámara flexible sellada, de tal manera que dicho fluido
biológico se desplace dentro o fuera de dicha cámara flexible
sellada de una manera uniforme y controlada,
en el que dicho método no daña sustancialmente
dicho fluido biológico.
2. Método según la reivindicación 1, en el que
dicho fluido biológico es sensible a la presión o el flujo.
3. Método según la reivindicación 1, en el que
dicho fluido biológico comprende sangre completa o componentes
sanguíneos.
4. Método según la reivindicación 3, en el que
dichos componentes sanguíneos comprenden leucocitos, eritrocitos o
plasma.
5. Método según la reivindicación 1, en el que
dicho fluido biológico comprende un fármaco.
6. Método según la reivindicación 5, en el que
dicho fármaco se selecciona del grupo consistente en insulina,
interferón y eritropoyetina.
7. Método según la reivindicación 1, en el que
dichos medios para aumentar o reducir de forma continua la presión
comprenden un depósito de presión o una válvula de presión.
8. Método según la reivindicación 1, que
comprende además monitorizar dicho aumento o disminución de presión
dentro de dicho espacio alrededor de dicha cámara flexible
sellada.
9. Método según la reivindicación 1, que
comprende además monitorizar las propiedades de dicho fluido
biológico desplazado dentro o fuera de dicha cámara flexible
sellada.
10. Método según la reivindicación 8 ó 9, en el
que dicha monitorización es llevada a cabo por medio de un
ordenador.
11. Método según la reivindicación 8, en el que
dicha monitorización comprende además la monitorización empleando
una celda de carga.
12. Método según la reivindicación 1, en el que
dicho medio sensible a la presión comprende aire o un fluido.
13. Método según la reivindicación 1, en el que
el contenido de dicha cámara flexible sellada es estéril.
14. Método según la reivindicación 1, en el que
dicha cámara flexible sellada contiene capa leucocítica.
15. Método según la reivindicación 1, en el que
dicha cámara flexible sellada comprende más de una trayectoria de
fluido entre dicha cámara flexible sellada y dicho exterior de
dicha cámara exterior.
16. Método según la reivindicación 1, en el que
dicha trayectoria de fluido entre dicha cámara flexible sellada y
dicho exterior de dicha cámara exterior comprende al menos una
válvula que puede controlar el flujo de fluido a través de dicha
trayectoria de fluido.
17. Método según la reivindicación 16, que
comprende además controlar dicha al menos una válvula que puede
controlar el flujo de fluido a través de dicha trayectoria de
fluido.
18. Método según la reivindicación 16, en el que
dicho control se lleva a cabo mediante un ordenador.
19. Aparato para proporcionar un flujo uniforme y
controlado de un fluido biológico, que comprende:
una cámara (30) exterior adaptada para contener
una cámara (20) flexible sellada adaptada para contener dicho
fluido (15) biológico, comprendiendo dicha cámara (20) flexible
sellada una trayectoria de fluido entre dicha cámara (20) flexible
sellada y el exterior de dicha cámara exterior,
dicha cámara (30) exterior está adaptada para
proporcionar un espacio que contiene un medio sensible a la presión
alrededor de dicha cámara (20) flexible sellada,
en el que el aparato se caracteriza
porque
se proporcionan medios que aumentan y disminuyen
la presión de una forma uniforme y controlada dentro de dicho
espacio alrededor de dicha cámara flexible sellada, de tal manera
que dicho fluido biológico es desplazado dentro o fuera de dicha
cámara flexible.
20. Aparato según la reivindicación 19, en el que
dichos medios para aumentar o disminuir la presión comprenden un
depósito de presión o una válvula de presión.
21. Aparato según la reivindicación 19, en el que
dicha cámara (20) flexible sellada comprende más de una trayectoria
de fluido entre dicha cámara flexible sellada y dicho exterior de
dicha cámara exterior.
