MXPA04011684A

MXPA04011684A - Aparatos, metodos y sistemas de calentamiento, valvula y bombeo de fluidos para maquina de dialisis automatica.

Info

Publication number: MXPA04011684A
Application number: MXPA04011684A
Authority: MX
Inventors: Anping Yu Alex
Original assignee: Baxter Int
Priority date: 2002-05-24
Filing date: 2003-05-15
Publication date: 2005-03-31
Also published as: JP5070249B2; EP1517718B1; JP2009213944A; US6939111B2; US20060113249A1; AU2003234607A8; US20090177149A1; EP2260888A3; US7087036B2; WO2003099356A2; US6953323B2; US20040010223A1; US6814547B2; US7500962B2; EP2260888A2; US20030217962A1; US7662286B2; US20030220609A1; JP4468802B2; AU2003234607A1

Abstract

Se proporcionan, un metodo, sistema y aparato para realizar dialisis peritoneal. Para este fin, en parte, se proporciona una bomba para un sistema de dialisis. La bomba incluye una primer pared de camara incluyendo una primer abertura, una segunda pared de camara incluyendo una segunda abertura, un piston, al menos una porcion del cual puede moverse a traves de la segunda abertura, el piston incluyendo una tercer abertura, y membranas, primera y segunda colocadas entre las paredes de camara, primera y segunda. Un vacio puede aplicarse a traves de la primer abertura para hablar la primer membrana hacia la primer pared de camara y puede aplicarse a traves de la tercer abertura para halar la segunda membrana hacia el piston. El piston despues mover la segunda membrana. Tambien se proporcionan aparatos, metodos y sistemas de control de bomba, control de valvula y control de calentador.

Description

APARATOS, MÉTODOS Y SISTEMAS DE CALENTAMIENTO, VÁLVULA Y BOMBEO DE FLUIDOS PARA UNA MÁQUINA DE DIÁLISIS AUTOMÁTICA ANTECEDENTES DE LA INVENCIÓN La presente invención se refiere generalmente a sistemas de diálisis. Más específicamente, la presente invención se refiere a sistemas de diálisis perifonéales automáticos. La presente invención también se refiere a métodos para realizar diálisis peritoneal automática y dispositivos para realizar la misma. Debido a la enfermedad, ataque u otras causas, el sistema renal de una persona puede fallar. En la falla renal de cualquier causa , existen varios trastornos fisiológicos. El equilibrio de agua, minerales y la excreción de carga metabólica diaria ya no es posible en falla renal. Durante la falla renal, los productos finales tóxicos de metabolismo de nitrógeno (urea, creatinina, ácido úrico, y otros) pueden acumularse en la sangre y tejidos. La falla del riñon y función reducida del riñón se han tratado con diálisis. La diálisis remueve el desperdicio, toxinas y exceso de agua del cuerpo, lo que de otra manera se habría removido por ríñones que funcionan de manera normal. El tratamiento de diálisis para el reemplazo de las funciones del riñón es crítico para mucha gente, debido a que el tratamiento salva la vida. Alguien que tiene falla renal podría no continuar viviendo sin reemplazar al menos las funciones de filtración de los ríñones. La hemodiálisis y la diálisis peritoneal son dos tipos de terapias de diálisis comúnmente utilizadas para tratar la pérdida de función del riñon. El tratamiento de hemodiálisís utiliza la sangre del paciente para remover el desperdicio, toxinas y exceso de agua del paciente. El paciente se conecta a una máquina de hemodiálisís y la sangre del paciente se bombea a través de la máquina. Los catéteres se insertan en las arterias y venás del paciente para conectar el flujo sanguíneo a y desde la máquina de hemodiálisís. A medida que la sangre pasa a través de un dializador en la máquina de hemodiálisís, el dializador remueve el desperdicio, toxinas y exceso de agua de la sangre del paciente y regresa la sangre al paciente. Una gran cantidad de dialisato, por ejemplo, aproximadamente 120 litros, se utiliza para dializar la sangre durante una terapia de hemodiálisís única. El dialisato consumido se descarta entonces. El tratamiento de hemodiálisís dura varias horas y generalmente se realiza en el centro del tratamiento aproximadamente tres o cuatro veces por semana. La diálisis peritoneal utiliza una solución de diálisis o "dialisato", que se vierte en la cavidad peritoneal del paciente a través de un catéter implantado en la cavidad. El dialisato contacta la membrana peritoneal del paciente en la cavidad peritoneal. El desperdicio, toxinas y exceso de agua pasa de la corriente sanguínea del paciente a través de la membrana peritoneal y hacia el dialisato. La transferencia de desperdicio, toxinas y agua de la corriente sanguínea en el dialisato ocurre debido a la difusión y osmosis, es decir, ocurre un gradiente osmótico a través de la membrana. El dialisato consumido se drena de la cavidad perltoneal del paciente y remueve el desperdicio, toxinas y exceso de agua del paciente. Este ciclo se repite. Existen varios tipos de terapias de diálisis peritoneal, incluyendo diálisis peritoneal ambulatoria continua ("CAPD"), diálisis peritoneal automática y diálisis peritoneal de flujo continuo. CAPD es un tratamiento de diálisis manual, en el cual el paciente conecta un catéter implantado a un drenaje y permite que un fluido de dialisato consumido se drene de la cavidad peritoneal. El paciente conecta entonces el catéter a una bolsa de dialisato fresco y vacía manualmente el dialisato fresco a través del catéter y hacia la cavidad peritoneal del paciente. El paciente desconecta el catéter de la bolsa de dialisato fresco y permite que el dialisato resida dentro de la cavidad para transferir desperdicio, toxinas y exceso de agua de la corriente sanguínea del paciente a la solución de dialisato. Después de un periodo de residencia, el paciente repite el procedimiento de diálisis manual. En CAPD, el paciente realiza varios ciclos de drenaje, llenado y residencia durante el día, por ejemplo, aproximadamente cuatro veces por día. Cada ciclo de tratamiento típicamente toma aproximadamente una hora. La diálisis peritoneal manual realizada por el paciente requiere una significativa cantidad de tiempo y esfuerzo del paciente. Este procedimiento inconveniente deja gran campo para mejoras de la terapia para mejorar la calidad de vida del paciente. La diálisis peritoneal automática CAPD") es similar a CAPD en que el tratamiento de diálisis incluyen un ciclo de drenaje, llenado y residencia. Las máquinas APD, sin embargo, realizan automáticamente tres a cuatro ciclos de tratamiento de diálisis peritoneal, típicamente durante la noche mientras el paciente duerme. Las máquinas APD se conectan de manera fluida a un catéter implantado. Las máquinas APD también se conectan de manera fluida a una fuente o bolsa de dialisato fresco y a un drenaje de fluido. Las máquinas APD bombean el dialisato fresco de la fuente de dialisato, a través del catéter, hacia la cavidad peritoneal del paciente y permiten que el dialisato resida dentro de la cavidad, de manera que la transferencia de desperdicio, toxinas y exceso de agua de la corriente sanguínea del paciente a la solución de dialisato puede tener lugar. Las máquinas APD bombean entonces el dialisato consumido de la cavidad peritoneal, a través del catéter, al drenaje. Las máquinas APD típicamente se controlan por computadora de manera que el tratamiento de diálisis ocurre automáticamente cuando el paciente se conecta a la máquina de diálisis, por ejemplo, cuando el paciente duerme. Es decir, los sistemas APD automática y secuencialmente bombean fluido en la cavidad peritoneal, permiten una residencia, y bombeo de fluido fuera de la cavidad peritoneal y repiten el procedimiento. Como con el proceso manual, varios cíelos de drenaje, llenado y residencia ocurrirán durante APD. Un "último llenado" se utiliza típicamente al final de APD, que permanece en la cavidad peritoneal del paciente cuando el paciente se desconecta de la máquina de diálisis por el dfa. APD librea al paciente de tener que realizar manualmente los pasos de drenaje, residencia y llenado. Sin embargo, las necesidades continuas que existen para proporcionar los sistemas APD mejorados. Por ejemplo, existen necesidades para proporcionar sistemas APD simplificados que son más fáciles para que los pacientes los utilicen y operen. Además, existen las necesidades de proporcionar sistemas APD de bajo costo y sistemas APD que son menos costosos de operar. Particularmente, existen necesidades de mejorar clínica, económica y ergonómicamente los sistemas APD conocidos. Los sistemas APD necesitan mejorarse para su uso en el hogar. Un problema común con los sistemas para el hogar actuales es que son susceptibles de choque eléctrico debido a la "corriente de derrame". La corriente que fluye de o entre los conductores aislados entre sí y de la tierra se llama "corriente de derrame". Si cualquier conductor se alza a un potencial arriba del potencial de tierra, entonces alguna corriente se limita a fluir de ese conductor a la tierra. Esto es real aún en conductores que se aislan bien de la tierra, ya que no existe tal cosa como el aislamiento perfecto o resistencia infinita. La cantidad de corriente que fluye depende de: (i) el potencial, (ii) la reactancia de capacitancia entre el conductor y la tierra y (iii) la resistencia entre el conductor y la tierra. Para equipo médico, varias diferentes corrientes de derrame se definen de acuerdo a las trayectorias que toman las corrientes de derrame. Una "corriente de derrame de tierra" es la corriente que normalmente fluye en el conductor de tierra de una pieza de equipo colocada a tierra de manera protectiva. En equipo médico, la impedancia a tierra de un anexo es normalmente más baja a través de un conductor de tierra protector de lo que lo es a través del paciente. Sin embargo, si el conductor de tierra protector se vuelve de circuito abierto, el paciente podría estar en riesgo de choque eléctrico.

La "corriente de derrame del paciente" es la corriente de derrame que fluye a través de un paciente conectado a una parte o partes aplicada(s). Puede ya sea fluir de las partes aplicadas a través del paciente a tierra o de una fuente externa de alto potencial a través del paciente y las partes aplicadas a tierra. Otros tipos de corrientes de derrame incluyen "corriente de derrame del anexo" y "corriente auxiliar del paciente". Las corrientes de derrame son normalmente pequeñas, sin embargo, la cantidad de corriente requerida para producir efectos fisiológicos adversos en pacientes es demasiada pequeña. De acuerdo con lo anterior, las corrientes de derrame deben limitarse tanto como sea posible por el diseño del equipo y para estar dentro de los límites de seguridad.

