ES2599758T3 - Sistema de control de pérdida total de fluido - Google Patents

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Abstract

Un sistema (200) para administrar una terapia de hemofiltración a un paciente, en el que la terapia puede interrumpirse, comprendiendo el sistema de hemofiltración (200) una interfaz del usuario (61) para introducción por parte del usuario de una velocidad de pérdida de fluido prescrita de la terapia: una bomba (29, 41) en comunicación fluida con un circuito de hemofiltración; un instrumento que mide un cambio del peso de fluido en el circuito de hemofiltración, en el que la velocidad de pérdida de fluido real se basa en mediciones físicas como mediciones del peso de fluido y la velocidad de pérdida de fluido real se determina como la diferencia entre la pérdida de fluido a partir de un circuito extracorpóreo menos la ganancia de fluido en el mismo circuito durante un periodo de tiempo seleccionado; y un dispositivo de control (11) configurado para calcular un valor para la pérdida total de fluido (TFL) comparando los datos de pérdida de fluido real con datos de pérdida de fluido prescrita y un dispositivo de memoria (63) para almacenar el valor que representa la pérdida total de fluido (TFL) del paciente; en donde, cuando la terapia comienza de nuevo después de una interrupción, el dispositivo de control (11) usa el valor para la pérdida total de fluido (TFL) almacenado en el dispositivo de memoria (63) para regular la salida de fluido de la bomba (29, 41) para conseguir la velocidad de pérdida de fluido prescrita.

Description

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DESCRIPCION
Sistema de control de perdida total de fluido Reivindicacion de prioridad segun 35 U.S.C. §119 Antecedentes Campo
La invencion se refiere, en general, a la filtracion sangurnea y a terapia continua de reemplazo renal (TCRR). Mas espedficamente, la invencion se refiere a monitorizar la perdida de fluido y el reemplazo de fluido durante terapia TCRR y a controlar automaticamente los caudales de fluido para alcanzar un equilibrio deseado.
Antecedentes
La terapia de tratamiento sanguineo extracorporeo se usa ampliamente para pacientes enfermos criticos. Muchos de estos pacientes padecen insuficiencia renal aguda y son tratados en una unidad de cuidados intensivos (UCI) con diversas formas de hemofiltracion, conocidas en general como terapia continua de reemplazo renal (TCRR). Hoy se usan muchas tecnicas de TCRR diferentes, incluyendo hemofiltracion venovenosa continua (HVVC), hemofiltracion arteriovenosa continua (HAVC), y hemofiltracion venoarterial continua (HVAC). En la hemofiltracion, la sangre procedente de un paciente es dirigida al interior de un circuito extracorporeo y se le hace fluir a presion a traves de un filtro sanguineo, o hemofiltro. El hemofiltro contiene una membrana semipermeable que separa el agua y los solutos residuales del flujo principal de sangre. La sangre filtrada es devuelta a continuacion al paciente.
Otra forma de terapia de reemplazo renal que puede usarse para pacientes con insuficiencia renal en unidades de cuidados intensivos (UCI) es la hemodialisis. La hemodialisis difiere de la hemofiltracion en que un fluido de dializado formulado especialmente se hace fluir a lo largo de un lado de la membrana semipermeable opuesto al lado en el que fluye la sangre. Gradientes de concentracion a traves de la membrana promueven la migracion de solutos no deseados lejos de la sangre al dializado por osmosis.
La hemodialisis normalmente solo puede aplicarse durante unas pocas horas al dia y, por lo tanto, es mas restrictiva y algunas veces menos eficaz que la hemofiltracion pura. Sin embargo, la hemodialisis puede combinarse con hemofiltracion para proporcionar terapias de filtracion sanguinea mas complejas. Son ejemplos de dichas tecnicas combinadas hemodiafiltracion venovenosa continua (abreviada habitualmente como HDVVC o HDFVVC) y hemodiafiltracion arteriovenosa continua (abreviada habitualmente como HDAVC o HDFAVC).
Normalmente, se usa un hemofiltro, o rinon artificial, durante terapia TCRR. El rinon artificial puede estar formado por fibras huecas o placas ligeramente separadas, y esta conectado al torrente sanguineo de un paciente a traves de un circuito extracorporeo. En HDVVC, el suministro desde y el retorno a la sangre del paciente se realiza mediante dos accesos venosos, usando una bomba sanguinea para proporcionar la fuerza motriz para el transporte de sangre desde el paciente al interior del rinon artificial y de vuelta al paciente. En HDAVC, el acceso que proporciona el suministro de sangre al rinon artificial se realiza mediante una arteria y el retorno de la sangre al paciente se realiza mediante una vena. Por lo tanto, las bombas sanguineas generalmente no se usan en HDAVC puesto que la presion sanguinea arterial proporciona la fuerza motriz para transportar la sangre. Puesto que una bomba proporciona mejor control del flujo sanguineo, y debido a que la HDVVC evita complicaciones relacionadas con cateteres arteriales, la HDVVC es una terapia de reemplazo renal preferida en UCI respecto a HDAVC.
En HDVVC, la sangre del paciente se hace pasar a traves del rinon artificial por una membrana semipermeable. La membrana semipermeable permite selectivamente que el agua del plasma y la materia en la sangre atraviesen la membrana desde el compartimento sanguineo al interior del compartimento de filtrado, imitando la funcion de filtracion natural de un rinon. Esto causa una considerable perdida de fluido desde la sangre, que se elimina como filtrado en el rinon artificial. Cada litro de fluido de filtrado que se elimina en el rinon artificial, contiene una gran fraccion de las moleculas que estan disueltas en el plasma, como urea, creatinina, fosfato, potasio, sodio, glucosa, aminoacidos, vitaminas solubles en agua, magnesio, calcio, sodio, y otros iones, y oligoelementos. La fraccion de las moleculas que atraviesa la membrana semipermeable depende principalmente de las caracteristicas fisicoquimicas de las moleculas, la estructura de la membrana, y la presion transmembrana (PTM). A fin de mantener el volumen sanguineo del paciente constante, puede anadirse un fluido de sustitucion al torrente sanguineo en el circuito extracorporeo aguas abajo del rinon artificial y aguas arriba del cateter de retorno venoso.
En un procedimiento de HDVVC normal, se eliminan aproximadamente 50 litros de filtrado cada 24 horas, y se anade aproximadamente la misma cantidad de fluido de sustitucion al torrente sanguineo. El fluido de sustitucion usado habitualmente es fluido de infusion convencional que comprende una solucion salina fisiologica que generalmente contiene solamente aproximadamente 140 mmol/l de iones sodio, 1,6 mmol/l de iones calcio, 0,75 mmol/l de iones magnesio, 36 mmol/l de iones bicarbonato y 110 mmol/l de iones cloruro.
En entornos de UCI modernos, realizar cualquier tipo de TCRR requiere el uso de una maquina de TCRR para
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controlar el flujo sanguineo a traves de un circuito extracorporeo. Normalmente, una maquina de TCRR extrae sangre de un paciente a traves de una via de acceso usando una bomba sanguinea (por ejemplo, una bomba peristaltica), y devuelve la sangre al paciente a traves de una via de retorno. El caudal de la bomba sanguinea, el diseno del rinon artificial, y el tipo de terapia TCRR usado, determinan la velocidad de perdida de fluido desde el torrente sanguineo a traves del filtro.
Sensores de presion por todo el circuito extracorporeo pueden usarse para detectar y generar una alarma relacionada con el flujo de fluido en diversos puntos. Por ejemplo, un sensor de presion de la via de acceso puede detectar la presion de la sangre que entra en el circuito extracorporeo, y generar una alarma en caso de que el sensor detecte un estado fuera de intervalo. Analogamente, un sensor de presion de la via de retorno tambien puede detectar y transmitir senales de presion y generar alarmas. Sensores de presion colocados antes del hemofiltro, en el flujo de salida de filtrado, y en la via de retorno proporcionan mediciones necesarias para calcular la PTM o la caida de presion (CP) en la sangre que fluye a traves del rinon artificial. Las maquinas de TCRR tambien pueden incluir otros elementos protectores tales como colectores de burbujas de aire, detectores de burbujas de aire, y pinzas automaticas para impedir la migracion de burbujas de aire a traves de la via de retorno y de vuelta al paciente. Aditivos anticoagulacion tales como heparina o citratos tambien pueden anadirse al circuito usando procesos mas complejos.
En una tecnica conocida como terapia de ultrafiltracion lenta continua (UFLC), puede usarse una bomba de filtracion para eliminar el agua del plasma (ultrafiltrado o UF) de la sangre que circula en el rinon artificial. El UF se recoge normalmente dentro de un recipiente de filtracion y se pesa de forma continua mediante una balanza de filtracion. En terapia de HVVC, puede usarse una bomba de filtracion para eliminar UF de la sangre que circula en el rinon artificial y para dirigir el UF a un recipiente de filtracion. En ambas de estas terapias, un fluido de sustitucion o fluido de reemplazo se inyecta normalmente en la sangre circulante para compensar la perdida de fluido a traves del rinon artificial. El fluido de sustitucion puede anadirse como un suplemento predilucion o un suplemento posdilucion. Cuando se anade como un suplemento predilucion, el fluido de sustitucion se inyecta aguas arriba del hemofiltro. Cuando se anade como un suplemento posdilucion, el fluido de sustitucion se inyecta aguas abajo del hemofiltro. En ambos casos, la inyeccion del fluido de sustitucion puede efectuarse mediante una bomba de sustitucion diferente. Algunas maquinas de TCRR permiten tanto predilucion como posdilucion conjuntamente y estan configuradas, por lo tanto, con dos bombas de sustitucion. La fuente de fluido de sustitucion es normalmente un recipiente suspendido cerca de la maquina de TCRR. Algunas maquinas de TCRR estan configuradas para usar una balanza para pesar fluido de sustitucion predilucion y otra balanza para pesar fluido de sustitucion posdilucion.