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US389463 | 1999-09-03 | ||
| US09/389,463 US6495366B1 (en) | 1999-09-03 | 1999-09-03 | Uninterrupted flow pump apparatus and method |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| ES2251404T3 true ES2251404T3 (es) | 2006-05-01 |
Family
ID=23538370
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| ES00959340T Expired - Lifetime ES2251404T3 (es) | 1999-09-03 | 2000-08-24 | Metodo y aparato de bombeo de flujo ininterrumpido. |
Country Status (10)
| Country | Link |
|---|---|
| US (3) | US6495366B1 (es) |
| EP (1) | EP1251893B1 (es) |
| JP (1) | JP2003524474A (es) |
| AT (1) | ATE306954T1 (es) |
| AU (1) | AU7067800A (es) |
| BR (1) | BR0014165B1 (es) |
| CA (1) | CA2385135C (es) |
| DE (1) | DE60023352T2 (es) |
| ES (1) | ES2251404T3 (es) |
| WO (1) | WO2001017588A1 (es) |
Families Citing this family (69)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| AU752985B2 (en) | 1997-01-31 | 2002-10-03 | Xy, Llc. | Optical apparatus |
| US6149867A (en) | 1997-12-31 | 2000-11-21 | Xy, Inc. | Sheath fluids and collection systems for sex-specific cytometer sorting of sperm |
| US6949079B1 (en) * | 1999-09-03 | 2005-09-27 | Baxter International Inc. | Programmable, fluid pressure actuated blood processing systems and methods |
| US6481980B1 (en) | 1999-09-03 | 2002-11-19 | Baxter International Inc. | Fluid flow cassette with pressure actuated pump and valve stations |
| US6723062B1 (en) | 1999-09-03 | 2004-04-20 | Baxter International Inc. | Fluid pressure actuated blood pumping systems and methods with continuous inflow and pulsatile outflow conditions |
| US6495366B1 (en) | 1999-09-03 | 2002-12-17 | Therakos, Inc. | Uninterrupted flow pump apparatus and method |
| US8722422B2 (en) * | 1999-09-03 | 2014-05-13 | Therakos, Inc. | Uninterrupted flow pump apparatus and method |
| US7208265B1 (en) | 1999-11-24 | 2007-04-24 | Xy, Inc. | Method of cryopreserving selected sperm cells |
| DK2258172T3 (en) | 2000-05-09 | 2017-08-07 | Xy Llc | Flow cytometer for differentiation of X-chromosome-bearing and Y-chromosome-bearing populations of spermatozoa |
| US7713687B2 (en) | 2000-11-29 | 2010-05-11 | Xy, Inc. | System to separate frozen-thawed spermatozoa into x-chromosome bearing and y-chromosome bearing populations |
| WO2002043574A2 (en) | 2000-11-29 | 2002-06-06 | Xy, Inc. | System to separate frozen-thawed spermatozoa into x-chromosome bearing and y-chromosome bearing populations |
| US7011742B2 (en) * | 2001-09-14 | 2006-03-14 | Zymequest, Inc. | Blood product transfer system |
| DE10149809C1 (de) * | 2001-10-09 | 2003-05-22 | Fresenius Medical Care De Gmbh | Vorrichtung zur Entnahme einer Flüssigkeitsprobe aus einem Flüssigkeitssystem einer Blutbehandlungsvorrichtung und Verfahren zur Analyse einer Probe aus einem Flüssigkeitssystem einer Blutbehandlungsvorrichtung |
| US7241272B2 (en) | 2001-11-13 | 2007-07-10 | Baxter International Inc. | Method and composition for removing uremic toxins in dialysis processes |
| BR0214571A (pt) | 2001-11-29 | 2006-05-30 | Therakos Inc | métodos para pré-tratar um indivìduo com fotoférese extracorporal e/ou células apoptóticas |
| US7186230B2 (en) | 2002-03-04 | 2007-03-06 | Therakos, Inc | Method and apparatus for the continuous separation of biological fluids into components |
| US7479123B2 (en) * | 2002-03-04 | 2009-01-20 | Therakos, Inc. | Method for collecting a desired blood component and performing a photopheresis treatment |
| US20040127840A1 (en) * | 2002-03-04 | 2004-07-01 | Steve Gara | Blood separation apparatus and method of using the same |
| US7211037B2 (en) | 2002-03-04 | 2007-05-01 | Therakos, Inc. | Apparatus for the continuous separation of biological fluids into components and method of using same |
| MXPA05000816A (es) | 2002-07-19 | 2005-04-28 | Baxter Int | Sistemas y metodos para realizar dialisis peritoneal. |
| US8486618B2 (en) | 2002-08-01 | 2013-07-16 | Xy, Llc | Heterogeneous inseminate system |
| CA2532376C (en) | 2002-08-01 | 2015-05-12 | Colorado State University Research Foundation | Low pressure sperm cell separation system |
| MXPA05001654A (es) | 2002-08-15 | 2005-10-18 | Xy Inc | Citometro de flujo de alta resolucion. |
| US7169548B2 (en) | 2002-09-13 | 2007-01-30 | Xy, Inc. | Sperm cell processing and preservation systems |
| US6846161B2 (en) * | 2002-10-24 | 2005-01-25 | Baxter International Inc. | Blood component processing systems and methods using fluid-actuated pumping elements that are integrity tested prior to use |