BREVE DESCRIPCIÓN DE LA INVENCIÓN Generalmente, la presente invención proporciona sistemas de diálisis mejorados y métodos mejorados para realizar la diálisis. Más particularmente, la presente invención proporciona sistemas y métodos para realizar diálisis peritoneal automática ("APD"). Los sistemas y métodos de la presente invención proporcionan automáticamente terapia de diálisis al proporcionar fluido de diálisis al paciente y drenar el fluido de diálisis consumido del paciente. También, los sistemas y métodos de la presente invención pueden realizar varias terapias de diálisis. Un ejemplo de la terapia de diálisis que puede realizarse de acuerdo a la presente invención incluye un intercambio de fluido de diálisis automático de un llenado del paciente, residencia y un drenaje del paciente. El sistema de diálisis de la presente invención puede realizar automáticamente terapia de diálisis en un paciente, por ejemplo, durante el tiempo de dormir, mientras el paciente duerme. Para este fin, en una modalidad, se proporciona un sistema de diálisis. El sistema incluye una línea de suministro de fluido. Una unidad desechable está en comunicación fluida con la línea de suministro de fluido. La unidad desechable tiene al menos dos membranas flexibles que se unen juntas en ubicaciones seleccionadas y a una pieza de plástico rígida o colector. Las membranas pueden ser de una sola capa o doble capa. Un material de membrana preferido se describe en la presente. Las membranas se sellan entre sí para definir un receptáculo de bomba de fluido y una trayectoria de calentamiento de fluido. Las membranas y colector de plástico definen un número de cámaras de válvula flexibles. La unidad desechable también se comunica de manera fluida con una línea de paciente y una linea de drenaje. El colector y otras áreas de la unidad desechable incluyen bordes cónicos o reducidos que proporcionan un área para sellar las membranas. El área cónica o de espesor reducido requiere menos calor que el espesor completo, ya que reduce la disparidad de hundimiento de calor entre el espesor del colector de la unidad desechable y las membranas flexibles más delgadas. La estructura del colector se dobla o curva para proporcionar rigidez. La estructura también es asimétrica y se diseña para colocarse en la unidad de hardware en solamente una dirección . La unidad de hardware puede transportarse manualmente al hogar del paciente y abrirse, de manera que el paciente puede colocar una unidad desechable en la misma y cerrarse, de manera que la unidad de diálisis y la unidad desechable forman cooperativamente una cámara de bomba que permite que el fluido de diálisis se bombee hacia y desde el paciente. La unidad de hardware tiene un anexo que define una cubierta de bomba , un accionador de válvula y un calentador. La unidad desechable se coloca en y remueve del anexo. El receptáculo de bomba de fluido de la unidad desechable y la cubierta de la unidad de hardware forman una cámara de bomba. La cámara de bomba opera con un accionador de bomba, que también se ubica dentro de la unidad de hardware transportable. Cuando se empacan, una pluralidad de tubos se extienden desde la unidad desechable. Los extremos de los tubos tienen conectores que se unen a un solo cuerpo. El cuerpo define o proporciona una pluralidad de protectores de punta que mantienen los tubos en un orden de acuerdo a los pasos de la terapia. El cuerpo se - -configura para deslizarse hacia la unidad de hardware del sistema de una dirección, de manera que un paciente puede halar fácilmente los tubos y conectores del organizador de protectores de punta. El protector de punta utilizado para alojar el conector de fluido del paciente incluye un filtro hidrofobico que permite que aire pero no fluido, se escape. Este protector de punta ventilado permite que el sistema se cargue sin tener que realizar equilibrio de elevación o medición de fluido controlada. El sistema realiza una carga al fluir fluido a través del sistema y hacia la línea de fluido de paciente hasta que el dialisato se regresa contra el filtro, causando un incremento de presión de fluido, que se detecta por el sistema. El sistema detiene entonces el bombeo. La unidad de hardware también proporciona un controlador. El controlador incluye una pluralidad de procesadores, un dispositivo de memoria para cada procesador y capacidad de entrada/salida. Uno de los procesadores coordina la operación del accionador de bomba, el accionador de válvula y el calentador con las diversas etapas de flujo de dialisato, tal como las etapas de llenado, residencia y drenaje. El procesador también controla u obtiene la retroalimentación de una pluralidad de diferentes tipos de detectores. Los detectores incluyen, entre otros, una detector de volumen del fluido de capacitancia, un detector de la temperatura de fluido de diálisis, un detector de presión, un detector de vacio, un detector de detección de aire y un detector de posicionamiento mecánico. En una modalidad, el sistema utiliza tanto control de movimiento prefijo como control de presión adaptador para controlar la presión de fluido dentro del receptáculo de bomba. El sistema utiliza una aceleración del motor de bomba prefija para superar la sumisión del sistema (es decir, expansión del tubo y membrana), que de otra manera no se superaría fácilmente por el control conocido proporcional, diferencial o integral. Después de que el sistema supera la sumisión, el sistema se convierte a un control adaptador utilizando técnicas adaptadores para controlar la presión al controlar de manera precisa la velocidad de un eje de motor de bomba. Los parámetros adaptadores se modifican con el tiempo para la sintonización correcta del sistema. Este método es especialmente importante para los ciclos de llenado y drenaje del paciente, en donde el paciente puede sentir las fluctuaciones de presión. El método también compensa fácilmente las variaciones de presión debido a la altura de la bolsa, llenado de la bolsa, etc. El detector de volumen del fluido de capacitancia indica un volumen de fluido en la cámara de bomba, en donde el detector genera una señal de voltaje que es indicativa del volumen de fluido en el receptáculo. El controlador recibe la señal de voltaje y convierte la señal en una cantidad de fluido o una cantidad de aire dentro del receptáculo de fluido flexible de la cámara de bomba. El accionador de bomba puede operarse mecánica o pneumáticamente. Cuando se acciona mecánicamente, un motor de bomba acciona una fuente de vacío, tal como un cilindro de pistón, que hala una vacío en las membranas del receptáculo de fluido de la unidad - -desechable. Aquí, un detector de colocación mecánica, tal como un codificador, detecta el ángulo de un eje de motor de bomba relativo a una posición local y envía una señal al controlador, en donde el controlador puede ajustar el motor de bomba de acuerdo con lo anterior. El codificador también proporciona retroalimentación de seguridad al controlador, mediante lo cual el controlador, una vez que inicia la terapia, previene que el eje de leva gire a una posición donde las válvulas puede llenar de manera libre al paciente. Cuando el accionador de bomba se opera neumáticamente, el sistema en una modalidad utiliza una bomba al vacío para halar aparte las membranas del receptáculo de fluido. Aquí, el sistema utiliza un detector de vacío para detectar el estado de la bomba al vacío y un dispositivo de detección mecánica, tal como un codificador lineal, para detectar el estado de un pistón de bomba. De esta manera, el sistema mantiene una presión negativa en una de las membranas del receptáculo de fluido de la unidad desechable para halar algo lejos de la otra membrana y extraer fluido de diálisis hacia el receptáculo de fluido. La presión negativa en la membrana activa se libera entonces, que empuja la membrana hacia la otra membrana y dispersa el fluido de diálisis del receptáculo de bomba. En otra modalidad, un pistón de bomba mecánico puede unirse neumáticamente unido a una de las membranas, en donde el sistema mecánicamente hala la membrana lejos de la otra membrana. En una modalidad, la membrana se acopla al pistón de bomba a través de la presión negativa. La bomba también incluye un diafragma que se hala a un lado inferior del cabezal de pistón, en donde la membrana se jala a un lado superior del mismo. En una modalidad adicional, el sistema hala mecánicamente una de las membranas mientras aplica la presión negativa a la misma. El sistema también realiza otras tareas necesarias de manea automática. Por ejemplo, el sistema calienta automáticamente el diaiisato a una temperatura deseada mientras bombea el diaiisato al paciente. El calentador calienta la trayectoria de calentamiento del fluido definida por las membranas flexibles de la unidad desechable. En una modalidad, el calentador incluye una placa de calentamiento eléctrica. Alternativamente, o además de la placa de calentamiento, el calentador incluye una fuente de calentamiento infrarroja. En una modalidad, la trayectoria de calentamiento del fluido y el calentador definen un calentador en línea, que calienta el diaiisato a medida que pasa de la bolsa de suministro al paciente. El sistema emplea un método de control de calor que utiliza un algoritmo a base de conocimiento y un algoritmo a base de lógica indistinta. El primero utiliza leyes de física, datos empíricos y señales introducidas, detectadas. El último introduce una diferencia entre las temperaturas actuales y deseadas y utiliza funciones de miembro de lógica indistinta y reglas de lógica indistinta. Cada algoritmo opera a una frecuencia de actualización diferente Cada algoritmo emite un ciclo de obligación, en donde el sistema pesa el ciclo de obligación a base de lógica indistinta relativo al ciclo de obligación a base de conocimiento y produce un ciclo de obligación de calentador total. Este método permite el control de la temperatura del dlalisato exacto. El sistema purga automáticamente aire del dialisato, por ejemplo, a través de la cámara de bomba. El sistema también detecta un volumen total de fluido bombeado al paciente, lo graba y registra. Además, el sistema conoce la velocidad de flujo instantánea y la presión de fluido del fluido que entrada o deja la cavidad peritoneal del paciente. La unidad desechable incluye un colector de válvula. El colector define una pluralidad de cámaras de válvula. La unidad de hardware incluye un accionador de válvula que selectiva y secuencialmente se presiona contra una o más de las cámaras de válvula. En una modalidad, un accionador de válvula mecánicamente operado incluye un eje de leva única y una pluralidad de levas. Las levas se presionan contra una de las membranas de la unidad desechable para embragar la otra membrana y bloquear o no permitir el flujo de fluido. Como se establece arriba, el sistema utiliza un dispositivo detector, tal como un codificador giratorio, para detectar el ángulo del eje de leva relativo a una posición local, de manera que el controlador puede girar el eje de leva para abrir y cerrar una o más válvulas según se desee. El eje de leva única se asegura de atrás hacia delante entre: las posiciones de llenado de suministro y la cámara de bomba; posiciones de drena del sistema y drenaje del paciente; y entre posiciones de llenado del paciente y llenado de la cámara de bomba. Estas posiciones se accionan por una posición - -rotacional única en un perfil de leva total (es decir, la superposición de cada una de las levas individuales como se ve desde el final del eje de leva). La unidad desechable de la presente invención se proporciona en una variedad de diferentes formas. En una modalidad , la porción de la unidad desechable formando la trayectoria de calentamiento se forma por las mismas membranas que se sellan al miembro rígido o colector que forma las cámaras de válvula. Las mismas membranas también forman el receptáculo de bomba. En otra modalidad, la unidad desechable incluye un primer conjunto de membranas que forman el receptáculo de bomba y el colector de válvula a través del miembro rígido. Aquí, la unidad desechable incluye un segundo conjunto de membranas, distintas de las primeras membranas, que forman la trayectoria de calentamiento del fluido. En una modalidad, la tubería de grado médico conecta el primer conjunto de membranas ai segundo conjunto. En particular, la tubería permite que la trayectoria de calentamiento del fluido se conecte de manera fluida al conductor de válvula . La unidad desechable en otra modalidad incluye una primer membrana flexible y una segunda membrana flexible que aloja el receptáculo de bomba, la trayectoria de calentamiento del fluido y el conductor de válvula rígido. La unidad desechable también incluye una estructura rígida que se une a al menos una de las membranas flexibles, primera y segunda. La estructura rígida permite a un paciente u operador colocar la estructura y la unidad desechable en el anexo de la unidad de hardware del sistema de diálisis automático. La estructura rígida se dimensiona para ajustarse de manera segura en un lugar dedicado en el anexo. La estructura rígida mantiene además la unidad desechable estable, mientras el paciente u operador conecta los tubos a la misma. Por ejemplo, el conductor de válvula proporciona puertos u otros tipos de conectores para conectar a una línea de suministro, una línea de drenaje y una línea de paciente. En una modalidad, la estructura rígida se extiende alrededor o rodea las membranas incluyendo el receptáculo de bomba, trayectoria de calentamiento del fluido y conductor de válvula. En una modalidad, la estructura rígida es plástico. En una modalidad, la estructura rígida se dobla a lo largo de al menos dos lados, para incrementar la rigidez de la unidad desechable y mantener alejada a la unidad desechable de la deformación durante la porción de sellado por calor de su fabricación. En una modalidad, el miembro rígido o conductor de la unidad desechable incluye interfases que permiten a las membranas sellarse más fácilmente al conductor. Los bordes de conductor son cónicos para reducir el calor necesario para formar un enlace cohesivo entre las membranas y el conductor de válvula de plástico. Los bordes cónicos similares a cuchillos también reducen o eliminan el espacio entre las membranas, superior e inferior, que reduce la oportunidad de que ocurran derrames en la unidad desechable. Los bordes biselados también reducen la probabilidad de que el proceso de sellado por calor se quemará a través de as membranas. La unidad de hardware descrita arriba incluye un - -dispositivo de despliegue que proporciona información del sistema de diálisis. El dispositivo de despliegue también permite que el paciente u operador introduzca información y ordenes al controlados Por ejemplo, el dispositivo de despliegue puede incluir una pantalla de tacto asociada que permite al paciente u operador iniciar el flujo automático del dialisato a través de la unidad desechabie. El sistema comienza a bombar neumática y/o mecánicamente dialisato a través de la cámara de bomba, más allá del calentador en línea y hacia la cavidad peritoneal del paciente. Después, el sistema corre automáticamente los otros ciclos de terapia de diálisis, por ejemplo, mientras el paciente duerme y/o en la noche. El sistema automático no solamente transfiere el dialisato de un recipiente de suministro al paciente, sino que también el sistema permite que el dialisato resida dentro del paciente por una cantidad de tiempo y opera automáticamente para transferir el dialisato del paciente a un drenaje.

El sistema proporciona una interfase de usuario gráfica ("GUI"). GUI en una modalidad emplea un explorador de web incrustado y un servidor de web incrustado. El explorador de web y servidor operan en un microprocesador principal para el sistema. GUI también emplea software de control y acceso del instrumento, que opera en el procesador de sistema principal y en uno o más procesadores delegados. El software de control y acceso del instrumento incluye dispositivos de nivel inferior, tales como el calentador y la bomba. GUI también proporciona software intermedio que permite que el explorador de web se comunique con el software de - -control y acceso del instrumento. GUI despliega un número de pantallas de preparación de terapia y un número de pantallas de tratamiento de diálisis. Las pantallas de preparación generalmente conducen al paciente a través de la porción de preparación de la terapia . El sistema espera que una entrada del operador antes de proceder a la siguiente pantalla de preparación . Las pantallas de preparación proporcionan información al paciente en la forma de imágenes de tiempo real del equipo y a través de las animaciones de las acciones necesarias para conectar el sistema al paciente. Las pantallas de tratamiento de terapia despliegan los diversos ciclos de la terapia al paciente en tiempo real o substancialmente en tiempo real. Las pantallas de tratamiento de terapia despliegan información tal como tiempo de ciclo tanto de manera gráfica como cuantitativa. Las pantallas de tratamiento de terapia no requieren la entrada de un paciente, quien puede dormir mientras se despliegan entras pantallas. Cuando la terapia se completa, el sistema de nuevo despliega un número de pantallas de desconexión que, como las pantallas de preparación , esperan una entrada del paciente antes de realizar una acción. Las pantallas de tratamiento se colorean e iluminan para ver en la noche, y pueden fácilmente verse desde una distancia de aproximadamente 3.04 a 4.56 metros, sin embargo, las pantallas se iluminan para no despertar a un paciente durmiendo. En una modalidad, el fondo de las pantallas es negro, mientras que los gráficos son rojo rubí. En contraste, las pantallas de preparación se iluminan y colorean para ver en el día. Con las modalidades anteriores, una ventaja de la presente invención es proporcionar sistemas mejorados y métodos para realizar diálisis. Otra ventaja de la presente invención es proporcionar sistemas mejorados y métodos para realizar d iálisis peritoneal. Una ventaja adicional de la presente invención es proporcionar un sistema de diálisis peritoneal automático y método para operar el mismo. Todavía otra ventaja de la presente invención es proporcionar un sistema de diálisis peritoneal automático que proporciona las ventajas de terapia de diálisis. Todavía una ventaja adicional de la presente invención es proporcionar un sistema de diálisis peritoneal automático que tiene ventajas económicas. Todavía otra ventaja de la presente invención es proporcionar un sistema de diálisis peritoneal automático que tiene calidad de ventajas de vida. Una ventaja adicional de la presente invención es proporcionar una unidad desechable que tiene lados curvos, que incrementan la rigidez y reducen la flexión de la unidad desechable.