Durante terapia de HDVVC, el fluido dializado fluye al interior del compartimento de dializado del rinon artificial, y se usa una bomba de filtracion para eliminar el dializado (o efluente) usando de la sangre que circula a traves del rinon artificial. El efluente se recoge dentro de un recipiente de filtracion y tambien puede pesarse para monitorizar la perdida de fluido.
En terapia de HDFVVC, se usa una bomba de filtracion para eliminar UF de la sangre que circula a traves del rinon artificial. El UF tambien puede recogerse en un recipiente de filtracion y pesarse. Fluido de sustitucion (predilucion o posdilucion) y dializado tambien pueden proporcionarse y pesarse periodicamente. Las maquinas de TCRR se han configurado usando una balanza diferente para pesar fluido de dializado, y usando una balanza diferente o comun para pesar fluidos predilucion y posdilucion.
Todas las terapias anteriores pueden incluir una salvaguardia procedimental donde UF o fluido plasmatico perdido a traves del rinon artificial puede compararse con la cantidad de fluido de sustitucion anadida al circuito extracorporeo. La diferencia producida por esta comparacion en la perdida (o ganancia) total de fluido TFL. En la mayoria de las terapias, la TFL se mantiene idealmente a cero, es decir, ninguna perdida neta de fluidos vitales.
Existen dos tecnicas comunes para detectar TFL en maquinas de TCRR: regulacion directa y regulacion diferencial.
La regulacion directa calcula la TFL leyendo valores de peso tanto para fluido de filtracion como para fluido de sustitucion a intervalos de tiempo regulares. El valor pesado de fluido de filtracion se compara con un valor esperado de fluido de filtracion calculado por la maquina de TCRR. Cualquier diferencia entre los valores pesado y esperado produce una senal de correccion que ajusta el caudal de filtracion causado por la bomba de filtracion. Analogamente, el valor pesado de fluido de sustitucion se compara con un valor esperado de fluido de sustitucion calculado por la maquina de TCRR. Cualquier diferencia entre los valores pesado y esperado produce una senal de correccion que ajusta el caudal de sustitucion causado por la bomba de sustitucion. De esta manera, el rendimiento de cada bomba esta controlado individualmente para cumplir criterios de rendimiento predeterminados.
La regulacion diferencial calcula la TFL midiendo de forma continua el cambio de peso de los fluidos de filtracion y de sustitucion durante el mismo periodo de tiempo. El cambio de fluido de filtracion en un unico periodo se resta del cambio de fluido de sustitucion durante el mismo periodo de tiempo, produciendo un valor para TFL. Este valor se compara con un valor predeterminado de TFL esperado. Si la comparacion produce una diferencia, una senal de correccion es generada para equilibrar el sistema, es decir, para regir uno o ambos de los caudales de la bomba de filtracion y de sustitucion y hacer que la TFL converja hacia cero o algun otro valor deseado.
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Los esquemas de regulacion tanto directa como diferencial tienen limitaciones. Cuando la regulation no puede conseguir un equilibrio deseado, puede generarse una alarma. El punto de ajuste de la alarma es fijado normalmente por el fabricante de la maquina de TCRR. A menudo el punto de ajuste de la alarma esta fijado a aproximadamente 50 g cuando se tratan pacientes adultos, y a aproximadamente 20 g cuando se tratan pacientes pediatricos. Esta alarma se conoce habitualmente como una “alarma de equilibrio".
Cuando se produce una alarma de equilibrio, las bombas de tratamiento (bombas de sustitucion, dializado y/o filtracion) se detienen. En dicho caso, el sistema permanecera inoperativo hasta que el usuario (por ejemplo, un profesional sanitario) identifique la causa de la alarma, rectifique el problema, y ponga en marcha de nuevo la maquina de TCRR. Sin embargo, poner en marcha de nuevo la maquina de TCrR reinicia el sistema sin reconocer que el paciente ha experimentado un desequilibrio de fluido equivalente al punto de ajuste de la alarma de equilibrio. En otras palabras, la maquina de TCRR (que trata a un paciente adulto) se pondra en marcha de nuevo sin dar cuenta de un desequilibrio de fluido de mas o menos 50 g preexistente, y desafortunadamente intentara mantener ese mismo desequilibrio durante toda la terapia.
Si el usuario no consigue resolver el problema subyacente que lleva al sistema a un estado desequilibrado antes de volver a poner en marcha el sistema, puede producirse una inestabilidad hemodinamica grave. Cuando la maquina de TCRR se pone en marcha de nuevo, puede producirse una segunda alarma de equilibrio un corto periodo despues. A continuation, despues de una puesta de marcha de nuevo posterior, un error adicional igual al valor de punto de ajuste se anadira al primer error. Dado que los errores se acumulan de esta manera, el nivel de fluido en un paciente puede volverse peligrosamente desequilibrado mientras la maquina de TCRR indica condiciones operativas normales. Por ejemplo, volver a poner en marcha 10 veces sin resolver el problema de control subyacente podria generar un incremento o disminucion de 500 g del nivel de fluido. En el entorno de una UCI, dicha inestabilidad hemodinamica podria ser letal.
El documento US 2005/0045540 desvela metodos y aparatos para dialisis renal. En particular, este documento describe un sistema de UF/PROP que controla la velocidad de elimination de UF controlando el volumen de UF acumulado contando el numero de carreras del caudalimetro de UF.
El documento US 2002/0032403 describe un sistema de gestion de retention de fluido que registra y visualiza retention de fluido de un paciente basandose en el peso de fluido que entra y sale del cuerpo del paciente.
Sumario
De acuerdo con la presente invention, hay un sistema para administrar una terapia de hemofiltration a un paciente de acuerdo con la revindication 1.
Alarmas de equilibrio incontrolado se encuentran en maquinas que tienen un sistema de regulacion con balanza diferencial o directa y, por lo tanto, estas maquinas son ejemplos de maquinas donde puede usarse esta realization.
El sistema de la presente invencion se usa para controlar la perdida total de fluido (TFL) en un paciente en el transcurso de terapia de hemofiltracion administrada a traves de un circuito extracorporeo, ya se produzca la terapia en una sesion o durante varias sesiones. La TFL se calcula frecuentemente midiendo la cantidad total de fluidos anadida al circuito y la cantidad total de fluidos eliminada del circuito, calculando su diferencia, y almacenando el resultado en memoria recuperable como un valor actualizado. Al inicio o reinicio de sesion, este valor almacenado es leido para determinar su la TFL esta fuera de tolerancia y, en caso afirmativo, el equilibrio de fluido es restaurado antes de administrar una terapia prescrita. Durante la terapia, si la TFL se sale de la tolerancia, los caudales de fluido se pueden cambiar temporalmente hasta que se restaure un equilibrio de fluido deseado.
Los sistemas anteriores pueden incluir un sistema de control avanzado basado en microprocesador que recibe mediciones de fluido como retroalimentacion para regular los caudales de fluido de sustitucion y de filtrado, y actualizar el valor de TFL en una memoria no volatil. El sistema de control avanzado puede determinar un caudal de filtrado basandose en entradas recibidas a traves de una interfaz del usuario, que incluye una entrada especificada para caudal de fluido de sustitucion, y una entrada prescrita que representa una velocidad de perdida de fluido. El microprocesador puede emitir senales de control que representan un caudal de filtrado y un caudal de fluido de sustitucion, respectivamente, para bombas de filtrado y de fluido de sustitucion en el circuito extracorporeo.
La presente invencion proporciona un sistema de hemofiltracion para administrar una terapia de hemofiltracion a un paciente de tal manera que, incluso si la terapia se interrumpe y se reanuda al menos una vez, el sistema recuerde el estado de la perdida total de fluido del paciente en el momento de la puesta en marcha de nuevo. El sistema puede continuar entonces la terapia sin riesgo de llevar el estado del fluido a un estado desequilibrado. En esta realizacion, el sistema puede incluir un circuito extracorporeo, un instrumento de medicion de filtrado, un instrumento de medicion de fluido de sustitucion, un dispositivo de memoria para almacenar un valor para la perdida total de fluido, y un subsistema para actualizar el valor de perdida total de fluido almacenado en el dispositivo de memoria usando senales de entrada procedentes de instrumentos de transmision en el circuito extracorporeo. Cuando la terapia se reanuda despues de una interruption, el valor almacenado de la perdida total de fluido puede usarse para
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controlar el estado de fluido del paciente. El circuito extracorporeo puede incluir un puerto de acceso para extraer sangre del paciente, una bomba sanguinea en comunicacion fluida con el puerto de acceso, un hemofiltro que recibe sangre procedente de la bomba sanguinea, una bomba de filtrado que extrae el flujo de filtrado del hemofiltro, un colector de filtrado que recoge el filtrado que fluye desde la bomba de filtrado, un recipiente de fluido que contiene un volumen de fluido de sustitucion, una bomba de fluido de sustitucion que extrae fluido de sustitucion del recipiente de fluido y que proporciona un flujo de fluido de sustitucion que suplementa el flujo sanguineo filtrado, y un puerto de retorno que recibe el flujo sanguineo filtrado suplementado para retorno al paciente. El hemofiltro puede tener una membrana semipermeable que separa el agua y los solutos residuales de la sangre, de modo que el agua y los solutos residuales separados salgan del hemofiltro como flujo de filtrado, y la sangre separada salga del hemofiltro como flujo sanguineo filtrado. El instrumento de medicion de filtrado mide el peso de filtrado acumulado en el colector de filtrado, y puede acoplarse a un primer instrumento de transmision para transmitir una senal correlacionada con el peso de filtrado. El instrumento de medicion de fluido de sustitucion mide el peso de fluido que queda en el recipiente de fluido, y puede acoplarse a un segundo instrumento de transmision para transmitir una senal correlacionada con el peso de fluido de sustitucion.