| US7201870B2 (en) | 2003-01-14 | 2007-04-10 | Medtronic, Inc. | Active air removal system operating modes of an extracorporeal blood circuit |
| US7204958B2 (en) | 2003-01-14 | 2007-04-17 | Medtronic, Inc. | Extracorporeal blood circuit air removal system and method |
| US7335334B2 (en) | 2003-01-14 | 2008-02-26 | Medtronic, Inc. | Active air removal from an extracorporeal blood circuit |
| CA3074799C (en) | 2003-03-28 | 2022-12-06 | Inguran, Llc | Apparatus, methods and processes for sorting particles and for providing sex-sorted animal sperm |
| CA2523267C (en) | 2003-04-23 | 2013-09-03 | Biovalve Technologies, Inc. | Hydraulically actuated pump for long duration medicament administration |
| US20060263829A1 (en) | 2003-05-15 | 2006-11-23 | Evans Kenneth M | Efficient haploid cell sorting flow cytometer systems |
| US7776006B2 (en) | 2003-11-05 | 2010-08-17 | Baxter International Inc. | Medical fluid pumping system having real time volume determination |
| US8038639B2 (en) | 2004-11-04 | 2011-10-18 | Baxter International Inc. | Medical fluid system with flexible sheeting disposable unit |
| 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 |
| US7892725B2 (en) | 2004-03-29 | 2011-02-22 | Inguran, Llc | Process for storing a sperm dispersion |
| US9089636B2 (en) | 2004-07-02 | 2015-07-28 | Valeritas, Inc. | Methods and devices for delivering GLP-1 and uses thereof |
| CA2574499C (en) | 2004-07-22 | 2016-11-29 | Monsanto Technology Llc | Process for enriching a population of sperm cells |
| US20060118167A1 (en) * | 2004-12-03 | 2006-06-08 | Xy, Inc. | Pressure regulated continuously variable volume container for fluid delivery |
| US8846767B2 (en) | 2005-04-07 | 2014-09-30 | Cdh Bioscience, Inc. | Flow path conditioner system |
| US7534099B2 (en) | 2005-09-30 | 2009-05-19 | Covidien Ag | Aliquot correction for feeding set degradation |
| US20070088269A1 (en) * | 2005-09-30 | 2007-04-19 | Sherwood Services Ag | Medical pump with lockout system |
| US20070215639A1 (en) * | 2006-02-15 | 2007-09-20 | Roberts Benjamin R | Method and Apparatus for Dispensing Liquid with Precise Control |
| US10010686B2 (en) * | 2006-02-27 | 2018-07-03 | Ivenix, Inc. | Fluid control system and disposable assembly |
| KR101361376B1 (ko) | 2006-03-30 | 2014-02-10 | 발레리타스 인코포레이티드 | 복합-카트리지 유체 전달 장치 |
| US20070251585A1 (en) * | 2006-04-28 | 2007-11-01 | David Paul Edwards | Fluid distribution system |
| US20080108954A1 (en) * | 2006-11-02 | 2008-05-08 | Jean-Marie Mathias | Flow Controllers |
| US20080108955A1 (en) * | 2006-11-02 | 2008-05-08 | Blickhan Bryan J | Flow Controllers |
| US8057423B2 (en) | 2007-07-05 | 2011-11-15 | Baxter International Inc. | Dialysis system having disposable cassette |
| US8119688B2 (en) * | 2007-09-19 | 2012-02-21 | Xy, Llc | Differential evaporation potentiated disinfectant system |
| US20100249166A1 (en) | 2007-09-19 | 2010-09-30 | Xy, Inc. | Differential evaporation potentiated disinfectant system |
| US8114276B2 (en) | 2007-10-24 | 2012-02-14 | Baxter International Inc. | Personal hemodialysis system |
| US9415150B2 (en) | 2007-11-09 | 2016-08-16 | Baxter Healthcare S.A. | Balanced flow dialysis machine |
| US7931804B2 (en) * | 2008-05-19 | 2011-04-26 | Schroeder, Inc. | Filter assembly for frying oil or other liquids and an associated valve assembly |
| US9020827B2 (en) | 2009-10-16 | 2015-04-28 | Baxter International Inc. | Peritoneal dialysis optimized using a patient hand-held scanning device |
| US9861733B2 (en) | 2012-03-23 | 2018-01-09 | Nxstage Medical Inc. | Peritoneal dialysis systems, devices, and methods |
| JP6049685B2 (ja) | 2011-03-23 | 2016-12-21 | ネクステージ メディカル インコーポレイテッド | 腹膜透析使い捨てユニット、コントローラ、腹膜透析システム |
| US9540259B2 (en) | 2011-08-25 | 2017-01-10 | Electrolytic Ozone, Inc. | Apparatus for producing and delivering ozonated water |
| US9399093B2 (en) | 2012-01-27 | 2016-07-26 | Fenwal, Inc. | Systems and methods for performing online extracorporeal photopheresis |
| US20180045375A1 (en) * | 2016-08-10 | 2018-02-15 | Honeywell International Inc. | Smart solenoid control system |
| GB2553519B (en) | 2016-09-02 | 2019-12-18 | Fluidic Analytics Ltd | Improvements in or relating to a fluid flow controller for microfluidic devices |
| GB201615472D0 (en) | 2016-09-12 | 2016-10-26 | Fluidic Analytics Ltd | Improvements in or relating to a reagent cartridge |
| JP7414529B2 (ja) | 2017-06-07 | 2024-01-16 | シファメド・ホールディングス・エルエルシー | 血管内流体移動デバイス、システム、および使用方法 |