Además, una ventaja de la presente invención es proporcionar una unidad desechable que tiene interfases cónicas que reducen el hundimiento de calor del conductor semi-rígido y proporcionan un sello más robusto. Varias características y ventajas de la presente invención pueden volverse aparentes en la lectura de esta descripción incluyendo las reivindicaciones anexas con referencia a los dibujos acompaflantes. Las ventajas pueden desearse, pero no necesariamente requerirse para practicar la presente invención .

BREVE DESCRIPCIÓN DE LAS FIGURAS La Fig. 1 ilustra de manera esquemática una modalidad de un sistema de diálisis automático de la presente invención que tiene una bomba de fluido mecánicamente accionada. La Fig. 2 ilustra de manera esquemática otra modalidad de un sistema de diálisis automático de la presente invención que tiene una bomba de fluido accionada de manera fluida. Las Figs. 3A y 3B ilustran vistas en perspectiva de la unidad de hardware y unidad desechable de la presente invención . La Fig. 4A es una vista en planta de una modalidad de las unidades de hardware y desechable de la presente invención. La Fig. 4B es una vista transversal tomada a lo largo de la línea 4B-4B en la Fig. 4A, que muestra una configuración posible de los componentes del sistema dentro de la unidad de hardware. Las Figs. 5 y 6 ilustran las modalidades adicionales de la unidad desechable de la presente invención . La Fig. 7 es una vista en perspectiva de una modalidad de un conductor de válvula que incluye una interfase de espesor reducido - -para sellarse a las membranas de una unidad de diálisis desechable.

La Fig. 8 es una vista en perspectiva de una modalidad de un organizador de múltiples protectores de punta de la presente invención, La Fig. 9 es una vista seccional en elevación del organizador de múltiples protectores de punta ilustrado en la Fig. 8.

La Fig. 10 es una vista seccional en elevación de una modalidad de un protector de punta ventilado de la presente invención, que muestra al protector de punta alojando un conector de línea de fluido del paciente. La Fig. 1 1 es una vista seccional en elevación de una modalidad del conector de línea de fluido del paciente que se acopla al protector de punta ventilado de la presente invención. La Fig. 12 es una vista seccional en elevación de una modalidad del protector de punta ventilado de la presente invención .

La Fig. 13 es una vista seccional de una modalidad de una estructura de película de una capa para las membranas de unidad desechable de la presente invención. La Fig. 14 es una vista seccional de una modalidad de una estructura de película de múltiples capas para las membranas de unidad desechable de la presente invención. La Fig.15 es una vista en perspectiva de una modalidad de un accionador de válvula en combinación con el conductor de fluido de la presente invención. Las Figs. 16A y 16B ilustran características del eje de leva - -e instalación de leva de la presente invención. Las Figs. 17A y 17B ilustran una modalidad de una bomba de fluido operada mecánicamente y detector de volumen del fluido tipo capacitancia de la presente invención. La Fig. 18 ilustra una modalidad alternativa de una bomba de fluido operada de manera fluida y detector de capacitancia de la presente invención. La Fig. 19 es una ilustración gráfica de una modalidad de la presente invención para el control de la presión dentro de una bomba de fluido a través del control de velocidad preciso de un pistón de bomba. La Fig. 20 es una ilustración esquemática de una modalidad de un algoritmo de la presente invención para realizar control de presión adaptador tipo proporcional, integral o derivado. La Fig. 21 es una ilustración gráfica de una modalidad de la presente invención para el control de la presión dentro de una bomba de fluido dentro del llenado repetido del paciente y halado de los trazos de la bolsa de suministro. La Fig. 22 es una ilustración gráfica de una modalidad de la presente invención para el control de la presión dentro de una bomba de fluido durante el drenaje repetido del paciente y bombeo a los trazos. La Fig. 23 es una ilustración esquemática de una modalidad de un algoritmo de la presente invención para adaptar los parámetros de corrección de error de presión con el tiempo para - -optimizar la eficiencia de control de presión. La Fig. 24 es una tabla que ilustra un conjunto de los parámetros de corrección ilustrados en conexión con la Fig. 23. La Fig . 25 es una representación esquemática de una modalidad de un método de control del calentador de la presente invención. La Fig. 26 es un diagrama de flujo de un algoritmo a base de conocimiento del método tratado en conexión con la Fig . 25. La Fig. 27 es un diagrama de flujo de un algoritmo a base de lógica indistinta del método tratado en conexión con la Fig. 25. La Fig . 28 es un diagrama de aislamiento eléctrico que ilustra una modalidad para proporcionar aislamiento eléctrico doble en la unidad de fluido médico de la presente invención. La Fig . 29 es una representación esquemática de una modalidad de la interfase de usuario gráfica en base a la web de la presente invención . Las Figs. 30A y 30B son disparos de pantalla de un dispositivo de despliegue que emplea la interfase de usuario gráfica de la presente invención .

DESCRIPCIÓN DETALLADA DE LA INVENCIÓN La presente invención se refiere a sistemas de diálisis y métodos para realizar diálisis. En particular, la presente invención se refiere a un sistema y método para proporcionar automáticamente terapia de diálisis peritoneal a pacientes. La presente invención - -proporciona múltiples intercambios automáticos de fluido de diálisis hacia y desde la cavidad peritoneal del paciente. Los intercambios automáticos de dialisato incluyen periodos de drenaje, llenado y residencia , que usualmente ocurren mientras el paciente duerme. Una terapia típica puede incluir tres a cinco intercambios de fluido de diálisis. La presente invención, en una modalidad, proporciona un sistema de paso único, en donde el dialisato pasa a través de la cavidad peritoneal solamente una vez antes de desecharse. Aunque la presente invención realiza diálisis peritoneal, también es adecuado para otros tipos de diálisis y otras operaciones médicas del fluido. 1 . El sistema en general Refiriéndose ahora a los dibujos y en particular a la Fig . 1 , una terapia típica realizada por el sistema 10 de la presente invención comienza a drenar solución de diálisis que ya está en la cavidad peritoneal del paciente 12. El sistema 10 bombea dialisato fresco de una de una pluralidad de bolsas 14, a través de un calentador en línea 16 al paciente o cavidad peritoneal 12. Después de un periodo de residencia en la cavidad peritoneal del paciente 12, el dialisato consumido en la cavidad se bombea fuera del paciente o cavidad 1 2 a un drenaje 18 u otro medio desechable. El sistema 10 también bombea dialisato fresco de las bolsas de suministro 14 al paciente o cavidad peritoneal 12 y el procedimiento se repite como se define en el procedimiento de terapia. El sistema 10 en una modalidad bombea una última bolsa de dialisato (usualmente, un dialisato que tiene una formulación diferente que el dialisato en las otras bolsas de - -sumínistro) a la cavidad peritoneal 12 por uña residencia extendida, tal como residencia en el día. En una modalidad, el sistema 1 0 incluye una bomba de diafragma operada mecánicamente 20. La bomba de diafragma mecánicamente operada 20 emplea un motor de bomba 22 y un accionador de bomba lineal 24. Un vacío puede también utilizarse con el accionador mecánico para la bomba de diafragma 20, como se describe en detalle abajo. En otra modalidad ilustrada en la Fig. 2, la bomba se activa completamente de manera fluida. En la Fig . 1 el sistema 1 0 también incluye un accionador de válvula 26, que acciona mecánicamente las válvulas V1 a V5. Un controlador 30 controla el accionador de válvula 26 para abrir las válvulas V1 a V5 como sea necesario para lograr una dirección deseada de flujo de fluido de dialisato. En una modalidad, el accionador de válvula 26 incluye un motor de válvula 28 y un eje de leva (ilustrado abajo) que abre una o más de las válvulas V1 a V5 para lograr el flujo de dialisato deseado. El controlador 30 incluye una pluralidad de procesadores y un dispositivo de memoria para cada procesador. Los procesadores incluyen un microprocesador principal y un número de procesadores delegados. El microprocesador principal corre ciertas tareas de alto nivel tal como la inferíase de usuario gráfica ("GUI") descrita abajo. Los procesadores delegados realizan las tareas de nivel inferior, tales como movimiento de las válvulas, lectura de los detectores, control del ciclo de obligación del calentador, etc. Un procesador adicional se - -proporciona solamente para el propósito de rastrear los parámetros de seguridad , tal como la placa calentadora y temperatura del fluido médico. Para propósitos de la presente invención , excepto donde se especifique de otra manera, el término "procesador 34" se refiere colectivamente a todos los procesadores y el término "dispositivo de memoria 32° se refiere colectivamente a todos los dispositivos de memoria correspondientes. El controlador 30 también incluye un módulo de entrada/salida ("l/O") 36. El dispositivo de memoria 32 almacena un programa de computadora que contiene una secuencia de paso por paso para el sistema 1 0 y configura que ciertas salidas ocurran en las entradas especificadas. El procesador 34 corre el programa en el dispositivo de memoria 32. El módulo l/O 36 acepta las líneas de señal de varios detectores. El módulo l/O 36 también conecta las líneas de energía incluyendo líneas de energía de entrada (incluyendo si la batería se energiza) y las líneas de energía emitidas a los diversos componentes eléctricos. El controlador 30, en una modalidad, incluye un controlador de video 38, que también puede ser una tarjeta de video . El controlador 30 también incluye un dispositivo de despliegue o monitor de video 40 que despliega la información de diálisis o tratamiento médico a un paciente u operador. En una modalidad, el controlador 30 también incluye una pantalla de tacto 42 que se interconecta con el monitor de video 40 y se comunica eléctricamente con el módulo l/O 36. La pantalla de tacto 42 permite al paciente u - -operador introducir información de diálisis o tratamiento médico en el controlador 30. El controlador 30 controla el controlador 16, la bomba 20 y el accionador de válvula 26 en un número de diferentes fases que hacen un tratamiento de diálisis o médico único. En una primer fase de llenado de bomba, el controlador 30 activa la bomba 20 para bombear fluido médico o dialisato de una de las bolsas de suministro 14. En la Fig . 1 , el controlador 30 ordena a una fuente de vacío 44 , incluyendo un motor de bomba de aire 46, para halar un vacío en ambos lados de la bomba 20 a través de una primer línea de vacío 48 y una segunda línea de vacio 50. Las líneas de vacío 48 y 50 halan los vacíos respectivos a través de las paredes de cámara de bomba, primera y segunda, para succionar una de un par de membranas opuestas dentro de la cámara de bomba contra el interior de la cámara de bomba. La otra membrana se mantiene contra un cabezal de pistón en la bomba 20. La otra membrana se une alternativamente, temporal o permanentemente, de manera mecánica al cabezal de pistón, volviendo al vacio en el lado del pistón de la bomba 20 innecesario. Con las membranas mantenidas contra el interior de la cámara de bomba y el cabezal de pistón, el controlador 30 ordena al accionador lineal 24 arrastres dentro de la bomba 20. El arrastre causa que las membranas dentro de la cámara de bomba se halen aparte. En este momento, el controlador 30 controla el accionador de válvula 26 de manera que la válvula V1 se abre. El halado aparte de las membranas causa que ocurra una presión negativa en la línea de - -llenado 52, en donde la presión negativa hala el fluido médico o dialisato de la bolsa de suministro 14, a través de la línea de llenado 52, en un receptáculo creado por las membranas abiertas dentro de la cámara de bomba de la bomba 20. En una fase de llenado del paciente, con la presión negativa aún mantenida por la fuente de vacio 44, a través de las paredes de la cámara de bomba, en las membranas interiores, el controlador 30 causa que el accionador de bomba lineal 24 se mueva hacia arriba dentro de la bomba 20. El movimiento hacia arriba del accionador 24 y un cabezal de pistón unido proporciona una presión mecánica positiva que cierra el receptáculo de membrana y asi bombea el fluido médico fuera de la bomba 20. En este momento, el controlador 30 controla el accionador de válvula 26 de manera que solamente las válvulas V2 y V3 se abren. Consecuentemente, todo el fluido que sale de la bomba 20 se bombea a través de una línea del calentador 54, más allá del calentador en línea 16, a través de una línea de catéter 56, y hacia el paciente, por ejemplo, la cavidad peritoneal del paciente 12. La línea de catéter 56 en una modalidad se conecta a un catéter de lumen único, que se implanta en el paciente 12. Aunque, en otras modalidades, el sistema 10 puede emplear un catéter de multi-lumen. El calentador 16 en una modalidad incluye una o más placas de calentamiento eléctricas, que calientan el fluido médico a temperatura toscamente corporal. El controlador 30 energiza y desenergiza el calentador 16 como sea necesario, para obtener la - -temperatura de fluido apropiada. El controlador 30 puede cerrar las válvulas V2 y V3, ubicadas en lados opuestos del calentador 16 en la línea del calentador 54 , su el fluido médico es demasiado caliente o demasiado frío. El dialisato inapropiadamente calentado no entra a la cavidad peritoneal 12. El controlador 20 repite la fase de llenado de bomba y la fase de llenado de calentador hasta que la cavidad peritoneal del paciente 12 se llena de fluido de acuerdo al procedimiento de terapia . En una modalidad , el volumen dentro de la bomba es aproximadamente treinta a cincuenta mililitros, y un paciente adulto típicamente utiliza aproximadamente dos litros de fluido de diálisis. De acuerdo con lo anterior, la fase de llenado de bomba y la fase de llenado de calentador puede repetirse en el orden de cincuenta veces. En una modalidad , el accionador de bomba 24 mantiene una presión de fluido en la bomba 20 de aproximadamente tres libras por pulgada cuadrada ("psi"). El sistema 1 0 proporciona un detector de volumen del fluido 60, que mide el volumen actual del fluido médico que se ha forzado a través de la bomba 20. Al sumar los múltiples volúmenes de bomba individuales, el controla conoce de manera exacta cuanto fluido médico o dialisato se ha suministrado al paciente 12. El sistema 10 en una modalidad repite la fase de llenado de bomba y la fase de llenado de calentador hasta que la bomba 20 ha suministrado un volumen predeterminado de fluido médico. El volumen predeterminado puede introducirse en el controlador 30 por un paciente u operador a través de la pantalla de tacto 42. En una fase de residencia , el controlador 30 deja que el fluido médico o diaiisato permanezca dentro del paciente 12 por una cantidad de tiempo, que puede controlarse por el controlador 30, el paciente 12 o un operador. En una modalidad , el controlador 30 determina el tiempo de residencia, pero el paciente 12 u operador puede anular el sistema 1 0 y ordenar que el sistema 1 0 remueva el fluido médico del paciente 1 2. En una segunda fase de llenado de bomba , el fluido médico se remueve del paciente 12. El controlador 30 y el accionador 26 abren la válvula V4, mientras cierra las válvulas restantes. Con la fuente de vacío aún manteniendo una presión negativa en las membranas dentro de la bomba 20, el accionador lineal 24 arrastra el pisón de bomba dentro de la cámara de bomba 20 y reabre el receptáculo entre las membranas. La presión negativa creada por abrir el receptáculo hala el fluido médico del paciente 12 a través de la línea de catéter 56 y hacia el receptáculo de membrana formado dentro de la bomba 20. En una fase de drenaje, con la presión negativa aún mantenida por la fuente de vacío 44, a través de las paredes de la cámara de bomba , en las membranas interiores, el controlador 30 causa que el accionador de bomba lineal 24 se mueva hacia arriba dentro de la bomba 20. El movimiento hacia arriba del accionador 24 causa que una presión mecánica positiva cierre el receptáculo de membrana y bombee así el fluido médico fuera de la bomba 20. En - -este momento, el controlador 30 controla el accionador de válvula 26 de manera que solamente la válvula V5 se abre. Consecuentemente, todo el fluido que sale de la bomba 20 se bombea a través de una línea de drenaje 58 y hacia el drenaje 18. El drenaje 18 puede ser una bolsa de drenaje o un tubo de drenaje dentro de un hogar, un hospital o en cualquier otra parte. Una modalidad del detector de volumen del fluido 60 se describe en más detalle abajo en conexión con la descripción de la bomba de diafragma 20. Además del detector de volumen del fluido 60, el sistema 1 0 incluye varios otros tipos deseados de detectores.