Un metodo de controlar la TFL puede incluir etapas de proceso para anadir fluido de sustitucion al interior del circuito extracorporeo a un caudal de fluido de sustitucion deseado, eliminar filtrado del circuito a un caudal de filtrado deseado, medir la cantidad total de fluido de sustitucion anadida al circuito, medir la cantidad total de filtrado eliminado del circuito, calcular la TFL basandose en cantidades totales medidas en las etapas de medicion, y almacenar el valor de TFL calculado en una memoria recuperable. Etapas del metodo adicionales pueden incluir una etapa para determinar si el valor de TFL esta fuera de tolerancia y, si el valor esta fuera de tolerancia por exceso, eliminar filtrado del circuito sin anadir fluido de sustitucion hasta que se alcanza el equilibrio de TFL deseado o, si el valor esta fuera de tolerancia por defecto, anadir fluido de sustitucion al circuito sin eliminar el filtrado hasta que se alcanza el equilibrio de TFL deseado. Al comienzo o la reanudacion de una sesion de terapia, el metodo puede incluir, ademas, una etapa para comprobar el valor de TFL almacenado para un estado fuera de tolerancia, y si se encuentra dicho estado, restaurar la TFL del paciente al equilibrio deseado antes de volver al funcionamiento normal.
Breve descripcion de los dibujos
Las caracteristicas, objetivos y ventajas de la invencion se volveran mas evidentes a partir de la descripcion detallada descrita a continuacion cuando se toma junto con los dibujos, en los que:
La figura 1 es un diagrama esquematico de un sistema para controlar la TFL en un paciente que se ha sometido a terapia de hemofiltracion de acuerdo con una realizacion de la invencion.
La figura 2 es un diagrama de bloques de un sistema de control de acuerdo con la presente invencion.
La figura 3 es un diagrama de flujo que materializa un metodo para controlar la TFL.
La figura 4 (incluye las figuras 4A, 4B and 4C) es un diagrama de flujo que materializa un metodo para controlar la TFL.
La figura 4A ilustra una primera parte del metodo de la figura 4 que incluye etapas para entradas del usuario iniciales y determinacion inicial de la TFL que esta dentro de un intervalo de tolerancia prescrito.
La figura 4B ilustra una segunda parte del metodo de la figura 4 que incluye etapas para restaurar el equilibrio de fluido si se detecta TFL fuera de tolerancia.
La figura 4C ilustra una tercera parte del metodo de la figura 4 que incluye etapas para calcular TFL y etapas para corregir caudales durante el funcionamiento del sistema cuando la TFL esta dentro de un intervalo de tolerancia prescrito.
La figura 5 es un diagrama de flujo parcial que ilustra etapas de inicializacion opcionales para un metodo descrito en el presente documento.
La figura 6 es un diagrama de flujo que ilustra un algoritmo de control para implementar una caracteristica de seguridad para limitar la duracion de un desequilibrio de fluido fuera de tolerancia en un metodo descrito en el presente documento.
La figura 7 es un diagrama de flujo que ilustra etapas opcionales en un metodo para preservar informacion almacenada durante la interrupcion de terapia de hemofiltracion para permitir el mantenimiento al circuito extracorporeo.
La figura 8 es otro diagrama de flujo que ilustra etapas opcionales en un metodo para preservar informacion almacenada durante la interrupcion de terapia de hemofiltracion para permitir el mantenimiento al circuito extracorporeo.
Descripcion detallada
En toda esta divulgacion, la expresion “perdida total de fluido" o TFL indica un estado de equilibrio de fluido en un paciente, con respecto a un estado inicial. Por lo tanto, la TFL puede describir una ganancia neta de fluido o una perdida neta de fluido. En el caso de una ganancia neta de fluido, la TFL es positiva. En el caso de una perdida neta de fluido, la TFL es negativa.
La expresion “variacion de ultrafiltrado” (o AUF) indica la diferencia entre una velocidad de perdida de fluido prescrita
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y una velocidad de perdida de fluido real, donde la velocidad de perdida de fluido real se basa en mediciones fisicas. La velocidad de perdida de fluido real puede determinate como la diferencia entre la perdida de fluido desde un circuito extracorporeo (por ejemplo, el filtrado recogido a partir de un hemofiltro) menos la ganancia de fluido en el mismo circuito (por ejemplo, fluido de sustitucion anadido) durante un periodo de tiempo seleccionado T. Por ejemplo, en terapia de HDVVC, la perdida de fluido puede medirse leyendo una balanza de filtracion, y la ganancia de fluido puede medirse sumando lecturas en una balanza de fluido de sustitucion y en una balanza de dializado. La variacion de UF puede calcularse entonces como la perdida de fluido prescrita durante el periodo de tiempo T, mas una variacion de la balanza de filtracion durante el periodo de tiempo T, menos la suma de las variaciones de las balanzas de sustitucion y de dializado durante el periodo de tiempo T.
La figura 1 es un diagrama esquematico de un sistema 100 para controlar la TFL en un paciente que se ha sometido a terapia de hemofiltracion de acuerdo con una realizacion de la invention. El sistema 100 incluye un controlador 11 que establece una interfaz con componentes de un circuito de filtracion sanguinea extracorporea. El circuito extracorporeo comienza en un sitio de acceso al paciente 13, que puede representar uno o mas cateteres intravenosos (I-V), vias PICC o cateteres venosos centrales o medios equivalentes para penetrar en un vaso sanguineo del paciente para extraer sangre no filtrada al interior del circuito. La sangre fluye a traves de una via de acceso 15 hasta un sensor 17.
El sensor 17 puede ser un detector de flujo sanguineo o sensor de presion sanguinea y puede estar provisto para medir el flujo o la presion de la sangre que sale del paciente en el sitio de acceso 13. El sensor 17 puede ser cualquier detector conocido en la tecnica y usado habitualmente para este fin, tal como un detector de tipo Doppler infrarrojo o ultrasonico no invasivo. En una realizacion, el sensor 17 puede ser un sensor de presion para detectar un diferencial de presion entre dos puntos en el flujo sanguineo, para derivation de una senal representativa del flujo sanguineo. El sensor 17 puede transmitir esta senal al controlador 11 para fines de control de alimentation, lo que se explica con mas detalle a continuacion.
El flujo sanguineo que sale del sensor 17 es extraido y bombeado a traves de una bomba sanguinea 19. La bomba sanguinea 19 proporciona una fuerza mecanica para sostener un flujo continuo de sangre a traves del circuito y puede ser cualquier bomba convencional conocida en la tecnica medica y adecuada para este fin. Por lo tanto, la bomba sanguinea 19, asi como otras bombas descritas en el presente documento o usadas de otro modo en diferentes realizaciones de la invencion, pueden ser bombas de diafragma, centrifugas o peristalticas convencionales usadas normalmente en la tecnica medica. El caudal suministrado por la bomba sanguinea 19 puede estar regulado por el controlador 11.
Un sensor prefiltro 21 puede estar instalado para medir la presion en el flujo sanguineo 15 aguas arriba de un hemofiltro 23. El hemofiltro 23 puede ser de diseno convencional y seleccionarse entre el stock comercial, y puede incluir dos o mas trayectorias de flujo separadas entre si por una membrana semipermeable 25. La membrana semipermeable 25 puede seleccionarse por su tamano de poro particular, es decir, su capacidad para dejar pasar moleculas de hasta cierto peso atomico.
Mediante presion osmotica o hidrostatica, el agua y los solutos residuales en el flujo sanguineo 15 pasan a traves de la membrana semipermeable 25 y salen del hemofiltro 23 a lo largo de una trayectoria de flujo como flujo de filtrado 27. Una bomba de filtrado 29 puede estar instalada para extraer el flujo de filtrado 27 del hemofiltro 23. Un sensor 31 puede estar ubicado en el flujo de filtrado 27 para medir la presion en esa via. El flujo de filtrado 27 puede recogerse en un colector de filtrado 33 y pesarse mediante una balanza de filtrado 35. La balanza de filtrado 35 puede incluir un transmisor 37 para transmitir una senal que representa el peso de filtrado acumulado recogido en el colector de filtrado 33. El transmisor 37 puede transmitir la senal al controlador 11. Una alarma de filtrado 39 puede estar conectada a la balanza de filtrado 35 para proporcionar una alarma en caso de que el colector de filtrado 33 se llene hasta su capacidad.
En algunas realizaciones, el circuito extracorporeo puede estar configurado para hemodialisis o hemodiafiltracion. En estas realizaciones, una bomba de dializado (no mostrada) puede empujar al dializado a traves de la parte inferior del hemofiltro 23 al interior de la trayectoria de flujo 27.
Puede anadirse fluido de sustitucion al flujo sanguineo 15, aguas arriba del hemofiltro 23 como un fluido de sustitucion predilucion o aguas abajo del hemofiltro 23 como un fluido de sustitucion posdilucion. El fluido de sustitucion puede ser cualquier fluido intravenoso esteril adecuado que tiene una concentration de electrolitos similar al plasma sanguineo del paciente. El sistema 100 muestra una realizacion configurada para fluido de sustitucion posdilucion. La bomba de fluido de sustitucion 41 puede sustituir el flujo de fluido 43 procedente de un recipiente de fluido 45 y anadirlo al flujo sanguineo 47 que sale del hemofiltro 23. El caudal del fluido de sustitucion suministrado por la bomba de fluido 41 puede estar regido por el controlador 11.