| WO2019094963A1 (en) | 2017-11-13 | 2019-05-16 | Shifamed Holdings, Llc | Intravascular fluid movement devices, systems, and methods of use |
| US10722631B2 (en) | 2018-02-01 | 2020-07-28 | Shifamed Holdings, Llc | Intravascular blood pumps and methods of use and manufacture |
| CA3092575A1 (en) | 2018-02-28 | 2019-09-06 | Nxstage Medical, Inc. | Fluid preparation and treatment devices, methods, and systems |
| WO2021011473A1 (en) | 2019-07-12 | 2021-01-21 | Shifamed Holdings, Llc | Intravascular blood pumps and methods of manufacture and use |
| US11654275B2 (en) | 2019-07-22 | 2023-05-23 | Shifamed Holdings, Llc | Intravascular blood pumps with struts and methods of use and manufacture |
| US11724089B2 (en) | 2019-09-25 | 2023-08-15 | Shifamed Holdings, Llc | Intravascular blood pump systems and methods of use and control thereof |
Family Cites Families (139)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3756459A (en) | 1971-01-12 | 1973-09-04 | Damon Corp | Method and apparatus for metering fluid utilizing pressure differentials |
| US4043332A (en) | 1975-05-14 | 1977-08-23 | Nathan Blumberg | Constant flow rate liquid medicament administering device |
| US4041944A (en) * | 1975-07-21 | 1977-08-16 | Rhodes William A | Body fluid transfusion and displacement apparatus and method |
| US4048994A (en) | 1976-08-24 | 1977-09-20 | Lo Liu Ying P | Self-inflating liquid container for keeping I.V. fluid or blood plasma |
| US4196281A (en) | 1976-10-20 | 1980-04-01 | Regents Of The University Of California | Psoralens |
| DE2652026C2 (de) * | 1976-11-15 | 1983-01-05 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Gerät zur Infusion von Flüssigkeiten |
| GB1537444A (en) | 1977-06-28 | 1978-12-29 | Nycotron As | Apparatus for regulating and monitoring dialysis of blood in a dialyzer |
| IT1088554B (it) | 1977-11-17 | 1985-06-10 | F I D I A Spa | Procedimento sellettivo per la preparazione di derivati della 7-indrossi cumarina |
| US4227420A (en) | 1979-06-11 | 1980-10-14 | Baxter Travenol Laboratories, Inc. | Pressure coupling mechanism in a pressure monitoring assembly |
| US4398906A (en) | 1979-12-11 | 1983-08-16 | Frederic A. Bourke, Jr. | Method for externally treating the blood |
| US4428744A (en) | 1979-12-11 | 1984-01-31 | Frederic A. Bourke, Jr. | Method and system for externally treating the blood |
| US4321919A (en) | 1979-12-11 | 1982-03-30 | Leukocyte Research, Inc. | Method and system for externally treating human blood |
| US4332246A (en) | 1980-06-30 | 1982-06-01 | Staodynamics, Inc. | Positive displacement intravenous infusion pump device and method |
| US4600401A (en) | 1981-04-15 | 1986-07-15 | Baxter Travenol Laboratories | Fluid flow control system |
| US4430078A (en) | 1981-04-24 | 1984-02-07 | Sprague Leland L | Blood infusion pump |
| US4464166A (en) | 1981-06-12 | 1984-08-07 | Frederic A. Bourke, Jr. | Method for externally treating the blood |
| US4612007A (en) | 1981-06-16 | 1986-09-16 | Edelson Richard Leslie | Method and system for externally treating the blood |
| FR2521999B1 (fr) | 1982-02-25 | 1984-05-25 | Inst Nat Sante Rech Med | Pyrido (3',4' : 4,5) furo (3,2-g) coumarines ou pyrido (3,4-h) psoralenes, obtention, applications en cosmetologie et a titre de medicaments, et compositions cosmetiques et pharmaceutiques les contenant |
| FR2521998B1 (fr) | 1982-02-25 | 1985-10-25 | Inst Nat Sante Rech Med | Pyrido (3,4-c) psoralenes, obtention, applications en cosmetologie et a titre de medicaments et compositions cosmetiques et pharmaceutiques les contenant |
| IT1210859B (it) * | 1982-03-01 | 1989-09-29 | Ausonia Farma Srl | Composto chemioterapico, procedimento per la sua preparazione e relative composizioni farmaceutiche. |
| DE3374660D1 (en) | 1982-03-10 | 1988-01-07 | Toyoda Chuo Kenkyusho Kk | Blood purification apparatus |
| DE3218561C2 (de) | 1982-05-17 | 1988-08-18 | Günter H. Dr.-Ing. 8035 Gauting Marx | Gerät zur Aufnahme und Reinfusion von Blut |
| US4684521A (en) | 1982-12-08 | 1987-08-04 | Frederic A. Bourke, Jr. | Method and system for externally treating the blood |
| US4613322A (en) | 1982-12-08 | 1986-09-23 | Edelson Richard Leslie | Method and system for externally treating the blood |
| US4619652A (en) | 1982-12-23 | 1986-10-28 | Alza Corporation | Dosage form for use in a body mounted pump |
| US4683889A (en) | 1983-03-29 | 1987-08-04 | Frederic A. Bourke, Jr. | Method and system for externally treating the blood |