El sistema 1 0 incluye detectores de temperatura 62, tales como los detectores T1 a T4, que miden la temperatura en lugares relevantes dentro del sistema 0. En una modalidad, los detectores 62 no son invasivos, sin embargo, cualquier otro tipo de detectores de temperatura puede emplearse. Como se ilustra en la Fig . 1 , los detectores T1 y T2 proporcionan retroalimentación post calentador redundante de la temperatura de fluido al controlador 30. El detector T3 proporciona una temperatura del fluido médico antes del calentamiento. El detector T4 proporciona la temperatura ambiente. El sistema 10 también proporciona detectores de temperatura 62 que monitorean la temperatura del calentador 16. En una modalidad, el calentador 16 es un calentador de placa en línea. El calentador de placa en línea 16 puede tener una o más placas calentadoras, por ejemplo, dos placas calentadoras teniendo una unidad desechable colocada entre las mismas. Los detectores de temperatura separados PT1 y PT2 se proporcionan para monitórear la temperatura de cada una de las placas del calentador de placa . El sistema 10 puede así controlar cada calentador de placa individualmente. E! sistema 1 0 incluye uno o más detectores de aire 64, tai como el detector AS 1 , colocado directamente en el canal de la entrada y salida de la bomba 20. Otro detector de aire AS2 monitorea aire en el fluido médico después de que deja el calentador 16 y justo antes del cierre final de la válvula V3 conduciendo a la línea de catéter 56. El controlador 30 monitorea el contenido de aire detectado por los detectores de aire 64 y controla así el sistema 10 para realizar cualquier purga de aire necesaria . El sistema 10 puede separar y descargar el aire del fluido o simplemente transportar el aire al drenaje 18. El sistema 10 también incluye un solenoide de ventilación de aire 66, que se opera por el controlador 30. El solenoide de ventilación de aire 66 permite que el sistema 10 libere el vacío aplicado a una o ambas de las membranas en la bomba 20. El sistema 10 puede acumular aire por varias razones. Por ejemplo, las válvulas V1 a V5 y las líneas de fluido, tales como las líneas 52 , 54, 56 y 58 pueden contener aire antes de la carga del sistema 10. Las bolsas de suministro 14 también pueden introducir aire en la bomba 20. El paciente 12 también puede producir ciertos gases, que se introducen en el dialisato y entran a la bomba 20. Además, si existen derrames menores en el fluido desechable o las conexiones a la bolsa de suministro 14, el catéter en el paciente 12, o la bolsa de drenaje, la bomba 20 puede extraer aire a través de los derrames . El sistema 10 proporciona varios detectores de presión de flu ido 68. Los detectores de presión de fluido FP1 y FP2 proporciona una lectura de presión redundante del fluido en la línea de llenado 52 conduciendo a la bomba 60. Los detectores de presión de fluido 68 proporcionan una señal al controlador 30 que indica la presión de fluido respectiva en esa ubicación. En base a las señales de los detectores de presión FP1 y FP2, el controlador 30 opera las válvulas y bombas de fluido para obtener y mantener una presión de fluido deseada . Como se establece arriba, el sistema 1 0 mantiene la presión de bomba , por ejemplo, a aproximadamente tres psi . El sistema 10 también proporciona varios detectores de presión de la válvula 70. Los detectores de presión de la válvula VP1 a VP5 detectan la presión del fluido en las válvulas V1 a V5. El sistema 10 proporciona además uno o más detectores de presión de vacío 72 , por ejemplo, en la fuente de vacío 44, para asegurar que un vacío apropiado se mantiene en el receptáculo de membrana dentro de la bomba 20. En una modalidad, los detectores de presión del fluido, presión de la válvula y vacío 68, 70 y 72, respectivamente, son detectores no invasivos. Es decir, los detectores no contactan físicamente (y posiblemente contaminan) el fluido médico o dialisato. Por supuesto, el sistema 10 puede incluir otros dispositivos de presión y flujo, tales como detectores de la velocidad de flujo, calibres de presión, medidores de flujo, o reguladores de presión en cualquier cantidad adecuada y en cualquier ubicación deseada. El sistema 10 también incluye varios detectores de posicionamiento. En una modalidad, los detectores de posicionamiento incluyen un codificador lineal 74 que monitorea la posición del accionador de bomba lineal 24 y un codificador giratorio 76 que monitorea la posición angular del accionador de válvula 26 o eje de leva. Un codificador es un tipo de dispositivo de retroalimentación de colocación que puede emplearse. Otros tipos de sistemas de retroalimentación de colocación incluyen detectores de proximidad y tomas magnéticas que detectan un impulso, por ejemplo, un diente de engrane de un engranaje unido al eje de leva, y emiten el impulso a un contador o microprocesador. Los codificadores 74 y 76 también proporcionan típicamente una salida impulsada, que se envía al controlador 30. La salida impulsada dice al controlador 30 cuantos pasos o que tan lejos el accionador de bomba lineal 24 o el accionador de válvula 26, está de una posición local o índice local 78. Por ejemplo, la posición local 78 puede ser la posición de bomba completamente abierta o posición de bomba completamente cerrada para el codificador lineal 74 y la posición de grado cero para el codificador giratorio 76. En una modalidad, los codificadores 74 y 76 son codificadores tipo absoluto que conocen la ubicación de la posición local 78 aún después de una pérdida de energía. En otra modalidad, los codificadores 74 y 76 son codificadores crecientes y un respaldo de -batería se proporciona al controlador de manera que el sistema 10 puede mantener la ubicación de la posición local 78 aún cuando no se aplica energía externa. Además alternativamente, el sistema 10 puede programarse para mover automáticamente el accionador de bomba 24 y el accionador de válvula 26 en la energización hasta que una posición local se detecta , en donde el sistema 10 puede comenzar a correr la secuencia principal . Refiriéndose ahora a la Fig . 2 , un sistema alternativo 1 00 se ilustra. El sistema 100 incluye muchos de los mismos componentes que tienen la misma funcionalidad (y los mismos números de referencia) como se describe previamente. Estos componentes por lo tanto , no necesitan describirse de nuevo, excepto al grado que su funcionamiento con los nuevos componentes del sistema 100 difiere. La diferencia primaria entre el sistema 100 y el sistema 10 es que la bomba 120 del sistema 100 se acciona completamente de manera fluida y no utiliza el accionador de bomba lineal 24 del sistema 10. En las fases de llenado de bomba , descritas arriba, el controlador 30 activa la bomba 120 para bombear el fluido médico o dialisato de una de las bolsas de suministro 14. Para hacer esto, el controlador 30 ordena a la fuente de vacío 44 (mostrada separada del motor 46 en la Fig. 2), incluyendo un motor de bomba al vacío 46, halar un vacío en ambos lados de la bomba 120, es decir, en ambos membranas de bomba, a través de las líneas de vacío 148 y 149. El motor de bomba de vacío 46 en esta modalidad incluye un codificador giratorio 76 y una posición local o índice local 78. El codificador - -giratorio 76 proporciona retroalimentación posicional de un miembro 150 dentro de la fuente de vacío 44, El sistema 100 por lo tanto si la fuente de vacío 44 puede proporcionar cualquier succión adicional o si el miembro 150 tiene un fondo dentro de la fuente de vacío 44. Para extraer en el fluido médico, la línea de vacío 148 hala un vacío a través de las paredes de cámara de bomba, primera y segunda, al par de las membranas opuestas dentro de la cámara de bomba. El vacío hala las membranas contra el interior de la cámara de bomba. En este momento, el controlador 30 controla el accionador de válvula 26 de manera que solamente la válvula V1 se abre. El halado aparte de las membranas causa que ocurra una presión negativa en la línea de llenado 52, en donde la presión negativa hala el fluido médico o dialisato de la bolsa de suministro 14, a través de la línea de llenado 52, hacia un receptáculo creado por el volumen entre las membranas dentro de la cámara de bomba de la bomba 120. En una modalidad alternativa, la bomba 120 mantiene un vacío constante en una de las membranas, en donde la membrana opuesta hace el trabajo de la bomba. Para bombear fluido hacia fuera, el vacío en una o ambas membranas se libera. Las membranas, que se han estirado, regresan a una posición cerrada. Esta operación se describe en detalle abajo. El sistema 100 también incluye un conductor de válvula ligeramente diferente al sistema 10. El sistema 100 incluye una válvula menos que el sistema 10, en donde el sistema 100 no proporciona una válvula extra (V3 en el sistema 10) directamente después del calentador de fluido 16. Obviamente, aquellos de experiencia en la materia pueden encontrar maneras para configurar las válvulas y lineas de flujo de fluido de los sistemas 10 y 100. Consecuentemente, la configuración de las válvulas y las líneas de flujo de fluido de los sistemas 10 y 100 como se ilustran meramente, representan ejemplos prácticos, y la presente invención no se limita a la misma. II. Unidad de Hardware y Unidad Desechable Refiriéndose ahora a las Figs. 3A, 3B, 4A y 4B, ambos sistemas 10 y 100 incluyen una unidad de hardware 1 10 y una unidad desechable 160. La unidad de hardware 1 10 en una modalidad es portátil y puede transportarse a y desde el hogar de una persona. La unidad de hardware 1 10 incluye un alojamiento 1 12 que incluye una base 4 y una tapa 1 6. En una modalidad, la tapa 1 16 se articula a la base 1 14. Alternativamente, la tapa 116 se remueve completamente de la base. La tapa 1 16 en cualquier caso se abre para proporcionar acceso al interior del alojamiento 1 12, para permitir que el paciente u operador coloque y remueva la unidad desechable 160 en y desde la unidad de hardware 1 10. La unidad de hardware 1 10 puede hacerse de cualquier material protector, duro, resiliente y/o flexible, por ejemplo, hoja de metal o plástico, y puede tener una superficie terminada y/o decorativa. Una vez que la unidad desechable 160 se coloca dentro de la unidad de hardware 1 10, el operador cierra la tapa 1 16 y utiliza uno o más mecanismos de fijación o cierre 1 18 (Fig. 3B) para alojar de manera segura la unidad desechable 160 dentro de la unidad de - -hardware 1 10. Fíg . 4A ilustra miembros 1 19 del alojamiento 1 12 al cual el mecanismo de sujeción 1 18 de la tapa 1 16 se une. La unidad de hardware 1 10 despliega el monitor de video 40, que puede tener una pantalla de tacto asociada 42 para introducir ordenes como se describe arriba . Alternativamente, o además de la pantalla de tacto 42, la unidad de hardware 1 10 puede proporcionar uno o más botones o interruptores electromecánicos 43, 124, 125 y 127 , controles análogos 122 y/o despliegues iluminados. Los interruptores o botones 43, 124, 125 y 127 y botón 122 permiten al paciente u operador introducir ordenes e información en los sistemas 10 y 100. El monitor de video 40 proporciona información de tratamiento 126 al paciente u operador. La Fig . 3B ilustra un conjunto de dimensiones para la unidad de hardware 1 10 de la presente invención . El tamaño y peso de la presente invención son menores que el sistema de diálisis automático previo . Esta característica frustra la portabilidad y facilidad de uso del sistema 10, 100 de la presente invención. El tamaño y peso permiten que la unidad de hardware 1 10 se envíe económicamente por servicios de mensajería durante la noche, estándar. En el caso en que el sistema 1 0, 100 de la presente invención se interrumpa, una unidad de reemplazo puede enviarse económicamente al paciente a tiempo para la siguiente terapia . La unidad de hardware 1 10 en una modalidad es aproximadamente de 23 a 30 cm de alto y profundo y en una modalidad preferida, como se ilustra, aproximadamente de 25 cm de -aito y profundo. La unidad de hardware 1 10 en una modalidad es aproximadamente 32 a 40 cm de ancho y en una modalidad preferida, como se ilustra, aproximadamente 34 cm de ancho. El volumen interno de la unidad 1 10 es por lo tanto, aproximadamente 17,000 cm3 a aproximadamente 36,000 cm3, y en una modalidad preferida, aproximadamente 21 ,250 cm3 (1310 p3). La vista en sección 4B ilustra de manera apta los muchos componentes mantenidos dentro de este espacio compacto y el uso eficiente del mismo. Todos estos componentes y la unidad de hardware 1 10 tienen una masa total de aproximadamente seis a nueve kilogramos (kg) y en una modalidad preferida aproximadamente siete kilogramos. Las Figs. 3A a 4B también ilustran que la arquitectura, configuración y disposición de la unidad de hardware 1 10 proporciona un sistema automático que también es conveniente para utilizar. Los componentes del sistema 10, 100 con el cual el paciente debe interactuar, se colocan en la parte superior, frontal y a los lados de la unidad 1 10. Los componentes de control de flujo se colocan por debajo del calentador 1 16, que se coloca por debajo de la estación de carga de la unidad desechable. El monitor 40 y controles 43, 122, 124, 125 y 127 se colocan en la parte frontal de la unidad 1 10. La unidad de hardware 1 10 contiene la bomba 20 o 120 y el accionador de bomba lineal 24 si el sistema 10 se emplea. La unidad de hardware 1 10 también contiene el accionador de válvula 26 incluyendo el motor de válvula 28, el calentador en línea 16, los diversos detectores, la fuente de vacío 44 incluyendo el motor de -bomba de aire 46 y el controlador 30 así como también el otro hardware descrito arriba . La Fig. 4B ¡lustra que una de las paredes de la cámara de bomba de la bomba 20 o 120 se coloca en la tapa 16 del alojamiento. En la Fig . 4B, el calentador 16 se coloca en la base 1 14 del alojamiento 1 12. Alternativa o adicionalmente, el calentador puede colocarse en la tapa 1 16. La base 1 14 también contiene la pared de cámara de bomba opuesta . Refiriéndose ahora a las Figs. 3A, 4A, 4B, 5 y 6, varias modalidades de la unidad desechable 160 se ¡lustran. En cada una de las modalidades, la unidad desechable 160 incluye un par de membranas flexibles, incluyendo una membrana flexible superior 162 y una membrana flexible inferior 164. La unidad desechable 160 de la Fig. 6 incluye dos pares de membranas flexibles, principalmente, par de membranas 166 y par de membranas 168. Cada uno de los pares de membrana 1 66 y 168 también incluye la membrana flexible suprior 1 62 y la membrana flexible inferior 164. Las membranas flexibles 162 y 164 pueden hacerse de cualquier material inerte y estéril adecuado, tal como un hule o plástico inerte y estéril. Por ejemplo, las membranas 162 y 164 pueden ser buna-N , butilo, hipalon, kel-F, quinar, neopreno, nylon, polietileno, poliestireno, polipropileno, cloruro de polivinilo, silicona, vinilo , vitón o cualquier combinación de estos. Un material preferido para la membrana flexible se describe abajo en conexión con las Figs. 13 y 14. Las membranas 162 y 164 se sellan en varios lugares para crear trayectorias de flujo de fluido y receptáculos entre las membranas 162 y 164. Los sellos son sellos de calor, sellos adhesivos o una combinación de ambos. Las Figs. 3A, 4A, 5 y 6 ilustran que un sello generalmente circular 170 crea un receptáculo de bomba de fluido substancialmente circular 172 entre las membranas 162 y 164. El receptáculo de bomba 172 opera con las bombas de fluido. En lugar del sello 1 70, una modalidad alternativa es para la base 1 14 y tapa 1 6 para presionar las membranas juntas para formar el sello. Las Figs. 4A y 5 ilustran que en una modalidad , la unidad desechable 160 proporciona un sello secundario 174 para proteger a los sistemas 10 y 100 en el caso de que el sello primario 170 se derrame o degrade durante el uso. Las Figs. 3A, 4A y 4B ilustran que el receptáculo de bomba de fluido 172 se ajuste entre las formas de cucharón de las bombas 20 y 120 en la tapa 1 16. Las formas de cucharón definidas por la base 1 14 y tapa 1 16 de la unidad de hardware 1 10 junto con el receptáculo de bomba de fluido 1 72 forman la cámara de bomba de las bombas 20 y 120 de la presente invención. Las formas de cucharón en la base 1 14 y tapa 1 16 incluyen uno o más puertos con los cuales se arrastra un vacío en las membranas 162 y 164. De esta manera, las membranas 162 y 164 se halan hacia y conforme a las formas de cucharón en la base 1 14 y tapa 1 16 y crean asi una presión negativa dentro del receptáculo 1 72 que hala el fluido médico de una bolsa de suministro 14 ubicada fuera de la unidad de hardware 1 10, hacia el receptáculo 172.