A medida que el fluido de sustitucion es extraido del recipiente de fluido 45, la cantidad de fluido de sustitucion suministrada al circuito puede medirse usando una balanza de fluido de sustitucion 49. La balanza 49 puede estar equipada con un transmisor 51 para transmitir una senal que representa la cantidad al controlador 11. Una alarma de fluido de sustitucion 53 puede estar conectada a la balanza de fluido de sustitucion 49 para proporcionar una
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alarma en caso de que el recipiente de fluido 45 se vade.
El flujo sanguineo 47 que sale del hemofiltro 23 se mezcla con el flujo de fluido de sustitucion 43 para formar un flujo de retorno 55. Un sensor 57 puede estar provisto aguas abajo de los fluidos combinados para medir el flujo o la presion y transmitir una senal al controlador 11. El flujo de retorno puede volver a entrar a continuacion en el torrente sanguineo corporeo del paciente a traves de otro sitio de acceso 59, por ejemplo, un cateter venoso instalado. Aguas arriba del sitio de acceso 59, caracteristicas de seguridad adicionales (no mostradas) pueden anadirse a la via de retorno, tales como colectores de burbujas de aire, detectores de burbujas de aire y pinzas automaticas.
El controlador 11 puede ser un ordenador de uso general, ordenador personal, u otro componente basado en microprocesador o microcontrolador adecuado conocido en la tecnica. El controlador 11 puede recibir diversas senales de entrada y enviar diversas senales de control por las vias de senal 65 indicadas mediante las lineas discontinuas de la figura 1. Las vias de senal 65 pueden ser por cable o inalambricas. Las vias de senal 65 pueden permitir al controlador 11 recibir senales de retroalimentacion de sensores en el circuito extracorporeo para permitir al controlador 11 regular caudales de fluido tales como caudal sanguineo, caudal de dializado, caudal de filtrado y caudal de fluido de sustitucion. Ademas, las vias de senal acopladas entre el controlador 11 y los transmisores 37 y 51 pueden permitir al controlador 11 monitorizar TFL durante terapia de hemofiltracion. Usando algoritmos de control, el controlador 11 puede ajustar los caudales de fluido de sustitucion y de filtrado segun sea necesario para mantener una velocidad de perdida de fluido (FLR) prescrita.
Un valor prescrito para FLR puede introducirse en el controlador 11 mediante una interfaz del usuario 61. La interfaz del usuario 61 puede ser un teclado u otro dispositivo convencional usado para introducir comandos, escribir codigo, o cargar software. La interfaz del usuario 61 puede combinarse con una unidad de visualizacion, tal como una pantalla tactil o un ordenador portatil. Una memoria 63 puede estar acoplada a, o ser accesible de otro modo por, el controlador 11. En una realizacion, la memoria 63 se denomina la memoria de TFL, lo que indica que la memoria funciona para almacenar un valor que representa TFL calculada por el controlador 11. Por ejemplo, el controlador 11 puede recibir entrada de las balanzas 35 y 49 por las vias de senal 65 y ejecutar un algoritmo para calcular un valor para TFL. Una vez que el valor para TFL se ha calculado, el controlador 11 puede almacenar el valor en la memoria 63. En otra realizacion, la memoria 63 tambien puede almacenar algoritmos de control ejecutables por el controlador 11 para controlar caudales de fluido. Preferentemente, la memoria 63 es una memoria no volatil tal como una EEPROM.
Una realizacion de un sistema de control se representa en la figura 2. Esta figura ilustra un sistema 200, que muestra el controlador 11 con mas detalle. En esta realizacion, el controlador 11, que se representa mediante el bloque en linea discontinua grande, puede ser un ordenador, microprocesador, o microcontrolador que tiene modulos de hardware integrales, modulos de software, o una combinacion de los mismos. Usando los diversos modulos, el controlador 11 puede monitorizar y/o controlar la TFL en un circuito de hemofiltracion comparando datos de perdida de fluido real con datos de perdida de fluido prescrita. Si existe una diferencia, el controlador 11 puede corregir la diferencia ajustando las senales de control que rigen el flujo de fluido en el circuito.
El controlador 11 puede tener cuatro entradas y cuatro salidas. Las cuatro entradas son la entrada de la balanza de fluido de sustitucion Ws, entrada de la balanza de filtrado Wf, entrada de caudal de sustitucion especificada por el usuario SFRin, y entrada de velocidad de perdida de fluido prescrita por el usuario FLRin. La entrada de la balanza Ws puede ser transmitida desde la balanza de sustitucion 49 mediante el transmisor 51. La entrada de la balanza Wf puede ser transmitida desde la balanza de filtrado 35 mediante el transmisor 37. La entrada especificada SFRin puede introducirse a traves de la interfaz del usuario 61, o puede introducirse desde otra fuente 65, tal como un valor predeterminado almacenado en una memoria o calculado por un modulo de software apropiado. La entrada prescrita FLRin puede introducirse a traves de la interfaz del usuario 61 o, tambien, puede originarse a partir de otra memoria o modulo de software 67. Las cuatro salidas son senal de control del caudal de sustitucion SFRout, senal de control del caudal de filtrado FFRout, alarma de perdida total de fluido elevada TFL-h y alarma de perdida total de fluido baja TFL-1.
El modulo controlador de flujo 71 puede generar una senal de salida SFRout que acciona la bomba de fluido de sustitucion 41. El modulo controlador de flujo 71 puede accionar la bomba 41 de acuerdo con la senal de control X generada por el modulo de control 73, o de acuerdo con la senal de anulacion OVR recibida leyendo un valor almacenado en un modulo de memoria 63. Analogamente, el modulo controlador de flujo 69 puede generar una senal de salida FFRout que acciona la bomba de fluido de filtrado 29. El modulo controlador de flujo 69 puede accionar la bomba 29 de acuerdo con la senal de control Y generada por el modulo de control 73, o de acuerdo con senal de anulacion OVR recibida leyendo el modulo de memoria 63. La senal FFRin puede generarse mediante el modulo calculador del flujo de filtracion 75.
El modulo calculador del flujo de filtracion 75 puede calcular la senal FFRin basandose en dos entradas: SFRin y FLRin. En una realizacion, el modulo calculador del flujo de filtracion 75 calcula la FFRin como la diferencia entre FLRin y SFRin, o FFRin = FLRin - SFRin. En otras palabras, se determina que el valor deseado para el caudal de filtrado es la diferencia entre una velocidad de perdida de fluido prescrita y un caudal de fluido de sustitucion especificado. Por lo tanto, si a un paciente se le ha prescrito una FLR de cero (es decir, ninguna ganancia o perdida
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neta de fluido), entonces la cantidad de filtrado eliminado del circuito debe ser idealmente igual a la cantidad de fluido de sustitucion anadida al circuito. En otras realizaciones, el modulo calculador del flujo de filtracion 75 puede realizar un calculo basandose en mas de dos entradas. Por ejemplo, en terapias de hemodiafiltracion u otros tipos de circuitos extracorporeos que tienen multiples fuentes de adicion de fluido y/o multiples sumideros de sustraccion de fluido, el calculo ejecutado por el modulo calculador del flujo de filtracion 75 tiene en cuenta al menos tantas variables como fuentes o sumideros hay en el circuito. Un circuito que tiene: tanto una bomba de sustitucion predilucion como una bomba de sustitucion posdilucion es un circuito de ese tipo. Un circuito que bombea un dializado a traves del hemofiltro es otro.
Los modulos controladores de flujo 69 y 71 deciden como accionar sus bombas respectivas de acuerdo con mediciones de fluido reales realizadas en el transcurso de la terapia. Estas mediciones son realizadas por la balanza de filtrado 35 y la balanza de fluido de sustitucion 49. Durante la terapia, a medida que se anade fluido de sustitucion al circuito, la cantidad de fluido de sustitucion contenida en el recipiente de fluido de sustitucion 45 se agota. La velocidad de agotamiento puede ser medida por la balanza de fluido de sustitucion 49 realizando mediciones de peso durante un periodo de tiempo T. Estas mediciones pueden ser transmitidas al controlador 11 como senal de retroalimentacion Ws. En una realization, Ws es una senal analogica recibida en el controlador 11 mediante un modulo convertidor de analogico a digital (A/D) 79. El modulo convertidor A/D 79 convierte Ws en una senal digital S para entrada al modulo diferenciador 81. En otra realizacion, Ws puede ser transmitida como senal digital S directamente desde la balanza de fluido de sustitucion 49 sin necesidad de conversion A/D. Durante la misma sesion de terapia, a medida que el filtrado se elimina del circuito, la cantidad de filtrado eliminada es recogida en el recipiente de filtrado 33. La velocidad de acumulacion de filtrado puede ser medida por la balanza 35 que realiza mediciones durante el periodo de tiempo T. Estas mediciones pueden ser transmitidas al controlador 11 como la senal de retroalimentacion Wf. Para transmision analogica, Wf pude ser recibida en el controlador 11 por el modulo convertidor A/D 77, que convierte Wf en la senal digital F para entrada en el modulo diferenciador 81. En otra realizacion, F puede ser transmitida directamente desde la balanza 35 como una senal digital.
El modulo diferenciador 81 compara las senales F y S y emite la diferencia entre ellos. En una realizacion, un circuito amplificador diferencial puede usarse para este fin. La salida del modulo diferenciador 81 es la senal de diferencia FLR-actual, que representa la velocidad de perdida de fluido real a traves del circuito extracorporeo. Este valor es alimentado al modulo comparador 83 para comparacion con la velocidad de perdida de fluido prescrita FLRin que se origina desde la interfaz del usuario 61 o el modulo de entrada de velocidad de perdida de fluido 67.