| US5176921A (en) | 1983-05-02 | 1993-01-05 | Diamond Scientific Co. | Method of blood component decontamination by glucose addition |
| US4727027A (en) | 1983-05-02 | 1988-02-23 | Diamond Scientific Co. | Photochemical decontamination treatment of whole blood or blood components |
| US4748120A (en) | 1983-05-02 | 1988-05-31 | Diamond Scientific Co. | Photochemical decontamination treatment of whole blood or blood components |
| US4693981A (en) | 1983-12-20 | 1987-09-15 | Advanced Genetics Research Institute | Preparation of inactivated viral vaccines |
| US4586920A (en) | 1984-07-09 | 1986-05-06 | Peabody Alan M | Continuous flow peritoneal dialysis system and method |
| US4657160A (en) | 1984-09-13 | 1987-04-14 | Andy Woods | Pressure infusion control |
| US4573961A (en) | 1984-10-29 | 1986-03-04 | Extracorporeal Medical Specialties, Inc. | Electronic control methods for puvapheresis apparatus |
| US4708715A (en) | 1984-10-29 | 1987-11-24 | Mcneilab, Inc. | Light array assembly for photoactivation patient treatment system |
| US4573962A (en) | 1984-10-29 | 1986-03-04 | Extracorporeal Medical Specialties, Inc. | Cassette drawer assembly for photoactivation patient treatment system |
| US4643710A (en) | 1984-10-29 | 1987-02-17 | Mcneilab, Inc. | Valve apparatus for photoactivation patient treatment system |
| US4623328A (en) | 1984-10-29 | 1986-11-18 | Mcneilab, Inc. | Pump monitor for photoactivation patient treatment system |
| US4578056A (en) | 1984-10-29 | 1986-03-25 | Extracorporeal Medical Specialties, Inc. | Patient photopheresis treatment apparatus and method |
| US4737140A (en) | 1984-10-29 | 1988-04-12 | Mcneilab, Inc. | Irradiation chamber for photoactivation patient treatment system |
| US4692138A (en) | 1984-10-29 | 1987-09-08 | Mcneilab, Inc. | Pump block for interfacing irradiation chamber to photoactivation patient treatment system |
| US4687464A (en) | 1984-10-29 | 1987-08-18 | Mcneilab, Inc. | Zero insertion force socket for photoactivation patient treatment system |
| US4596547A (en) | 1984-10-29 | 1986-06-24 | Mcneilab, Inc. | Valve apparatus for photoactivation patient treatment system |
| US4568328A (en) | 1984-10-29 | 1986-02-04 | Extracorporeal Medical Specialties, Inc. | Automated photophoresis blood portion control methods and apparatus |
| US4573960A (en) | 1984-10-29 | 1986-03-04 | Extracorporeal Medical Specialties, Inc. | Three phase irradiation treatment process |
| US4681568A (en) | 1984-10-29 | 1987-07-21 | Mcneilab, Inc. | Valve apparatus for photoactivation patient treatment system |
| US4705498A (en) | 1984-10-29 | 1987-11-10 | Mcneilab, Inc. | Disposable temperature probe for photoactivation patient treatment system |
| JPS61119271A (ja) | 1984-11-13 | 1986-06-06 | 鐘淵化学工業株式会社 | 血液成分処理回路及び血液成分処理方法 |
| US4666430A (en) | 1984-12-05 | 1987-05-19 | I-Flow Corporation | Infusion pump |
| USD299953S (en) | 1986-02-27 | 1989-02-21 | Mcneilab, Inc. | Control panel for a patient photophoresis treatment unit |
| USD298567S (en) | 1986-02-27 | 1988-11-15 | Mcneilab, Inc. | Flexible patient fluid container |
| USD299531S (en) | 1986-02-27 | 1989-01-24 | Mcneilab, Inc. | Patient photopheresis treatment unit |
| USD298279S (en) | 1986-02-27 | 1988-10-25 | Mcneilab, Inc. | Disposable patient fluid irradiation chamber |
| US4897789A (en) | 1986-02-27 | 1990-01-30 | Mcneilab, Inc. | Electronic device for authenticating and verifying disposable elements |
| US5088515A (en) | 1989-05-01 | 1992-02-18 | Kamen Dean L | Valve system with removable fluid interface |
| US4778451A (en) | 1986-03-04 | 1988-10-18 | Kamen Dean L | Flow control system using boyle's law |
| US4826482A (en) | 1986-03-04 | 1989-05-02 | Kamen Dean L | Enhanced pressure measurement flow control system |
| US5401342A (en) | 1986-03-04 | 1995-03-28 | Deka Products Limited Partnership | Process and energy director for ultrasonic welding and joint produced thereby |
| US5178182A (en) | 1986-03-04 | 1993-01-12 | Deka Products Limited Partnership | Valve system with removable fluid interface |
| US5193990A (en) | 1986-03-04 | 1993-03-16 | Deka Products Limited Partnership | Fluid management system with auxiliary dispensing chamber |
| US4976162A (en) | 1987-09-03 | 1990-12-11 | Kamen Dean L | Enhanced pressure measurement flow control system |
| US4726949A (en) | 1986-08-26 | 1988-02-23 | Baxter Travenol Laboratories, Inc. | Irradiation of blood products |
| US4866282A (en) | 1986-08-26 | 1989-09-12 | Baxter International Inc. | Irradiation of blood products |