- - Las Figs. 3A, 4A, 5 y 6 ¡lustran que un sello espiral, generalmente rectangular 178 crea una trayectoria de calentamiento espiral 180 entre las membranas 162 y 164. La trayectoria de calentamiento de fluido 180 corre de un conducto de válvula 190, a través de la sección de espiral, y de regreso al conducto de válvula 190. La Fig. 4A ilustra que la trayectoria de calentamiento de fluido 180 se ajusta entre las placas de calentamiento del calentador 16, que reside en la base 1 14 y tapa 1 16 de la unidad de hardware 1 10. Proporcionado una fuente de calor en cualquier lado de la trayectoria de calentamiento de fluido 180 permite al fluido médico calentarse rápida y eficientemente. En modalidades alternativas, sin embargo, el calentador 16 puede incluir solamente un calentador único en un lado de la trayectoria de calentamiento de fluido 180 definida por la unidad desechable 160 o múltiples calentadores en cada lado de la unidad desechable 160. Las membranas, superior e inferior, 162, 164 se unen a la unidad desechable 160 utilizando las técnicas de sellado por calor como se describe en la misma. Las membranas 162 y 164 son expandibles de manera que cuando la unidad desechable 160 se coloca entre un espacio predefinido entre las placas superior e inferior del calentador 16, las membranas 162 y 164 se expanden y contactan las placas calentadoras. Esto causa que el calentamiento conductivo tenga lugar entre las placas del calentador 16 y las membranas 162, 164 y entre las membranas y el fluido médico. El espacio predefinido es ligeramente más largo que el espesor de la - -unidad desechable 160. Específicamente, cuando el dialisato se mueve a través de la trayectoria de calentamiento de fluido 180 de la unidad desechabie 160, las membranas 162, 164 de la trayectoria de calentamiento de fluido de herida espiral 180 se expanden entre el sello espiral 178 y tocan las placas del calentador 16. A. Conjuntos Separados de Membranas La unidad desechable 160 de la Fig. 6 es similar a las unidades desechables 160 de las Figs. 3A a 5. La trayectoria de calentamiento de fluido en línea 180, sin embargo, se coloca en un par de membranas 166 del receptáculo de bomba de fluido 172 y el conducto de válvula 190, que se colocan en un par de membranas separadas 168. Un par de tubos flexibles 182 y 184, que puede ser cualquier tubería de grado médico adecuado, se conecta de manera fluida al conducto de válvula 190 a la trayectoria de calentamiento de fluido 180. Los tubos 182 y 184 pueden conectarse a los pares de membranas 166, 168 por cualquier medio deseado, tal como, sellado por calor, unión, pre-ajuste, o por cualquier otra conexión de fluido removible o permanente. Cuando se coloca en la unidad de hardware 1 10, el calentador 16 calienta cada lado del par de membranas del calentador 166, como en las otras modalidades. La separación de la trayectoria de calentamiento de fluido 180 del receptáculo de bomba de fluido 172 y el conducto de válvula 190 permite a las membranas de los pares respectivos hacerse de diferentes materiales. Es deseable que las membranas 162 y 164 del par de calentamiento 166 conduzcan o irradien el calor de manera - -eficiente. Por el otro lado, es deseable que las membranas 162 y 164 del par de flujo de fluido 166 soporten las fuerzas de succión y accionamiento mecánico. Por lo tanto, puede ser deseable utilizar materiales no similares para el par de membranas 166 y el par de membranas 168. El par de membranas 166, definiendo la trayectoria de flujo de fluido del calentador 180, adicionalmente define los agujeros de alineación 176 que se alinean con clavijas que salen de la base 1 14 o la tapa 1 16 de la unidad de hardware 1 10. Cada una de las modalidades de la unidad desechable 160 descritas en la presente pueden adaptarse para incluir agujeros de alineación 176, que ayudan al paciente u operador en colocar de manera apropiada la unidad desechable 160 dentro del alojamiento 1 12 de la unidad de hardware 1 10. 6. Estructura Rígida y Lados Curvos Como se muestra en las Figs. 3A, 4A y 5, cada una de las modalidades de la unidad desechable 160 descritas en la presente también pueden adaptarse para proporcionar una estructura o miembro semi-rígido o rígido 186, que en una modalidad, rodea o substancialmente circunscribe las membranas 162 y 164 de la unidad desechable 160. En una modalidad, la estructura o miembro rígido 186 se hace de un plástico estéril, inerte, rígido o semi-rígido, por ejemplo, de uno de o una combinación de los plásticos listados arriba para las membranas 162 y 164. La estructura 186 ayuda al paciente u operador en colocar de manera apropiada la unidad desechable 160 dentro del alojamiento 1 12 de la unidad de hardware 1 10. En una modalidad, el alojamiento 1 12 define un perno o gula en el cual la estructura 186 de la unidad desechable 160 se ajusta cómodamente. La Fig. 5 ilustra que la estructura 186 define una abertura 161 que se ajusta en el perno o guía del alojamiento 1 12. La estructura 186 puede proporcionar una pluralidad de aberturas, tal como la abertura 161 , que se ajusta sobre un número similar de pernos o guias proporcionados por el alojamiento 1 12. La Fig. 5 también ilustra que la estructura 186 incluye un chaflán o miembro asimétrico 163. El chaflán 163 forma un ángulo, tal como cuarenta cinco grados, con respecto a los otros lados de la estructura 186. El alojamiento 1 12 define o proporciona un área en la cual se coloca la unidad desechable 160. El área tiene la forma asimétrica de la estructura 186 o de otra manera proporciona guías que solamente permiten a la unidad 160 colocarse en el alojamiento 1 12 de una dirección única. El chaflán 163 y el alojamiento cooperante 1 12 aseguran que cuando el paciente coloca la unidad desechable 160 en el alojamiento 1 12, la parte inferior de la unidad desechable 160 se coloca en el alojamiento 1 12 y las entradas/salidas de fluido 196 dan a la dirección apropiada. Como se trata arriba, la unidad desechable 160 incluye un conducto de válvula 190. En una modalidad, el conducto de válvula 190 se hace de un plástico semi-rígido o rígido, tal como, de uno de o una combinación de los plásticos listados arriba para las membranas 162 y 164. El conducto de válvula 190 se cubre en cualquier lado por las membranas, superior e inferior, 162 y 164, para crear una trayectoria de flujo lógica inerte y sellada para los sistemas 10 y 100.