El modulo comparador 83 compara FLR-actual con FLRin para producir una senal de error AFLR, y puede transmitir la senal de error AFLR como retroalimentacion al modulo de control 73. El modulo de control 73 puede generar la senal de control X para accionar la bomba de fluido de sustitucion 41, y la senal de control Y para accionar la bomba de filtrado 29. La senal de control X puede calcularse basandose en SFRin, y ajustarse sensible a la senal de error AFLR a fin de eliminar el error. Analogamente, la senal de control Y puede calcularse basandose en la senal FFRin recibida desde el modulo calculador del flujo de filtracion 75, y ajustarse sensible a la senal de error AFLR para eliminar el error. Pueden usarse cualquier numero de algoritmos conocidos para controlar variables de proceso en el modulo de control 73 para estos fines, tales como algoritmos de control proporcionales, integrales o derivados, o cualquier combination de los mismos. En otra realizacion, el modulo de control 73 puede emplear un algoritmo de control de estado-espacio. Las senales de control X e Y pueden ser alimentadas a limitadores de flujo 71 y 73, respectivamente, que, en ausencia de una senal de anulacion, puede enviar la senal de control respectiva a la bomba de fluido de sustitucion 41 o la bomba de filtrado 29, segun pueda ser el caso. De esta manera, sujeto a un estado de anulacion, el modulo de control 73 controla la velocidad de las bombas 29 y 41 y, por lo tanto, los caudales respectivos del fluido de sustitucion y el filtrado en el circuito extracorporeo.
Un estado de anulacion existe cuando la TFL se desplaza fuera de un intervalo de tolerancia predeterminado. Por ejemplo, para terapia de hemofiltration administrada a un paciente adulto, el intervalo de tolerancia puede ajustarse a +/- 50 g de fluido, aunque puede usarse cualquier intervalo deseado. Para terapia de hemofiltracion administrada a un paciente nino, el intervalo de tolerancia puede ajustarse de forma mas estrecha, por ejemplo, a +/- 20 g. Los puntos de ajuste alto y bajo que definen el intervalo de tolerancia pueden preajustarse, o pueden ser introducidos por un usuario a traves de la interfaz del usuario 61. Un estado fuera de tolerancia puede detectarse integrando la senal de error AFLR y comparandola con estos puntos de ajuste predeterminados. En una realizacion, el comparador 83 puede emitir la senal de error AFLR a un modulo integrador 85. En el modulo integrador 85, la senal de error puede integrarse desde el tiempo t = 0 (por ejemplo, al comienzo de la terapia) para mantener un valor actual para TFL en el transcurso de una sesion de terapia ininterrumpida. En una realizacion, el valor de TFL puede almacenarse periodicamente en la memoria de TFL 63. En otra realizacion, el valor de TFL almacenado en la memoria de TFL 63 puede sustituir a cualquier valor de TFL almacenado previamente.
En otra realizacion, si el valor de TFL alcanza un punto de ajuste bajo predeterminado, el modulo integrador 85 puede almacenar el valor en la memoria de TFL 63 y transmitir la senal de alarma TFL-1 (perdida total de fluido baja) como una salida a la alarma de TFL baja 87. La alarma puede informar a un usuario del estado de fluido bajo, lo que puede indicar un problema en el circuito tal como una fuga, una via de fluido ocluida, un mal funcionamiento de una bomba, o una bolsa de fluido de sustitucion vacia. Analogamente, si el valor de TFL alcanza un punto de ajuste alto
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predeterminado, el modulo integrador 85 puede almacenar el valor en la memoria de TFL 63 y transmitir una senal de alarma TFL-h (perdida total de fluido alta) como una salida a la alarma de TFL alta 89. Una alarma de TFL alta puede indicar un estado de fluido elevado y alertar al usuario de un problema tal como hemofiltro obstruido, mal funcionamiento de una bomba, una via de filtrado ocluida, o una bolsa de filtrado llena hasta su capacidad.
En una realizacion, si el valor de TFL alcanza un punto de ajuste bajo o un punto de ajuste alto, limitadores de flujo 69 y 71 pueden recibir senales OVR haciendo que todas las bombas se apaguen. En este caso, la terapia puede interrumpirse y el sistema apagarse hasta que sea reiniciado administrativamente por un usuario. Esto permite al usuario una oportunidad de rectificar el estado que hizo que la TFL se desplazara fuera de tolerancia. En el momento de la puesta en marcha de nuevo, los limitadores de flujo 69 y 71 pueden comprobar inicialmente la memoria de TFL 63 para un estado fuera de tolerancia de TFL, y si se detecta dicho estado, hacer funcionar solamente una bomba hasta que se consiga un equilibrio de fluido deseado. Por ejemplo, si en el momento de la puesta en marcha de nuevo la TFL esta fuera de tolerancia por exceso, el limitador de flujo 71 puede anular la senal de control X deteniendo la bomba de fluido de sustitucion 41, mientras que el limitador de flujo 69 puede anular la senal de control Y haciendo funcionar a la bomba de filtrado 29 a una velocidad predeterminada. Si en la puesta en marcha de nuevo TFL esta fuera de tolerancia por defecto, el limitador de flujo 71 puede anular la senal de control X haciendo funcionar la bomba de fluido de sustitucion 41 a una velocidad predeterminada, mientras que el limitador de flujo 69 puede anular la senal de control Y deteniendo la bomba de filtrado 29. Cuando se consigue un equilibrio de fluido deseado, las senales OVR se eliminan y los limitadores de flujo 69 y 71 pueden transmitir las senales de control X e Y como salida para las bombas 41 y 29, respectivamente. En una realizacion, cuando el equilibrio de fluido deseado es restaurado, un temporizador (no mostrado) puede reajustarse a tiempo t = 0 para reiniciar el calculo de TFL por los integradores 85.
En otra realizacion, si el valor de TFL alcanza un punto de ajuste bajo o un punto de ajuste alto, el sistema puede introducir un estado de anulacion y seguir funcionando. En dicho un estado de anulacion, los limitadores de flujo 69 y 71 pueden recibir senales OVR que encienden y apagan selectivamente las bombas. Por ejemplo, si el valor de TFL alcanza un punto de ajuste bajo, el limitador de flujo 71 puede seguir emitiendo la senal de control X a la bomba de fluido de sustitucion 41, mientras que el limitador de flujo 69 puede recibir una senal OVR que hace que detenga la bomba de filtrado 29. En el caso de que la TFL alcance un punto de ajuste alto, el limitador de flujo 71 puede recibir una senal OVR para detener la bomba de sustitucion 41, mientras que el limitador de flujo 69 puede seguir emitiendo la senal de control Y a la bomba de filtrado 29. En cualquiera de estos estados de anulacion, las senales de retroalimentacion procedentes de las balanzas 35 y 49 pueden seguir siendo recibidas por el controlador 11, de modo que los integradores 85 puedan seguir actualizando y almacenando valores de TFL. En una realizacion, existe un estado de anulacion hasta que se consigue un equilibrio de fluido deseado, por ejemplo, TFL = 0. En ese punto en el tiempo, las senales OVR pueden eliminarse, el tiempo t puede reajustarse a cero, y los limitadores de flujo 69 y 71 pueden volver a funcionamiento normal. En funcionamiento normal, las senales de control X e Y son emitidas a las bombas 41 y 29, respectivamente.
Con integradores actualizando continua o periodicamente la TFL y almacenandola en una memoria de TFL no volatil, un sistema de acuerdo con la invencion puede recuperarse de una interruption de la terapia sin perder el rastro de la TFL del paciente. Hay muchas razones por las que puede producirse una interrupcion. Por ejemplo, la interrupcion puede producirse como resultado de la perdida de alimentation electrica. En otros casos, una interrupcion puede ser necesaria para permitir que los profesionales sanitarios atiendan a otras necesidades del paciente, realicen mantenimiento en el sistema de hemofiltration, resuelva una alarma, o siga un perfil prescrito para sesiones de terapia no consecutivas. Sea cual sea la razon para interrumpir la terapia, la invencion permite que el sistema se ponga en marcha de nuevo y la terapia se reanude sin acumular errores de TFL en sesiones posteriores. En una realizacion, al reanudar la terapia, el sistema puede comprobar en primer lugar el valor de TFL almacenado en la memoria de TFL 63, y si la TFL no es nula, el sistema puede introducir un estado de anulacion hasta que se consigue una TFL deseada. En otra realizacion, el sistema en la puesta en marcha de nuevo puede asumir funcionamiento normal siempre que TFL no este fuera de tolerancia, y comenzar a integrar TFL usando el valor de TFL almacenado como un valor inicial. En otra realizacion, la alarma TFL-1 o TFL-h puede ser activada por el controlador 11 en el momento de la puesta en marcha o la puesta en marcha de nuevo del sistema, si un valor almacenado para TFL esta fuera de tolerancia.
Con las realizaciones del sistema descritas anteriormente en mente, a continuacion se describen realizaciones de metodos de acuerdo con la invencion para controlar la TFL. La figura 3 ilustra una realizacion de este tipo como una serie de etapas del metodo 300 modelizadas en un diagrama de flujo del proceso. El proceso puede emplearse durante cualquier hemofiltracion, plasmaferesis, terapia de reemplazo renal o terapia de gestion de fluidos.