| US4952812A (en) | 1986-08-26 | 1990-08-28 | Baxter International Inc. | Irradiation of blood products |
| US4923449A (en) * | 1986-11-19 | 1990-05-08 | Kabushiki Kaisha Tiyoda Seisakusho | Apparatus for collecting constant amounts of blood from individual donors |
| US4838852A (en) | 1987-03-27 | 1989-06-13 | Therakos, Inc. | Active specific immune suppression |
| ES2004595A6 (es) | 1987-04-09 | 1989-01-16 | Ruano Marco Miguel | Bomba volumetrica para perfusion parenteral |
| DE3852716T2 (de) | 1987-05-01 | 1995-06-01 | Fuji Photo Film Co Ltd | Mess-Mischeinrichtung für Flüssigkeiten und Pulver. |
| US4878891A (en) | 1987-06-25 | 1989-11-07 | Baylor Research Foundation | Method for eradicating infectious biological contaminants in body tissues |
| US4976707A (en) | 1988-05-04 | 1990-12-11 | Sherwood Medical Company | Fluid collection, storage and infusion apparatus |
| US5013303A (en) | 1988-11-03 | 1991-05-07 | Yehuda Tamari | Constant pressure infusion device |
| US4960408A (en) | 1989-01-10 | 1990-10-02 | Klainer Albert S | Treatment methods and vaccines for stimulating an immunological response against retroviruses |
| US5356929A (en) | 1989-01-23 | 1994-10-18 | Lehigh University | Reduced and quaternized psoralens as photo-activated therapeutics |
| US5216176A (en) | 1989-01-23 | 1993-06-01 | Lehigh University | 7-alkoxycoumarins, dihydropsoralens, and benzodipyranones as photo-activated therapeutic agents and inhibitors of epidermal growth factor |
| US4921473A (en) | 1989-02-02 | 1990-05-01 | Therakos, Inc. | Multicomponent fluid separation and irradiation system |
| US4999375A (en) | 1989-04-11 | 1991-03-12 | Hoffmann-La Roche Inc. | Psoralen reagent compositions for extracorporeal treatment of blood |
| US5150705A (en) | 1989-07-12 | 1992-09-29 | Stinson Randy L | Apparatus and method for irradiating cells |
| MY108087A (en) | 1989-07-12 | 1996-08-15 | Randy L Stinson | Apparatus and method for irradiating cells. |
| US5147289A (en) | 1990-03-29 | 1992-09-15 | Therakos, Inc | Non-specific immune system enhancement |
| US5383847A (en) | 1990-03-29 | 1995-01-24 | Therakos, Inc. | Non-specific immune system enhancement |
| WO1991015253A2 (en) | 1990-03-30 | 1991-10-17 | Baxter International Inc. | Multiple fluid source isolation, metering and alarm system and method |
| US5106374A (en) | 1990-05-08 | 1992-04-21 | Abbott Laboratories | Ambulatory infusion device |
| SE9001890L (sv) | 1990-05-25 | 1991-11-26 | Gambro Ab | System foer styrning av en medicinsk behandling, tex dialys |
| US5417346A (en) | 1990-09-17 | 1995-05-23 | Applied Chemical Solutions | Process and apparatus for electronic control of the transfer and delivery of high purity chemicals |
| US5090963A (en) | 1990-10-19 | 1992-02-25 | Product Development (Z.G.S.) Ltd. | Electrochemically driven metering medicament dispenser |
| US5163909A (en) * | 1991-01-28 | 1992-11-17 | Alan E. Jordan | Medical fluid delivery system |
| CA2089005C (en) | 1991-06-21 | 1999-01-19 | John Chapman | Method for inactivating pathogens in a body fluid |
| US5211849B1 (en) | 1991-10-11 | 1997-05-27 | Childrens Hosp Medical Center | Hemofiltration system and method |
| DE4136826A1 (de) | 1991-11-08 | 1993-05-13 | Pfeiffer Erich Gmbh & Co Kg | Austragvorrichtung fuer medien |
| US5330420A (en) | 1992-01-13 | 1994-07-19 | Therakos, Inc. | Hemolysis detector |
| IL104530A0 (en) | 1992-01-27 | 1993-05-13 | Cryopharm Corp | Method of inactivation of viral and bacterial blood contaminants |
| US5288605A (en) | 1992-03-02 | 1994-02-22 | Steritech, Inc. | Methods for inactivating bacteria in blood preparations with 8-methoxypsoralen |
| US5459030A (en) | 1992-03-02 | 1995-10-17 | Steritech, Inc. | Synthetic media compositions for inactivating bacteria and viruses in blood preparations with 8-methoxypsoralen |
| PT653911E (pt) | 1992-08-07 | 2000-10-31 | Cerus Corp | Processo para a inactivacao de bacterias em preparacoes a base de sangue com 8-metoxiipsoraleno |
| US5378227A (en) | 1992-08-11 | 1995-01-03 | Cobe Laboratories, Inc. | Biological/pharmaceutical method and apparatus for collecting and mixing fluids |
| US5411482A (en) | 1992-11-02 | 1995-05-02 | Infusion Technologies Corporation | Valve system and method for control of an infusion pump |
| US5651993A (en) | 1992-11-18 | 1997-07-29 | Yale University | Specific immune system modulation |
| US5820872A (en) | 1992-11-18 | 1998-10-13 | Yale University | Methods and compositions for improving the effectiveness of X-irradiation therapy for the treatment of an internal solid tumor |