En la Fig. 5, el conducto 190 define agujeros 192 y ranuras 194. Los agujeros 192 definen la ubicación de las válvulas, por ejemplo, V1 a V5 del sistema 10. Las ranuras 194 definen las trayectorias de flujo de fluido de las válvulas al receptáculo de bomba de fluido 172. la trayectoria de calentamiento de fluido 180 o a entradas/salidas de fluido 196. Las entradas/salidas de fluido 196 individualmente conducen a la bolsa de suministro 14, la Knea de catéter 56, el paciente 12 y el drenaje 18. Las entradas/salidas de fluido 196 pueden tener varias configuraciones y orientaciones, como se contrasta por la Fig. 3A. El drenaje 196 también puede adaptarse para conectarse a un tubo flexible externo a través de un método conocido para aquellos expertos en la materia. En una modalidad, la estructura semi-rígida o rígida 186 incluye lados doblados 187 y 189, como se ilustra en la Fig. 5. Los lados doblados 187 y 189 se forman con la estructura 186 antes de que las membranas 162 y 164 se sellen por calor o se sellen adhesivamente a la estructura 186 y conducto 190. La estructura 186 y lados curvos 187 y 189 puede ser de plástico extruido o plástico moldeado por inyección. La estructura 186 puede incluir tan poco como un lado doblado, cualquier número menor a todos, o tener todos los lados doblados. En la modalidad ilustrada, los lados 187 y 189 se doblan hacia fuera aunque pueden alternativamente doblarse hacia adentro.

En una modalidad preferida , los lados se doblan en una dirección del plano de la estructura 186 de la unidad desechable 160. Los lados doblados 187 y 1 89 incrementan la rigidez de la estructura 186 y la unidad desechable 160. La unidad desechable de acuerdo con lo anterior, se coloca más fácilmente en el alojamiento 1 12 de la unidad de hardware 1 10. Los lados doblados 187 y 189 reducen la cantidad de flexión o distorsión de la estructura 186 debido al sellado por calor o presión mecánicamente de las membranas 162 y 164 sobre la estructura 186 y conducto 190. C. Interfase de Sello de Calor Refiriéndose ahora a ia Fig. 7, una modalidad para sellar por calor las membranas 162 y 164 al conducto 190 se ilustra. En una modalidad, el conducto 190 se hace de un material de plástico semi-rígido o rígido como se describe arriba . El sellado por calor de las membranas 162 y 164 al conducto semi-rígido 1 90, que en una modalidad es un componente moldeado por inyección, requiere diferentes parámetros de procesamiento que el sellado por calor de las membranas individuales 162 y 164 juntas, por ejemplo, en el sello 170 del receptáculo de bomba de fluido 172. En particular, el sellado por calor de las membranas 162 y 164 al conducto 190 puede requerir más calor, más presión y más tiempo de calentamiento. El conducto rígido o semi-rígido 190 es apreciablemente más grueso que las membranas individuales 162 y 164. Consecuentemente, relativo a las membranas delgadas, el conducto más grueso 190 actúa como un hundimiento de calor. La unión entre la membrana delgada y el conducto más grueso 1 90 por lo tanto requiere más calor o energía que el sello de calor unido entre las membranas delgadas 162 y 164.