La primera etapa se muestra en el bloque del proceso 302. En esta etapa, se anade fluido de sustitucion a un circuito de hemofiltracion extracorporeo a un caudal de fluido de sustitucion deseado. Esta etapa implica que un usuario especifique el caudal de fluido de sustitucion usando un dispositivo de entrada tal como una interfaz del usuario, o puede implicar encender una o mas bombas. La segunda etapa es la etapa 304. Esta etapa implica eliminar filtrado del mismo circuito de hemofiltracion a un caudal de filtrado deseado. Esta etapa implica que un usuario especifique un caudal de filtrado deseado usando un dispositivo de entrada, o puede implicar encender una bomba de filtrado. En otra realizacion, esta etapa puede implicar que un usuario introduzca una velocidad de perdida
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La siguiente etapa en el metodo 300 es la etapa 306. En la etapa 306, se mide la cantidad total de fluido de sustitucion (S) anadida al circuito de hemofiltracion. Hay muchas maneras de realizar esta medicion. Por ejemplo, puede usarse un totalizador de flujo para realizar el seguimiento del fluido de sustitucion que entra en el circuito. Otro ejemplo descrito anteriormente en realizaciones del sistema usa una balanza para medir el cambio de peso de fluido de sustitucion. En la siguiente etapa 308, se mide la cantidad total de filtrado (F) eliminada del circuito. Esta etapa tambien puede conseguirse usando balanzas u otro instrumento apropiado.
En la siguiente etapa 310, se realiza un calculo para determinar la TFL. En una realization, la TFL se calcula como: TFL = S - F. Donde multiples fuentes anaden fluido al circuito, o donde multiples fuentes drenan fluido del circuito, el calculo realizado en la etapa 310 puede dar cuenta de mas variables. Una vez que se determina TFL, el metodo avanza a la etapa 312. En la etapa 312, el valor de TFL calculado en la etapa previa se almacena en la memoria recuperable.
La siguiente etapa 314 es un bloque de decision. En este caso, el valor para TFL se compara con un intervalo de tolerancia predeterminado. Si se determina que el valor para TFL esta dentro del intervalo, entonces el metodo retorna a la etapa 302, y la terapia continua. Si, sin embargo, se determina que el valor para TFL esta fuera del intervalo, entonces el metodo avanza a la etapa final 316. En la etapa 316, la terapia se detiene. Un ejemplo de ejecucion de la etapa 316 es la emision de un comando o action que hace que todas las bombas de fluido en el circuito se apague.
La figura 4 ilustra un metodo 400 para controlar la TFL durante terapia de hemofiltracion. La figura 4 incluye la figura 4A, la figura 4B y la figura 4C, tal como se muestra esquematicamente, y el metodo 400 comprende las etapas del proceso mostradas en todas estas figuras. El metodo 400 puede emplearse usando un sistema de control para un circuito de hemofiltracion extracorporeo que puede incluir una o mas bombas de fluido e instrumentation de retroalimentacion tal como se muestra en las realizaciones del sistema anteriores.
La primera etapa en el metodo 400 es la etapa 402 mostrada en la figura 4A. Esta etapa puede ejecutarse tras comenzar una primera sesion de terapia, o puede ejecutarse despues de una interruption de una sesion de terapia previa a fin de continuar con la terapia. En esta etapa inicial, una velocidad de perdida de fluido prescrita (FLR) se introduce en un sistema de hemofiltracion. En sentido amplio, esta etapa puede representar un valor para FLR que es prescrito por un profesional sanitario para un paciente que se ha sometido a terapia de hemofiltracion. La FLR puede introducirse en un sistema de control usando el teclado de un ordenador u otra interfaz del usuario. Donde no se ha prescrito ganancia o perdida neta de fluido durante la terapia, la FLR puede introducirse como cero. En ausencia de una accion de entrada, ajustar un valor por defecto de FLR igual a cero puede considerarse como conseguir esta etapa inicial. Esta etapa puede representar recuperar un valor de FLR prescrito de una memoria, donde el valor se almaceno durante una sesion de terapia previa.
La siguiente etapa en el metodo es 404, en la que se introduce un valor para el caudal de fluido de sustitucion (SFR). Esta etapa puede incluir introducir en el sistema de control de hemofiltracion un valor especificado para SFR que esta dentro de un intervalo de funcionamiento normal de la bomba de fluido de sustitucion. Esta etapa puede incluir hacer funcionar dicha bomba a una velocidad nominal. Con FLR y SFR establecidas en las dos etapas precedentes, un calculo del caudal de filtrado (FFR) se realiza a continuation en la etapa 406. En esta etapa, el FfR puede calcularse basandose en FLR y SFR. El FFR puede calcularse como la diferencia entre FLR y SFR.
La siguiente etapa 408 es un bloque de decision en el que el valor almacenado para TFL es leido y comparado con un intervalo de tolerancia predeterminado. El valor de TFL puede ser nulo en la primera ejecucion de etapa 408, es decir, al comienzo de la terapia del paciente. Sin embargo, tras comenzar una sesion de terapia posterior para el mismo paciente, el valor de TFL recuperado de la memoria puede ser no nulo. Si el valor almacenado para tFl esta dentro del intervalo de tolerancia, el metodo avanza a la etapa 432 de la figura 4C. Sin embargo, si el valor almacenado para TFL esta fuera del intervalo de tolerancia, entonces el metodo avanza a la etapa 410 de la figura 4B.
Volviendo ahora a la figura 4B, la etapa 410 puede realizarse cuando se determina que la TFL esta fuera de tolerancia. La etapa 410 es otro bloque de decision. Puede determinar si TFL esta fuera de tolerancia por exceso (TFL > +W) o fuera de tolerancia por defecto (TFL < -W). Si TFL esta fuera de tolerancia por exceso, es decir, si TFL es igual a o mayor que el punto de ajuste alto +W, el metodo avanza a la etapa 412.
En la etapa 412, la bomba o bombas de filtrado pueden encenderse (o se les puede permitir seguir funcionando) y todas las bombas de fluido de sustitucion, bombas de dializado, y otras bombas que anaden fluido al circuito pueden detenerse. A continuacion, en la etapa 414, pueden realizarse mediciones para determinar el cambio de la cantidad de filtrado eliminado (AFi) del circuito desde que se determino TFL fuera de tolerancia. Estas mediciones pueden realizarse, por ejemplo, midiendo el flujo durante un intervalo de tiempo, o pesando el filtrado recogido en el recipiente de filtrado 33 a dos o mas intervalos de tiempo. Despues de un intervalo de tiempo, puede realizarse la etapa 416. En la etapa 416, puede calcularse un nuevo valor para TFL basandose en la medicion de filtrado mas
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reciente. El calculo puede realizarse usando un algoritmo o ecuacion adecuada. La TFL puede calcularse como TFL = TFL (almacenada) - AFi. En la siguiente etapa 418, el nuevo valor de TFL calculado en la etapa 416 se almacena como un de TFL actualizado. La siguiente etapa es el bloque de decision 420. En el bloque 420, puede determinate si el valor de TFL actualizado indica que el equilibrio de fluido en el paciente ha sido restaurado, es decir, si el valor actualizado de TFL iguala un valor prescrito de TFL, tal como cero. Cuando se elimina el filtrado, el equilibrio de fluido se alcanza cuando el volumen de filtrado eliminado del circuito (despues de determina TFL fuera de tolerancia) iguala el valor fuera de tolerancia de TFL. Si el equilibrio es restaurado, el metodo puede avanzar entonces a la etapa 432 de la figura 4C. En caso negativo, el metodo puede retornar a la etapa 412.
Volviendo ahora a la etapa 410, si TFL esta fuera de tolerancia por defecto, es decir, si TFL es menor que el punto de ajuste bajo -W, el metodo avanza a la etapa 422. En la etapa 422, la bomba o bombas de fluido de sustitucion pueden encenderse (o se les puede permitir seguir funcionando) y todas las bombas de filtrado y otras bombas que eliminan fluido del circuito pueden detenerse. A continuacion, en la etapa 424, pueden realizarse mediciones para determinar el cambio de la cantidad de fluido de sustitucion eliminado (ASi) del circuito desde que se determino TFL fuera de tolerancia. Estas mediciones pueden realizarse usando cualquiera de las mismas tecnicas usadas para medir el filtrado. Despues de un intervalo de tiempo, puede realizarse la etapa 426. En la etapa 426, se calcula un nuevo valor para TFL basandose en la medicion mas reciente de fluido de sustitucion. El calculo puede realizarse usando una ecuacion o algoritmo adecuado. TFL puede calcularse como TFL = TFL (almacenada) + ASi. En la etapa 428, el nuevo valor de TFL calculado en la etapa 426 puede almacenarse como un valor de TFL actualizado. En la etapa 430, puede determinarse si el valor de TFL actualizado indica que el equilibrio de fluido en el paciente ha sido restaurado. Cuando se anade fluido de sustitucion, el equilibrio de fluido se alcanza cuando el volumen de fluido de sustitucion anadido al circuito (despues de determina TFL fuera de tolerancia) iguala el valor fuera de tolerancia de TFL. Si el equilibrio es restaurado, el metodo puede avanzar entonces a la etapa 432 de la figura 4C. En caso negativo, el metodo puede retornar a la etapa 422.
Cuando el metodo alcanza la etapa 432, la TFL ha alcanzado idealmente un equilibrio de fluido deseado. En este punto, la etapa 432 puede ejecutarse para reajustar un periodo de tiempo para calcular la TFL. Esto puede incluir reajustar o iniciar un contador de tiempo, o reajustar el tiempo a t = 0. Con el contador de tiempo iniciado, el metodo avanza a la etapa 434. En la etapa 434, se puede hacer funcionar a bombas de fluido de sustitucion y bombas de filtrado de acuerdo con SFR y FFR, como entrada o calculadas en las etapas 404 y 406, respectivamente. Las siguientes dos etapas son etapas de medicion. En la etapa 436, puede medirse el cambio de fluido de sustitucion anadido al circuito (AS2), y en la etapa 438, puede medirse el cambio de filtrado eliminado del circuito (AF2). Las mediciones realizadas en estas dos etapas pueden realizarse durante cualquier periodo de tiempo adecuado AT.