| CA2083555A1 (en) * | 1992-11-23 | 1994-05-24 | David H. Laing | Portable infusion device |
| US5308309A (en) | 1992-12-23 | 1994-05-03 | Therakos, Inc. | Securing system for centrifuge chamber |
| US5910252A (en) | 1993-02-12 | 1999-06-08 | Cobe Laboratories, Inc. | Technique for extracorporeal treatment of blood |
| US5540808A (en) | 1993-02-24 | 1996-07-30 | Deka Products Limited Partnership | Energy director for ultrasonic welding and joint produced thereby |
| DE69425966T2 (de) | 1993-04-27 | 2001-03-29 | Haemonetics Corp | Apheresisgerät |
| DE69318988T2 (de) | 1993-06-01 | 1999-01-28 | Guignard Mireille | Vorrichtung zur einbringung einer flüssigkeit unter einem bestimmten druck in eine körperhöhle eines menschen oder tieres |
| US5578005A (en) | 1993-08-06 | 1996-11-26 | River Medical, Inc. | Apparatus and methods for multiple fluid infusion |
| SE9303319D0 (sv) | 1993-10-11 | 1993-10-11 | Gambro Ab | Sätt att beräkna och/eller styra flöder under en viss tidsperiod genom en peristaltisk pump samt en monitor anpassad för utövning av detta sätt |
| DE69432582T2 (de) | 1993-10-28 | 2003-11-27 | Medrad Inc | System zur Administration von Flüssigkeiten bei mehreren Patienten |
| US5853397A (en) | 1993-12-13 | 1998-12-29 | Migada, Inc. | Medical infusion apparatus including safety valve |
| US5459322A (en) | 1993-12-14 | 1995-10-17 | Therakos, Inc. | Ultraviolet light chamber |
| US5569928A (en) | 1993-12-14 | 1996-10-29 | Therakos, Inc | Photoactivation light array |
| US6319662B1 (en) * | 1993-12-17 | 2001-11-20 | Baxter International Inc. | Method and apparatus for removing viral contaminants from a body fluid |
| US5746708A (en) | 1993-12-22 | 1998-05-05 | Baxter International Inc. | Peristaltic pump tube holder with pump tube shield and cover |
| US5417289A (en) * | 1993-12-30 | 1995-05-23 | Carisella; James V. | Inflatable packer device including limited initial travel means and method |
| SE502020C2 (sv) | 1994-02-03 | 1995-07-17 | Gambro Ab | Apparat för peritonealdialys |
| SE513524C2 (sv) | 1994-02-18 | 2000-09-25 | Gambro Med Tech Ab | System jämte förfarande för beräkning och/eller övervakning av ett vätskeflöde i en dialysapparat |
| US5733253A (en) * | 1994-10-13 | 1998-03-31 | Transfusion Technologies Corporation | Fluid separation system |
| US5681284A (en) * | 1994-10-31 | 1997-10-28 | Glenn Herskowitz | Infusion pump with tube spike holder |
| US5533978A (en) | 1994-11-07 | 1996-07-09 | Teirstein; Paul S. | Method and apparatus for uninterrupted delivery of radiographic dye |
| US5873853A (en) | 1995-05-23 | 1999-02-23 | Baxter International Inc. | Portable pump apparatus for continuous ambulatory peritoneal dialysis and a method for providing same |
| US5700245A (en) | 1995-07-13 | 1997-12-23 | Winfield Medical | Apparatus for the generation of gas pressure for controlled fluid delivery |
| US5800383A (en) | 1996-07-17 | 1998-09-01 | Aquarius Medical Corporation | Fluid management system for arthroscopic surgery |
| US5938634A (en) * | 1995-09-08 | 1999-08-17 | Baxter International Inc. | Peritoneal dialysis system with variable pressure drive |
| US5690396A (en) | 1996-02-20 | 1997-11-25 | General Motors Corporation | Proportional fluid pressure regulation system |
| ES2251020T3 (es) | 1996-03-29 | 2006-04-16 | Therakos, Inc. | Tratamiento por fotoferesis de infecciones por hcv cronicas. |
| DE69733826T2 (de) | 1996-03-29 | 2006-05-24 | Therakos, Inc. | Behandlung von leukocyten durch photopheresis |
| JP2000508317A (ja) | 1996-04-09 | 2000-07-04 | セラコス・インコーポレイテッド | 体液からプソラレンを除去する方法 |
| US5894273A (en) | 1996-08-26 | 1999-04-13 | Fairway Medical Technologies, Inc. | Centrifugal blood pump driver apparatus |
| US5814009A (en) | 1996-10-11 | 1998-09-29 | Cabot Technology Corporation | Fluid management system and replaceable tubing assembly therefor |
| DE69737219T2 (de) | 1996-11-22 | 2007-11-08 | Therakos, Inc. | Apparat mit Rührvorrichtung zur Bestrahlung eines Blutproduktes |
| EP0952858B1 (en) | 1996-11-22 | 2005-01-12 | Therakos, Inc. | Integrated cassette for valving, pumping and controlling movement of fluids |
| US5921951A (en) | 1996-11-22 | 1999-07-13 | Therakos, Inc. | Apparatus for pumping fluid at a steady flow rate |
| US5791370A (en) | 1996-12-03 | 1998-08-11 | Harland; Robert P. | Apparatus for supplying and continuously circulating fluid |
| US5830181A (en) | 1997-02-07 | 1998-11-03 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Perfusion catheter with high flow distal tip |