Como se ilustra en las Figs. 3A, 4A, 5 y 6, la unidad desechable 160 requiere tanto la membrana para el conducto como la membrana para sellos de membrana. Es deseable el sello por calor de la unidad desechable completa 160 en un paso o procesos por razones obvias. Debe ser obvio que el proceso de sellado por calor debe realizarse para evitar el quemado o fusión de una de las membranas delgadas 162 o 164. La Fig . 7 ilustra una modalidad para resolver la disparidad de hundimiento de calor entre los materiales variables. La Fig . 7 ¡lustra una porción del conducto 1 90, que se muestra en su totalidad en la Fig. 5. En la Fig. 5, el conducto 1 90 ilustra un puerto que se conecta al receptáculo de bomba de fluido 172. Este puerto se ilustra como el puerto 205 en la Fig. 7. La Fig . 5 también ilustra dos puertos que se extienden desde el conducto 190 que se conectan de manera fluida con la trayectoria de calentamiento de fluido 180. Estos puertos se ilustran como los puertos 201 y 203 en la Fig. 7. Tanto la Fig. 5 como la Fig. 7 ilustran que el conducto moldeado por inyección 190 define una pluralidad de agujeros 1 92 y ranuras 194. Los agujeros 1 92 operan con el accionador de válvula y las ranuras 194 para formar trayectorias de fluido cuando se encierran por las membranas 1 62 y 164. Para reducir la cantidad de calor necesario para sellar las membranas 162 y 164 al conducto 1 90, el conducto 190 incluye un lado 193 que tiene un espesor menor a la porción restante del conducto 190. El lado más delgado 193 tiene menos masa y por lo tanto absorbe menos calor localizado que lo que lo harfa un conducto de espesor constante. El lado 1 93 también define o incluye una porción cónica 195. La porción cónica 195 proporciona superficies planas en las cuales se sellan las membranas 162 y 164 y también se colocan las membranas 162 y 164 de manera que en una modalidad la membrana un sello de membrana a membrana también puede hacerse además del sello de membrana a conducto 190. Los bordes cónicos 1 95 forman una interfase para las membranas 162 y 164 para sellarse al conducto 190, que ocurre a lo largo de los estiramientos continuos de los lados 1 93 del conducto 190 que requieren el sellado o que de otra manera entrarían en contacto con el fluido médico. Por lo tanto, como se ilustra en la Fig . 5, el lado del conducto 190 que define los puertos de entrada/salida 196 no necesita ser cónico como se ilustra en la Fig . 7. También , como se ilustra en la Fig. 7, los bordes cónicos 195 de los lados delgados 1 93 se discontinúan donde los puertos 201 , 203 y 205 se extienden desde el conducto 90. Los puertos 201 , 203 y 205 también forman bordes cónicos 207. Los bordes cónicos 207 forman una interfase para sellado por calor de las partes a las membranas 1 62 y 164. Como se describe arriba , los bordes cónicos 207 de los puertos 201 , 203 y 205 también permiten que tenga lugar un sello de membrana a membrana directamente después del sello de membrana a borde cónico 207. Los bordes cónicos 1 95 y 207 en una modalidad preferida gradualmente se hacen cónicos hacia el borde similar a un cuchillo. En otras modalidades, los bordes cónicos 1 95 y 207 pueden tomar formas o configuraciones diferentes, tal como un borde redondeado , un borde rudo o más simplemente reducirse en espesor del lado 193 del conducto 190. Como se ilustra, los puertos 201 , 203 y 205 en una modalidad forman aberturas ovulares. Las aberturas ovulares cónicas proporcionan un ángulo de transición más liso que sería un diámetro exterior circular. La preforma de aberturas ovulares así como también aberturas redondas de un flujo de fluido permanece siempre que un área abierta del ovalo interior no sea menor al área abierta de un puerto circular adecuado. Los puertos 201 , 203 y 205 también forman porciones elevadas 209. Las porciones elevadas 209 forman una perla de material polimérico a lo largo de las partes superiores de los puertos 201 , 203 y 205 y los bordes cónicos 207. Las perlas pueden colocarse adicional o alternativamente a lo largo de los bordes cónicos 1 95 y/o los lados 193. Las porciones elevadas o perlas 209 proporcionan un área delgada extra de plástico que se funde o deforma para proporcionar un sellante como flujo que permite a la membrana 162 y 164 sellarse al conducto 190. Las perlas crean una banda concentrada de plástico a temperatura más alta que el plástico circundante del conducto 190. Las membranas 162 y 164 se sellan al conducto 190 sin tener que calentar un área más grande del conducto 1 90. Las porciones elevadas o perlas 209 ayudan a sellar las porciones curvas y esquinas creadas por el conducto 190. D. Organizador de Protectores de Punta de Una Pieza y Protector de Punta Ventilado Refiriéndose ahora a la Fig. 8, una modalidad de un organizador de protectores de punta de una pieza 270 se ilustra . En el sistema de diálisis peritoneal HOMECHOICE® proporcionado por el cesionario de la presente invención , un conjunto desechable se pre-empaca y proporciona al paciente. El paciente abre el paquete, en donde cada uno de los componentes se esteriliza y mantiene dentro del conjunto desechable. El conjunto desechable incluye una unidad desechable y un número de tubos que emanan de la unidad desechable . Como la presente invención , la unidad desechable HOMECHOICE® incluye un tubo de línea de drenaje que se conecta a uno o más tubos de bolsa de llenado, y un tubo que se conecta a un conjunto de transferencia de paciente. Cada uno de estos tubos requiere un protector de punta separado. Es decir, después de esterilizar el interior de la unidad desechable y los tubos, por ejemplo, utilizando dióxido de etileno, los extremos de los tubos tienen que cubrirse de manera que la esterilización dentro del sistema se mantiene . El sistema HOMECHOICE® proporciona un protector de punta separado para cada tubo. El organizador de protectores de punta de una pieza 270 de la presente invención proporciona un cuerpo único 272 (que puede actualmente hacerse de una pluralidad de piezas) que define o proporciona una pluralidad de protectores de punta 274, 276, 278 y - - 280. El protector de punta ventilado 270 no solamente aloja y prbtege a los conectores en los extremos de los tubos que emanan de la unidad desechable 160, sino que el protector de punta de una pieza 270 también organiza y ordena los tubos de acuerdo a los pasos de la terapia de diálisis. En la modalidad ilustrada , el protector de punta 274 es un protector de punta para un conector de línea de drenaje 284 conectado a una línea de drenaje 285 que conduce al puerto apropiado de la unidad desechable 160. Los protectores de punta 276 y 278 son protectores de la bolsa de suministro que protegen los conectores 286 y 288 que se conectan a los extremos de los tubos 287 y 289 que pasan a una conexión "Y" 287/289, en donde la pata de la conexión "Y" 287/289 corre al puerto apropiado de la unidad desechable 160. El protector de punta 280 es un protector de la línea de fluido del paciente. El protector de punta 280 aloja y protege un conector 290 que se conecta al tubo del paciente 292 , que pasa al puerto apropiado de la unidad desechable 160. Cada uno de los tubos 285, la conexión "Y" 287 y 289 y el tubo de fluido del paciente 292 en una modalidad, se hacen de polivinilcloruro ("PVC") que tiene un diámetro interior de 4 mm y un diámetro exterior de 5 mm. Como se ¡lustra, el organizador de protectores de punta de una pieza 270 se adapta para recibir y proteger varios tipos de conectores de fluido. El conector de fluido 284 que pasa a través del tubo 285 al puerto de línea de drenaje de la unidad desechable 160 está en una modalidad grandemente igual que el puerto que emana de las bolsas de suministro 14. Los puertos que emanan de las bolsas de suministro 14 también incluyen una membrana que se perfora por el vástago filoso de los conectores de la bolsa de suministro 286 y 288. El conector de l ínea de drenaje 284 no incluye la membrana de la bolsa de suministro 14 ya que no es necesario. El protector de punta 290 que se conecta al final del tubo de fluido del paciente 292 se trata en detalle abajo. En una modalidad preferida , el sistema 10, 100 de la presente invención proporciona bolsas de suministro 14 de dos, seis litros. Las bolsas de dos, seis litros proporcionan una cantidad económica de fluido de diálisis peritoneal, que es suficiente fluido para proporcionar un número de ciclos de llenado, residencia y drenaje durante la tarde mientras el paciente duerme. El organizador de una pieza 270, por lo tanto proporciona dos protectores de punta 276 y 278 , que alojan y protegen a los conectores de suministro 286 y 288. En modalidad alternativas, el organizador de una pieza 270 puede definir o proporcionar cualquier número de protectores de punta de la bolsa de suministro. Cualquier número de bolsas de suministro puede enlazarse adicionalmente a través de los enlaces de tubería tipo "Y" o "T". El organizador de una pieza 270 puede proporcionar protectores de punta adicionales tales como un último protector de bolsa, que protege una línea que pasa a una bolsa que mantiene suficiente fluido peritoneal, por ejemplo, dos litros, para un llenado final para el paciente durante el día. En este caso, un último tubo de bolsa adicional, no ilustrado, se conectaría a un conector, que sería un conector de perforación de bolsa , el mismo que o similar a los conectores de bolsa de llenado 286 y 288. El cuerpo 272 del organizador de protectores de punta 270 es en una modalidad también hecho de PVC. Los protectores de punta 274, 276, 278 y 280 se moldean por inyección o moldean por soplado. Alternativamente, los protectores de punta pueden aplicarse por separado al cuerpo 272. Como se observa en la Fig. 8, uno o más de los protectores de punta pueden incluir pliegues, roscas u otras protusiones que ayudan a la sujeción y mantenimiento del conector de tubo respectivo. Además, aunque el organizador 270 se refiere generalmente en la presente como un organizador de "una pieza", el organizador 270 puede por si mismo comprenderse de cualquier número de piezas. "Una pieza" se refiere a la característica de que una unidad única aloja una multitud de protectores de punta. El organizador de una pieza 270 también incluye un reborde 294 que se extiende hacia fuera desde la porción principal del cuerpo 272 , y que circunda la porción principal del cuerpo 272. Refiriéndose ahora a la Fig. 9, una sección transversal del organizador de una pieza 270 ilustra que el reborde 294 se hace cónico hacia abajo desde el protector de punta de la linea de drenaje 274 hacia el protector de punta de fluido del paciente 280. Es decir, el reborde 294 es más alto o más espeso en el extremo de línea de drenaje que lo que es en el extremo de la línea de fluido del paciente. Esto permite que el organizador de protectores de punta de una pieza 270 se monte en la unidad de hardware 1 10 en solamente una orientación . La Fig . 3A ¡lustra que el organizador de protectores de punta de una pieza 270 en una modalidad se desliza en la unidad de hardware 1 1 0 verticalmente . La unidad de hardware 1 10 incluye o proporciona un par de miembros 296 que se extienden hacia fuera desde una pared lateral de la unidad de hardware 1 10. Las Figs. 3B y 4A ilustran otra modalidad , en donde el reborde 294 del organizador 270 se desliza verticalmente hacia una muesca 297 definida o proporcionada por la base 1 14 del alojamiento 1 12 de la unidad de hardware 1 10. El reborde 294 del organizador 270 se desliza entre los miembros 296 y la pared lateral de la unidad de hardware 1 10. Los miembros 296 se extienden más hacia fuera a medida que se extienden hacia la parte superior de la unidad de hardware 1 10. la conicidad de los miembros 296 corresponde a la conicidad del reborde 294 del organizador 270 de manera que el organizador 270 puede deslizarse solamente hacia la unidad de hardware 1 10 verticalmente desde una dirección . La Fig . 9 también ilustra que los protectores de punta 274 , 276, 278 y 280 pueden tener varias formas transversales. Cada uno de los protectores de punta incluye un fondo sólido y lados que se sellan alrededor de los conectores respectivos 284, 286, 288 y 290, de manera que el organizador de una pieza 270 mantiene la esterilidad del sistema aún después de que el paciente remueve el conjunto desechable de un contenedor esterilizado sellado. El organizador de una pieza 270 ilustrado en las Figs. 8 y 9 se monta en una manera firme al lado de la unidad de hardware 1 1 0. A través de esta conexión sólida , el paciente es capaz de remover los tubos 285, 287, 289 y 292 utilizando solamente una mano en muchos casos. La interfase entre la unidad de hardware 1 10 y el organizador 270 simplifica el procedimiento para el paciente y proporciona un ambiente estéril, sólido para los tubos y conectores asociados hasta utilizarse. La Fig . 3A también ilustra otra modalidad posible en donde un organizador de una pieza alternativo 298 es integral a o se proporciona por la estructura 186 de la unidad desechable 160. Aquí, los tubos 1 96, indicados generalmente, se organizan horizontalmente como opuestos al orden vertical del protector de punta 270 en el alojamiento 1 12. El organizador de una pieza horizontal 298 ilustra que el concepto de proteger y organizar los tubos antes de utilizarse puede proporcionarse en una variedad de lugres y orientaciones en el sistema 10. En una modalidad, el protector de punta y organizador 270 estructura los tubos 285, 287, 289 y 292 en un orden vertical hacia abajo, de manera que el primer tubo que el paciente se supone halar cuando inicia la terapia de diálisis se proporciona en la parte superior, los siguientes tubos que el paciente se supone halar se proporcionan en medio y el tubo final se proporciona más abajo en el organizador de una pieza verticalmente orientado 270. De acuerdo a un procedimiento preferido, el paciente remueve primero los conectores de drenaje 284 del protector ?¾^ *??**»274 y pasa la línea - -de drenaje 285 a un inodoro, bolsa de drenaje u otro drenaje. El paciente remueve entonces los conectores de suministro 286 y 288 y perfora las bolsas de suministro 14 (Figs. 1 y 2). En este punto, el dialisato puede bombearse a la unidad desechable 160 y por todo el sistema 1 0. El controlador 30 del sistema 10, 100 comienza un ciclo de carga, que se trata en más detalle abajo. Una vez que la carga se completa , el sistema 10, 100 indica al paciente remover la linea del paciente cargada 292 y conectar la misma ai conjunto de transferencia implantado en el paciente. El conjunto de transferencia (no ilustrado) incluye un catéter colocado en la cavidad peritoneal del paciente y un tubo que pasa al catéter. El tubo también incluye un conector que se acopla al conector 290. En este punto, el sistema 10, 1 00 puede comenzar a ya sea drenar el fluido peritoneal consumido del paciente 12 al drenaje 1 8, o halar nuevo fluido de una o ambas bolsas de suministro 14 y llenar la cavidad peritoneal del paciente 12. Refiriéndose ahora a las Figs. 10 a 12, una modalidad para el protector de punta de la línea de paciente 280 de la presente invención se ilustra . El sistema HOMECHOICE® producido por el cesionario de la presente invención carga la linea de fluido del paciente al permitir que el conector del paciente se mantenga de manera vertical aproximadamente al mismo nivel que la bolsa de suministro. De esta manera, cuando el sistema HOMECHOICE® carga la unidad desechable, la gravedad alimenta el fluido peritoneal en la línea de fluido del paciente hasta al final del conector de fluido - -del paciente. El conector de fluido del paciente se abre de manera que el aire puede escapar libremente cuando el fluido peritoneal se alimenta por gravedad a través de la línea del paciente. El sistema HOMECHOICE® permite a la l ínea de fluido del paciente cargarse sin contar los golpes de bomba o tener que medir un volumen de dialisato conocido, técnicas que se complican y que son propensas a falla . El sistema 10, 1 00 de la presente invención proporciona un aparato y método diferente de carga sin tener que calcular la cantidad de fluido que es necesaria para solo alcanzar pero no exceder el conector del paciente de a la línea de fluido del paciente. La Fig. 1 0 muestra una sección transversal del conector de fluido del paciente 290 que se ha insertado en el protector de punta ventilado 280. Fig . 1 1 ilustra una sección transversal del conector de fluido del paciente 290 solamente. Fig . 12 ilustra una sección transversal del protector de punta 280 solamente. Una membrana hidrofóbica 300 se coloca en el borde exterior del protector de punta 280. El protector de punta 280 define un lumen de fluido 302 que pasa a través de la longitud total del protector de punta 280. La membrana hidrofóbica 300 cubre el lumen de fluido 302. La membrana hidrofóbica 300 permite que el aire se purgue desde el interior de la línea de fluido del paciente pero no permite que agua o fluido peritoneal fluya a través de la misma. Debe apreciarse que el protector de punta ventilado 280 incluyendo la membrana hidrofóbica 300 no se limita a colocarse en el organizador de protectores de punta de una pieza 270. Fig. 9 ilustra - -que el organizador de una pieza 270 no incluye el protector de punta del paciente 280 teniendo la membrana hidrofóbica 300 y el lumen de fluido 302. El protector de punta ventilado 280 en una modalidad alternativa, sin embargo, puede proporcionarse como un protector de punta autónomo o separado, similar a uno utilizado en el sistema HO ECHOICE® proporcionado por el cesionario de la presente invención . Las membranas hidrofóbicas, tal como la membrana hidrofóbica 300 empleada en la presente, se encuentran comercialmente disponibles. Una membrana hidrofóbica adecuada se produce por illipore, 80 Ashby Road, Bedford, MA 01730. Fig . 1 2 ilustra mejor que la membrana hidrofóbica se sella por calor o se sella de manera sónica al protector de punta 280. El lumen de fluido 302 en una modalidad es relativamente pequeño en diámetro, tal como aproximadamente cincuenta a setenta miles de una pulgada (1 .25 a .75 mm) . El protector de punta ventilado 280 y el conector de fluido del paciente 290 también cooperan de manera que cuando el sistema 10, 100 se carga completamente, el protector de punta 280 y el conector 290 minimizan la cantidad de fluido que se derrama cuando el paciente remueve el conector de fluido del paciente 290 del protector de punta 280. El conector 290 incluye o proporciona un cebo macho 304 que se acopla con un señuelo hembra 306 mejor observado en la Fig . 10. Los señuelos de acoplamiento 304 y 306 evitan que el fluido peritoneal llene la cavidad del protector de punta - - 280, que debe ser suficientemente amplío para alojar la saliente 308 del conector de fluido del paciente 290. Fig. 12 ilustra que la inferíase de sello entre el señuelo macho 304 del conector 290 y el señuelo hembra 306 del protector de punta ventilado 280 reduce el volumen significativamente de un volumen interior 310 que existe alrededor del señuelo macho 304 a cincuenta a setenta miles de una pulgada (1 .25 a 1 .75 mm) de diámetro del lumen . Para cargar el sistema 1 0, 100 el paciente remueve la línea de drenaje 283 del protector de punta 274 y la coloca en una cuba , inodoro o bolsa de drenaje 18. El paciente remueve los dos o más conectores de bolsa de suministro 286 y 288 y perfora las membranas de sello (no ilustradas) de las bolsas de suministro 14. El sistema 10, 100 puede entonces automáticamente comenzar a cargarse mediante la bomba o puede comenzar a cargarse mediante la bomba en una entrada del paciente. En cualquier caso, el sistema 10, 100 bombea fluido de una o ambas de las bolsas de suministro 14 a través de los conectores 286 y 288 y tubos 287 y 289, hacia la unidad desechable 160, fuera de la línea de fluido del paciente 292 y hacia el conector de fluido del paciente 290, que aún se aloja en el protector de punta ventilado 280 del organizador de una pieza 270. El organizador 270 se aloja verticalmente en la unidad de hardware 1 10 como se observa en las Figs. 3A y 3B. Cuando el fluido peritoneal alcanza el conector de fluido del paciente 290, la mayoría de todo el aire dentro del sistema 1 0 se ha empujado a través de la membrana hidrofóbica 300 unida al final - -del protector de punta 280 alojado en el protector de punta de una pieza 270. La naturaleza de la membrana hidrofóbica 300 es que permite que el aire pase a través pero se filtre o no permite que el agua o el fluido peritoneal pase a través de la misma. De esta manera , cuando el fluido alcanza finalmente la membrana hidrofóbica 300, la falta de cualquier espacio adicional en el cual el fluido de flujo causa que la presión se incremente dentro del sistema 10, 1 00. El sistema 1 0, 1 00 proporciona uno o más detectores de presión , por ejemplo, detectores de presión 68 (vendidos como FP1 , FP2 y FPT en las Figs. 1 y 2). Uno o más de los detectores de presión 68 detectan el incremento en la presión debido al fluido peritoneal regresando contra el filtro hidrofóbico 300. El(los) detector(es) de presión envfa(n9 una señal al módulo l/O 36 del controlador 30. El controlador 30 recibe la señal y se programa en el dispositivo de memoria 32 para bajar la bomba de diafragma 20, 1 20. De esta manera , el sistema 1 0 auto-carga cada una de las lineas de llenado 287 y 289, la unidad desechable 160 y la línea de fluido del paciente 292 automáticamente y sin la necesidad de cálculos de volumen controlado o alimentación de gravedad. El sistema 1 0, 100 también incluye una o más características de seguridad que pueden basarse en un cálculo de volumen. Es decir, bajo operaciones normales, el sistema 10, 1 00 no controla la carga utilizando un cálculo de volumen. Sin embargo, en el caso donde, por ejemplo, el paciente remueve el conector de fluido - -del paciente 290 del protector de punta ventilado 280 del organizador de punta de una pieza 270 antes de que el sistema 10, 100 detecte un incremento de presión y detenga las bombas 10, 100, el sistema 1 0, 100 puede emplear un cálculo de alarma , en donde el sistema 10, 100 conoce que se ha bombeado demasiado fluido peritoneal (por ejemplo, una cantidad predeterminada más que el volumen interno del sistema) y baja la bomba 20, 120 de acuerdo con lo anterior. III. Material de Membrana para la Unidad Desechable Refiriéndose ahora a las Figs. 1 3 y 14, las membranas, superior e inferior, 162 , 164 pueden fabricarse de una estructura de película de monocapa 312 (Fig. 13) o una estructura de película de múltiples capas 31 2 (Fig. 14). La película 312 se construye de un material polimérico que no contiene PVC y debe satisfacer numerosos requerimientos de propiedad física . La película 312 debe tener un bajo módulo de elasticidad de manera que puede deformarse bajo presión baja para funcionar como un elemento de bombeo. Lo que significa por módulo bajo es que la película 312 tiene un módulo de elasticidad cuando se mide de acuerdo con ASTM D882 , de menos de aproximadamente 1 0,000 psi, más preferentemente de menos de aproximadamente 8, 000 psi y aún más preferentemente de menos de aproximadamente 5, 000 psi y finalmente, menos de aproximadamente 3,000 psi , o cualquier rango o combinación de rangos definidos por estos números. La película 312 debe tener conductividad térmica adecuada para permitir el calentamiento en línea . La película tiene una conductividad térmica mayor a 0.13 W7metros-°K cuando se mide - -utilizando un Hot Disk™ vendido por Mathis Instruments Ltd. La película 312 debe ser capaz de sellarse por calor al cassette 160. La película 312 debe ser capaz de esterilizarse por la exposición a rayos gamma, por exposición a vapor por un periodo de tiempo (típicamente 1 hora), y exposición a óxido de etileno sin degradación significativa de la película o teniendo un efecto adverso en la solución de diálisis. Finalmente, la película 312 debe ser capaz de extruirse a tasas altas de velocidad de más de 50 p/min. La estructura de monocapa 312 se forma de una mezcla de desde aproximadamente 90% a aproximadamente 99% en peso de un primer componente que contiene un copolímero de hidrocarburo y estireno y de aproximadamente 10% a aproximadamente 1 % de un polímero que aumenta la resistencia a fusión y más preferentemente un polipropileno de alta resistencia a fusión. El término "estireno" incluye estireno y los varios estírenos substituidos incluyendo estireno substituido de alquilo y estireno substituido de halógeno. El grupo alquilo puede contener de 1 a aproximadamente 6 átomos de carbono. Los ejemplos específicos de estírenos substituidos incluyen alfa-metilestíreno, beta-metilestíreno, viniltolueno, 3-metilestireno, 4-metilestireno, 4-isopropilestíreno, 2,4-dimetilestireno, o-cloroestireno, p-cloroestireno, o-bromoestireno, 2-cloro-4-metilest¡reno, etc. El estireno es el más preferido. La porción de hidrocarburo copolímero de hidrocarburo y estireno incluye dienos conjugados. Los dienos conjugados que - -pueden utilizarse son aquellos que contienen de 4 a aproximadamente 10 átomos de carbono y más específicamente, de 4 a 6 átomos de carbono. Los ejemplos incluyen 1 ,3-butadieno, 2-metil-1 ,3-butadieno(isopreno), 2, 3-dimetil-1 ,3-butadieno, cloropreno, 1 ,3-pentadieno, 1 ,3-hexadieno, etc. Las mezclas de estos dienos conjugados también pueden utilizarse tales como mezclas de butadieno e isopreno. Los dienos conjugados preferidos son isopreno y 1 ,3-butadieno. Los copolimeros de hidrocarburo y estireno pueden ser copolimeros de bloque incluyendo di-bloque, tri-bloque, multibloque y bloque estrella. Los ejemplos específicos de copolimeros de dibloque incluyendo estireno-butadieno, estireno-isopreno, y derivados selectivamente hidrogenados de los mismos. Ejemplos de polímeros de tri-bloque incluyen estireno-butadieno-estireno, estireno-isopreno-estireno, alfa-metilestireno-butadieno-alfa-metilestireno, y alfa-metilestireno-isopreno-alfa-metilestireno y derivados selectivamente hidrogenados de los mismos. La hidrogenación selectiva de los copolimeros de bloque anteriores puede llevarse a cabo por una variedad de procesos bien conocidos incluyendo hidrogenación en la presencia de tales catalizadores como níquel Raney, metales nobles tales como platino, paladio, etc, y catalizadores de metal de transición. Los procesos de hidrogenación adecuados que pueden utilizarse son aquellos en donde el polímero que contiene dieno o copolímero se disuelve en un diluyente de hidrocarburo inerte tal como ciclohexano e hidrogenado - -por reacción con hidrógeno en la presencia de un catalizador de hidrogenación soluble. Tales procedimientos se describen en las Patentes de EE. UU . Nos. 3, 1 13,986 y 4,226,952, las descripciones de las cuales se incorpora en la presente para referencia y hecha parte de la misma. Los copolimeros de bloque hidrogenados particularmente útiles son los copolimeros de bloque hidrogenados de estireno-¡sopreno-estireno, tal como un polímero de bloque de poliestireno-(etileno/propileno)-poliestireno. Cuando un copolímero de bloque de poliestireno-polibutadieno-poliestireno se hidrogena, el producto resultante parece un bloque de copolímero regular de etileno y 1 -buteno (EB). Este copolímero de bloque hidrogenado con frecuencia se refiere a SEBS. Cuando el dieno conjugado empleado es isopreno, el producto hidrogenado resultante parece un bloque de copolímero regular de etileno y propileno (EP). Este copolímero de bloque hidrogenado con frecuencia se refiere como SEPS. Cuando el dieno conjugado es una mezcla de isopreno y butadieno, el producto selectivamente hidrogenado se refiere como SEEPS. Los copolimeros SEBS, SEPS y SEEPS adecuados se venden por Shell Oil bajo la marca comercial KRATON, por Kuray bajo la marca comercial SAPTON® y HYBA ®. Los copolimeros de bloque del dieno conjugado y compuesto aromático de vinilo pueden injertarse con un reactivo de ácido alfa. beta-monocarboxílico no saturado o dicarboxílico. El reactivo de ácido carboxílico incluye ácidos carboxilicos per se y sus - -derivados funcionales tales como anhídridos, imidas, sales de metal, ésteres, etc. , que son capaces de injertarse en el copolímero de bloque selectivamente hidrogenado. El polímero injertado usualmente contendrá de aproximadamente 0.1 a aproximadamente 20%, y preferentemente de aproximadamente 0.1 a aproximadamente 10% en peso en base al peso total del copolímero de bloque y el reactivo de ácido carboxílico del ácido carboxílico injertado. Los ejemplos específicos de ácidos carboxílicos monobásicos útiles incluyen, ácido acrílico, ácido metacrílico, ácido cinámico, ácido crotónico, anhídrido acrílico, acrilato de sodio, acrilato de calcio y acrilato de magnesio, etc. Ejemplos de ácidos dicarboxílicos y derivados útiles de los mismos incluyen ácido maléico, anhídrido maléico, ácido fumárico, ácido mesacónico, ácido itacónico, ácido citracónico, anhídrido itacónico, anhídrido citracónico, maleato de monometilo, maleato de monosodio, etc. El primer componente que contiene un copolímero de bloque de hidrocarburo y estreno puede modificarse al agregar un aceite, tal como un aceite mineral, aceite parafínico, aceite de polibuteno o lo similar. La cantidad de aceite agregado al estíreno y copolímero de bloque de hidrocarburo es de aproximadamente 5% a aproximadamente 40%. El primer componente también puede contener un polipropileno hasta aproximadamente 20% en peso del primer componente. Un primer componente particularmente adecuado es un SEBS modificado por aceite vendido por Shell Chemical Company bajo la designación de producto KRATON G2705.