La siguiente etapa es una etapa de calculo 440, que puede ser una etapa para calcular la TFL a partir de tiempo t = 0, es decir, a partir del tiempo reajustado en la etapa 432. Este calculo puede computar la TFL durante el periodo de tiempo AT como la diferencia entre AS2 y AF2, mas un valor actualizado para la TFL. En otra realizacion, este calculo puede integrar o sumar de otro modo todas de AS2 y AF2 durante un intervalo de tiempo mayor que AT para determinar S y F, computar la diferencia entre S y F, y anadir esta diferencia a un valor actualizado para TFL. En cualquier caso, el valor de TFL calculado en la etapa 440 puede representar la TFL real, desde el tiempo reajustado t = 0. En la etapa 442, el valor de TFL calculado puede almacenarse como un valor actualizado para TFL.
La etapa 444 compara el valor para TFL actualizado en la etapa inmediatamente precedente con un intervalo de tolerancia predeterminado, donde el intervalo tiene un limite de punto de ajuste superior de +W y un limite de punto de ajuste inferior de -W. Si se determina que la TFL esta dentro de este intervalo, el metodo avanza a la etapa 446. En caso negativo, el metodo puede retornar a la etapa 410 de la figura 4B.
Las siguientes dos etapas representan etapas de control opcionales donde una senal de error puede calcularse y usarse como retroalimentacion para mantener los caudales de fluido bajo control. En primer lugar, en la etapa 446, puede calcularse una senal de error de variacion de UF (AUF) midiendo en un periodo de tiempo diferencial AP, la diferencia entre la perdida de fluido prescrita (AFLR) durante AP, mas un volumen diferencial de fluido eliminado (AF2) del circuito durante AP, menos el volumen diferencial de fluido anadido (AS2) al circuito durante AP. El error puede expresarse de forma algebraica como:
AUF = AFLR + AF2 - AS2
En una realizacion, AF2 representa un cambio diferencial de volumen de filtrado eliminado del circuito, y AS2 representa un cambio diferencial de volumen de fluido de sustitucion anadido al circuito. AS2 puede incluir un cambio diferencial de solucion anticoagulante. AS2 tambien puede incluir un cambio diferencial de fluido de dializado.
En la etapa 448, SFR y FFR se ajustan en respuesta a la senal de error AUF para llevar el error a cero. Hay muchas maneras de conseguir esta etapa. En un ejemplo, AUF puede transmitirse como retroalimentacion negativa a un algoritmo de control, que, a su vez, ajusta su salida de modo que las senales impulsoras SFR y FFR converjan a un
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valor deseado. Un algoritmo de control de estado-espacio, o un algoritmo que usa control proporcional, integral o derivado, o una combinacion de los mismos, pueden emplearse en esta etapa.
La etapa 450 determina si una terapia prescrita se ha completado. En caso negativo, el metodo puede retornar a la etapa 434. En caso afirmativo, el proceso termina. Para determinar si la terapia esta completa, la etapa 450 puede comparar una variable en medicion con criterios predeterminados, y finalizar el proceso si los criterios se cumplen. Por ejemplo, la etapa 450 puede incluir comparar un recuento temporal con un tiempo transcurrido prescrito. En otro ejemplo, la etapa 450 puede incluir comparar la TFL con una perdida total de fluido prescrita. En otro ejemplo, la etapa 450 puede finalizar el proceso cuando se consigue la quimica sanguinea prescrita.
Notese que, a traves de cualquiera de los bucles del metodo 400, el valor para TFL se calcula y se almacena frecuentemente. Por lo tanto, si la terapia se interrumpe durante cualquier etapa del proceso, el valor de TFL almacenado en la memoria recuperable representa una medicion altamente precisa del estado de perdida de fluido real en un paciente en el momento de la interruption. Esto permite que la terapia se reanude despues de una o mas interrupciones, ya sea debido a una perdida de potencia o a una parada administrativa, sin temor a acumular errores de TFL no corregidos.
El diagrama de flujo de la figura 5 ilustra algunas etapas opcionales en un metodo para controlar la TFL durante terapia de hemofiltration. Estas son etapas de initialization 403, 405 y 407, que pueden producirse durante la ejecucion del metodo 400, preferentemente despues del comienzo y antes del bloque de decision 408. Las etapas de inicializacion pueden producirse en cualquier orden, tal como se indica mediante las lineas de flujo discontinuas de la figura 5. Cada una de estas etapas requiere una entrada automatica o manual para la especificacion o selection de un valor para un parametro de control. Una entrada automatica puede ser un valor por defecto. Una entrada manual puede ser efectuada, por ejemplo, por a profesional sanitario que especifica un valor en respuesta a una invitation de software mediante una interfaz del usuario tal como un raton o un teclado.
En la etapa de inicializacion 403, el valor almacenado para TFL puede ajustarse a un valor deseado, que normalmente es nulo. Un valor nulo para TFL indica un estado de fluido equilibrado inicial en un paciente. Un valor inicial para TFL tambien puede introducirse como un valor no nulo, para reflejar un desequilibrio de fluido conocido al comienzo. En la etapa de inicializacion 405, puede introducirse o seleccionarse un valor W para ajustar un punto de ajuste de tolerancia, o limite de cancelation de discrepancia, para TFL. En un ejemplo, pueden seleccionarse puntos de ajuste de tolerancia tanto alta como baja para tener diferentes valores absolutos. En la etapa de inicializacion 407, un valor Tmax puede introducirse o seleccionarse para ajustar una duration maxima para hacer funcionar el sistema de control de perdida total de fluido en un estado fuera de tolerancia. Esta es una caracteristica de seguridad para garantizar que un estado fuera de tolerancia incorregible no empeora debido a un defecto del sistema tales como una bomba inoperante o una fuga en una via de fluido. Tmax puede ajustarse a cualquier valor deseado, y puede variar de acuerdo con el tipo de terapia de hemofiltracion que esta siendo administrada. Por ejemplo, Tmax puede especificarse en el orden de minutos, decenas de minutos u horas.
La figura 6 ilustra un proceso o algoritmo para implementar la caracteristica de seguridad Tmax. El algoritmo puede anadirse como una serie de etapas dentro del metodo 400, comenzando en la etapa 444. La etapa 444 decide si el valor almacenado de TFL esta dentro o fuera de tolerancia, mediante comparacion con los puntos de ajuste de tolerancia -W y +W. Si TFL esta fuera de tolerancia, el algoritmo avanza a la etapa del proceso 445, que pone en marcha un temporizador para realizar el seguimiento de durante cuanto tiempo permanece el estado fuera de tolerancia sin corregir. En la siguiente etapa 447, el algoritmo determina si el tiempo transcurrido que representa la duracion del estado fuera de tolerancia supera Tmax. En caso negativo, el algoritmo avanza a la etapa 446, tal como se muestra en la figura 4C. En caso afirmativo, la terapia de hemofiltracion se detiene inmediatamente en la siguiente etapa 449. En una realization, la etapa 449 puede ser realizada por el controlador 11 que interrumpe la potencia a las bombas 19, 29 y 41. En otro ejemplo, solamente la bomba de filtrado 29 y la bomba de fluido de sustitucion 41 se detienen en la etapa 449. En otra realizacion, todas las bombas excepto la bomba sanguinea 19 se detienen en la etapa 449. El mantenimiento del sistema u otra action manual pueden ser requeridas para efectuar una puesta en marcha de nuevo.
La figura 7 y la figura 8 ilustran etapas adicionales que pueden anadirse como bucles del proceso en un algoritmo o metodo. Estos bucles pueden ser necesarios especialmente para terapia prolongada que puede requerir probablemente el reemplazo de uno o ambos del colector de filtrado 33 y el recipiente de fluido 45, o para otro mantenimiento del circuito extracorporeo. Cuando el colector de filtrado 33 se llena, o cuando el recipiente de fluido 45 se vacia, el sistema de hemofiltracion esta disenado para interrumpir la terapia para permitir un reemplazo de la bolsa sin perder el rastro de la TFL. El bucle 700 interrumpe la terapia en respuesta a un colector de filtrado lleno. El bucle 800 interrumpe la terapia en respuesta a un recipiente de fluido de sustitucion vacio. Cualquiera o ambos de estos bucles puede implementarse antes de o despues de una etapa de funcionamiento de la bomba (por ejemplo, etapa 412, 422 o 434) para garantizar la interrupcion de la terapia cuando se requiera reemplazo de la bomba.
El bucle 700 comienza en la etapa 702, que es un bloque de decision que determina si la bolsa o el colector de filtrado esta lleno. Esta decision puede ser resuelta por el controlador 11 que lee una senal procedente del transmisor 37. Si se determina que la bolsa de filtrado no esta llena, el proceso abandona el bucle 700 volviendo al
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algoritmo principal para reanudar el funcionamiento justo donde lo dejo. Por ejemplo, si el algoritmo principal entro en el bucle 700 desde etapa 412, se reanudaria en la etapa 414. Si entro desde la etapa 422, se reanudaria en la etapa 424. Si entro desde la etapa 434, se reanudaria en la etapa 436. Si, sin embargo, se determina que la bolsa de filtrado esta llena, se ejecuta la etapa 704 para emitir una alarma de bolsa llena. La alarma de filtrado 39 puede accionarse durante esta etapa. En la siguiente etapa 706, una o mas de las bombas se detienen. En un ejemplo, solamente la bomba de filtrado 29 se detiene. En otro ejemplo, la bomba sanguinea 19 puede seguir funcionando despues de la emision de la alarma.
En la siguiente etapa 708, el valor actual de TFL se almacena en la memoria. El bucle 700 detiene el funcionamiento del sistema hasta que se cambia el colector de filtrado. Esta pausa se ilustra usando el bloque de decision 710, que permanece en un bucle indefinido hasta que hay una indicacion positiva de un cambio de bolsa. Cuando se ha instalado un nuevo colector de filtrado, el metodo avanza a la etapa 408 para evaluacion de la TFL. La indicacion positiva de un cambio de bolsa puede indicarse al controlador 11, por ejemplo, usando tecnologia de microconmutador y logica apropiada.