| SE9700495D0 (sv) * | 1997-02-12 | 1997-02-12 | Omega Medicinteknik Ab | Metod och rundpåsesystem samt centrifug för behandling av blod |
| US5785681A (en) | 1997-02-25 | 1998-07-28 | Minimed Inc. | Flow rate controller for a medication infusion pump |
| SE9701423D0 (sv) * | 1997-04-16 | 1997-04-16 | Omega Medicinteknik Ab | Behållarset och anordning för blodseparation |
| KR100541784B1 (ko) * | 1997-07-10 | 2006-01-10 | 테라코스, 인크. | 염증성 장 및 방광 질환을 치료하기 위한 치료제를 제조하는 방법 |
| US6036857A (en) * | 1998-02-20 | 2000-03-14 | Florida State University Research Foundation, Inc. | Apparatus for continuous magnetic separation of components from a mixture |
| JP2000316970A (ja) * | 1999-05-10 | 2000-11-21 | Medicos Hirata:Kk | 自動制御式ポータブル点滴装置 |
| US6495366B1 (en) | 1999-09-03 | 2002-12-17 | Therakos, Inc. | Uninterrupted flow pump apparatus and method |
-
1999
- 1999-09-03 US US09/389,463 patent/US6495366B1/en not_active Expired - Lifetime
-
2000
- 2000-08-24 ES ES00959340T patent/ES2251404T3/es not_active Expired - Lifetime
- 2000-08-24 BR BRPI0014165-8A patent/BR0014165B1/pt not_active IP Right Cessation
- 2000-08-24 EP EP00959340A patent/EP1251893B1/en not_active Expired - Lifetime
- 2000-08-24 JP JP2001521374A patent/JP2003524474A/ja not_active Withdrawn
- 2000-08-24 AU AU70678/00A patent/AU7067800A/en not_active Abandoned
- 2000-08-24 DE DE60023352T patent/DE60023352T2/de not_active Expired - Lifetime
- 2000-08-24 AT AT00959340T patent/ATE306954T1/de active
- 2000-08-24 CA CA002385135A patent/CA2385135C/en not_active Expired - Lifetime
- 2000-08-24 WO PCT/US2000/023198 patent/WO2001017588A1/en active IP Right Grant
-
2002
- 2002-11-08 US US10/290,411 patent/US7534616B2/en not_active Expired - Fee Related
-
2009
- 2009-04-21 US US12/427,150 patent/US8153083B2/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US20030065284A1 (en) | 2003-04-03 |
| BR0014165A (pt) | 2004-03-09 |
| WO2001017588A1 (en) | 2001-03-15 |
| BR0014165B1 (pt) | 2009-01-13 |
| US7534616B2 (en) | 2009-05-19 |
| AU7067800A (en) | 2001-04-10 |
| ATE306954T1 (de) | 2005-11-15 |
| CA2385135C (en) | 2008-02-19 |
| US6495366B1 (en) | 2002-12-17 |
| EP1251893B1 (en) | 2005-10-19 |
| CA2385135A1 (en) | 2001-03-15 |
| JP2003524474A (ja) | 2003-08-19 |
| DE60023352D1 (de) | 2005-11-24 |
| EP1251893A1 (en) | 2002-10-30 |
| DE60023352T2 (de) | 2006-07-27 |
| US20090209898A1 (en) | 2009-08-20 |
| US8153083B2 (en) | 2012-04-10 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| ES2251404T3 (es) | Metodo y aparato de bombeo de flujo ininterrumpido. | |
| JP3677045B2 (ja) | タイダル振動パルス腹膜透析のための装置 | |
| ES2559667T3 (es) | Aparato para ultrafiltración que comprende una larga cánula venosa de acceso periférico para extracción de sangre | |
| US4511353A (en) | Intravenous system for delivering a beneficial agent | |
| US4424056A (en) | Parenteral administration | |
| US4552555A (en) | System for intravenous delivery of a beneficial agent | |
| US20140257350A1 (en) | Cartridge system for delivery of medicament | |
| WO1984002277A1 (en) | Peritoneal dialysis apparatus | |
| US4740200A (en) | Intravenous system for delivering a beneficial agent | |
| US4586922A (en) | Intravenous system for delivering a beneficial agent | |
| US4740201A (en) | Intravenous system for delivering a beneficial agent | |
| US4740198A (en) | Method of administering intravenous drug using rate-controlled dosage form | |
| USRE34365E (en) | Intravenous system for delivering a beneficial agent | |
| US8722422B2 (en) | Uninterrupted flow pump apparatus and method | |
| US4740197A (en) | Intravenous system for delivering a beneficial agent via polymer delivery | |
| US4740199A (en) | Intravenous system for delivering a beneficial agent | |
| US4741734A (en) | Releasing means for adding agent using releasing means to IV fluid | |
| AU629926B2 (en) | Intravenous system for delivering a beneficial agent | |
| JP3273830B2 (ja) | 血液成分分離装置 | |
| US20240091434A1 (en) | Methods, systems, and apparatus for preparing and/or administering a gene therapy product | |
| BR102018005135A2 (pt) | dispositivo de troca de plasma terapêutica | |
| US20230108191A1 (en) | Artificial Kidney to support a concept of digital dialysis (CDD) | |
| WO2023114611A1 (en) | Peritoneal dialysis system having an air return patient line filter | |
| WO2023114608A1 (en) | Peritoneal dialysis system having a capillary patient line filter | |
| CN117120120A (zh) | 人工利尿装置 |