Las etapas del bucle 800 son para monitorizar el estado del fluido de sustitucion, usando una logica similar a la del bucle 700. En el bucle 800, la etapa 802 determina si la bolsa o recipiente de fluido de sustitucion esta vacio. Esta decision puede ser resuelta por el controlador 11 leyendo una senal procedente del transmisor 51. Si se determina que el recipiente de fluido de sustitucion no esta vacio, el proceso abandona el bucle 800 volviendo al algoritmo principal para reanudar el funcionamiento justo donde lo dejo. Por ejemplo, si el algoritmo principal entro en el bucle 800 desde la etapa 412, 422, o 434, se reanudaria en la etapa 414, 424 o 436, respectivamente. Si, sin embargo, se determina que el recipiente de fluido de sustitucion esta vacio, la etapa 804 se ejecuta para emitir una alarma de bolsa vacia. La alarma de fluido de sustitucion 53 puede accionarse durante esta etapa. En la siguiente etapa 806, una o mas de las bombas se detienen. En un ejemplo solamente se detiene la bomba de fluido de sustitucion 41. En otro ejemplo, la bomba sanguinea 19 puede seguir funcionando despues de la emision de la alarma.
En la siguiente etapa 808, el valor actual de TFL se almacena en la memoria. El bucle 800 detiene el funcionamiento del sistema hasta que se cambie el recipiente de fluido de sustitucion. Esta pausa se ilustra usando el bloque de decision 810, que permanece en un bucle indefinido hasta que hay una indicacion positiva de un cambio de bolsa. Cuando se ha instalado un nuevo recipiente de fluido de sustitucion, el metodo avanza a la etapa 408 para evaluacion de la TFL. La indicacion positiva de un cambio de bolsa puede indicarse al controlador 11 mediante el transmisor 51 que detecta el peso de la bolsa, o a traves de otra logica apropiada.
La invencion se ha desvelado de manera ilustrativa. Por consiguiente, la terminologia empleada en toda ella debe leerse como un ejemplo en lugar de forma limitante. Aunque modificaciones menores de la invencion se les ocurriran a los expertos en la materia, se entendera que lo que se pretende que este circunscrito dentro del alcance de la patente explicada en el presente documento son todas las realizaciones de este tipo que estan razonablemente dentro del alcance de las reivindicaciones adjuntas.

Claims (18)

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    REIVINDICACIONES
    1. Un sistema (200) para administrar una terapia de hemofiltracion a un paciente, en el que la terapia puede interrumpirse, comprendiendo el sistema de hemofiltracion (200) una interfaz del usuario (61) para introduccion por parte del usuario de una velocidad de perdida de fluido prescrita de la terapia:
    una bomba (29, 41) en comunicacion fluida con un circuito de hemofiltracion;
    un instrumento que mide un cambio del peso de fluido en el circuito de hemofiltracion, en el que la velocidad de perdida de fluido real se basa en mediciones fisicas como mediciones del peso de fluido y la velocidad de perdida de fluido real se determina como la diferencia entre la perdida de fluido a partir de un circuito extracorporeo menos la ganancia de fluido en el mismo circuito durante un periodo de tiempo seleccionado; y
    un dispositivo de control (11) configurado para calcular un valor para la perdida total de fluido (TFL) comparando los datos de perdida de fluido real con datos de perdida de fluido prescrita y un dispositivo de memoria (63) para almacenar el valor que representa la perdida total de fluido (TFL) del paciente;
    en donde, cuando la terapia comienza de nuevo despues de una interrupcion, el dispositivo de control (11) usa el valor para la perdida total de fluido (TFL) almacenado en el dispositivo de memoria (63) para regular la salida de fluido de la bomba (29, 41) para conseguir la velocidad de perdida de fluido prescrita.
  2. 2. El sistema (200) de la reivindicacion 1, en el que el dispositivo de control (11) actualiza el valor para la perdida total de fluido almacenado en el dispositivo de memoria (63) basandose en el cambio de peso de fluido medido por el instrumento.
  3. 3. El sistema (200) de la reivindicacion 2, en el que el dispositivo de control (11) ejecuta un algoritmo de control para regular la salida de fluido.
  4. 4. El sistema (200) de la reivindicacion 3, en el que el dispositivo de control (11) selecciona el algoritmo de control de acuerdo con el valor actualizado para la perdida total de fluido.
  5. 5. El sistema (200) de la reivindicacion 4, en el que el dispositivo de control (11) conserva el valor actualizado para la perdida total de fluido despues de una perdida de alimentacion electrica al sistema.
  6. 6. El sistema (200) de la reivindicacion 5, en el que cuando el sistema se pone en marcha de nuevo, el dispositivo de control (11) recupera del dispositivo de memoria el valor para la perdida total de fluido.
  7. 7. El sistema (200) de la reivindicacion 6, en el que si el dispositivo de control (11) determina que el valor para la perdida total de fluido esta fuera de tolerancia, el dispositivo de control (11) hace funcionar la bomba (29, 41) hasta que se alcanza un equilibrio de fluido deseado.
  8. 8. El sistema (200) de la reivindicacion 7, en el que cuando se alcanza el equilibrio de fluido deseado, el dispositivo de control hace funcionar la bomba de acuerdo con un segundo algoritmo de control.
  9. 9. El sistema (200) de la reivindicacion 1, en el que el dispositivo de control (11) detiene la terapia de hemofiltracion si el valor almacenado para la perdida total de fluido esta fuera de tolerancia.
  10. 10. El sistema de la reivindicacion 1, que comprende ademas:
    un circuito extracorporeo que funciona con el circuito de hemofiltracion, incluyendo el circuito extracorporeo
    un puerto de acceso (13) para extraer sangre del paciente,
    una bomba sanguinea (19) en comunicacion fluida con el puerto de acceso (13),
    un hemofiltro (23) que recibe sangre de la bomba sanguinea (19) y que tiene una membrana semipermeable que
    separa el agua y los solutos residuales de la sangre, saliendo el agua y los solutos residuales separados del
    hemofiltro (23) como un flujo de filtrado (27), saliendo la sangre separada del hemofiltro (23) como flujo
    sanguineo filtrado, siendo la bomba (29) en comunicacion con el circuito de hemofiltracion
    una bomba de filtrado (29) que extrae el flujo de filtrado del hemofiltro (23),
    un colector de filtrado (33) que recoge el filtrado que fluye desde la bomba de filtrado (29),
    un recipiente de fluido (45) que contiene un volumen de fluido de sustitucion,
    una bomba de fluido de sustitucion (41) que extrae fluido de sustitucion del recipiente de fluido (45) y que
    proporciona un flujo de fluido de sustitucion que suplementa el flujo sanguineo filtrado,
    un puerto de retorno (59) que recibe el flujo sanguineo filtrado suplementado para retorno al paciente;
    un instrumento de medicion de filtrado (35) que mide el peso de filtrado acumulado en el colector de filtrado (33)
    un primer instrumento de transmision (37) para transmitir una senal correlacionada con el peso de filtrado;
    un instrumento de medicion de fluido de sustitucion (49) que mide el peso de fluido que queda en el recipiente de
    fluido (45), y
    un segundo instrumento de transmision (51) para transmitir una senal correlacionada con el peso de fluido de sustitucion;
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    y
    en donde el dispositivo de control forma un subsistema para actualizar el valor de perdida total de fluido almacenado en el dispositivo de memoria (63) usando las senales de entrada procedentes de los primer y segundo instrumentos de transmision (37, 51) y en donde, cuando la terapia comienza de nuevo despues de una interrupcion, se usa el valor almacenado de perdida total de fluido para controlar el estado de fluido del paciente.
  11. 11. El sistema de la reivindicacion 10, en el que el subsistema actualiza el valor de perdida total de fluido calculando periodicamente un resultado de perdida total de fluido basandose en una o mas de las senales de entrada y escribiendo el resultado calculado en el dispositivo de memoria.
  12. 12. El sistema (200) de la reivindicacion 10, en el que el subsistema controla el estado de fluido del paciente regulando una o mas salidas de fluido de la bomba sanguinea, la bomba de filtrado y la bomba de sustitucion.
  13. 13. El sistema (200) de la reivindicacion 10, que comprende ademas una pantalla para visualizar el valor para perdida total de fluido.
  14. 14. El sistema (200) de la reivindicacion 10, en donde cuando el sistema se pone en marcha, el subsistema recupera del dispositivo de memoria (63) el valor para la perdida total de fluido y determina si el valor esta fuera de tolerancia.
  15. 15. El sistema (200) de la reivindicacion 14, en el que si el subsistema determina que el valor esta fuera de tolerancia por exceso, el subsistema enciende la bomba de filtrado (29) y apaga la bomba de sustitucion (41), hasta que se alcanza un equilibrio de fluido deseado.
  16. 16. El sistema (200) de la reivindicacion 15, en el que si el subsistema determina que el valor esta fuera de tolerancia por defecto, el controlador (11) enciende la bomba de sustitucion (41) y apaga la bomba de filtrado (29), hasta que se alcanza un equilibrio de fluido deseado.
  17. 17. El sistema (200) de la reivindicacion 16, en el que la interfaz del usuario (61) es para introduccion por parte del usuario de limites de tolerancia alto y bajo para la perdida total de fluido.
  18. 18. El sistema (200) de la reivindicacion 10, que comprende ademas una alarma (87) en donde, cuando el sistema se pone en marcha, el subsistema activa la alarma (87) si el valor para la perdida total de fluido esta fuera de tolerancia.
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