- - El polímero que aumenta la resistencia a fusión preferentemente es un polipropileno de alta resistencia a fusión. El polipropileno de alta resistencia a fusión, adecuado puede ser un homopolímero o un copolímero o polipropileno y puede tener ramificación de cadena larga de extremo libre o no. En una forma preferida de la invención, el polipropileno de alta resistencia a fusión tendrá un índice de flujo de fusión dentro del rango de 10 gramos/10 min. a 800 gramos/10 min. , más preferentemente 10 gramos/10 min. a 200 gramos/10 min, o cualquier rango o combinación de rangos en el mismo. Los polipropilenos de alta resistencia a fusión son conocidos por tener ramificaciones de cadena larga de extremo libre de unidades de propileno. Los métodos para preparar polipropilenos que muestran una característica de alta resistencia a fusión se han descrito en las Patentes de EE. UU. Nos. 4,916, 198; 5,047,485 y 5,605,936, que se incorporan en la presente para referencia y hechas parte de la misma. Tal método incluye irradiar un polímero de propileno lineal en un ambiente en el cual la concetración de oxigeno activo es aproximadamente 15% en volumen con radiación de ionización de alta energía en una dosis de 1 x 10" megarads por minuto por un periodo de tiempo suficiente para que una cantidad substancial de corte de cadena del polímero de propileno lineal ocurra pero insuficiente para causar que el material se vuelva gelatinoso. La irradiación resulta en corte de cadena. La recombinación subsecuente de fragmentos de cadena resulta en la formación de nuevas cadenas, así como también en la unión de fragmentos de cadena a cadenas para formar - -ramificaciones. Esto resulta además en el material de polímero de propileno, no lineal, de alto peso molecular, ramificado de cadena larga de extremo libre, deseado. La radiación se mantiene hasta que una cantidad significativa de ramificaciones de cadena larga se forma. El materia se trata entonces para desactivar substancialmente todos los radicales libres presentes en el material irradiado. Los polipropilenos de alta resistencia a fusión también pueden obtenerse como se describe en la Patente de Estados Unidos No. 5,416, 169, que se incorpora en su totalidad en la presente para referencia y hecha parte de la misma, cuando un peróxido orgánico específico (di-2-etilhexilperoxidicarbonato) se reacciona con un polipropileno bajo condiciones especificadas seguida por formación por fusión. Tales polipropilenos son polipropilenos cristalinos, lineales que tienen un coeficiente de ramificación de substancialmente 1 , y, por lo tanto, no tiene ramificación de cadena larga de extremo libre y tendrá una viscosidad intrínseca de desde aproximadamente 2.5 dl/g a 10 dl/g. Los copolímeros adecuados de propileno se obtienen al polimerizar un monómero de propileno con una a-olefina que tiene de 2 a 20 carbonos. En una forma más preferida de la invención, el propileno se copolimeriza con etileno en una cantidad en peso de aproximadamente 1 % a aproximadamente 20%, más preferentemente de aproximadamente 1 % a aproximadamente 10% y más preferentemente de 2% a aproximadamente 5% en peso del copolímero. Los copolímeros de propileno y etileno pueden ser - -copolímeros de bloque o aleatorios. En una forma preferida de la invención , el copolímero de propileno se obtiene utilizando un catalizador de un solo sitio. Los componentes de la mezcla pueden mezclarse y extruirse utilizando técnicas estándar bien conocidas en la materia. La película 312 tendrá un espesor de desde aproximadamente 3 mils a aproximadamente 12 mils, más preferentemente de 5 mils a aproximadamente 9 mils. Fig . 14 muestra una película de múltiples capas que tiene una primer capa 314 y una segunda capa 316. Fig. 14 muestra el uso de dos capas pero la presente invención contempla el uso de más de dos capas estipulando que los requerimientos de propiedad de material arriba mencionados se satisfacen. La primer capa 314 puede ser de la misma mezcla de polímero utilizada para fabricar la estructura de monocapa y en una forma más preferida de la invención definirá una capa de sello para unir la película al cassette 160. La segunda capa 31 6 puede hacerse de materiales que no contiene PVC y preferentemente se selecciona de poliolefinas, polibutadienos, poliésteres, éteres de poliéster, elastómeros de poliéster, poliamidas y lo similar y mezclas de los mismos. Una capa de unión o capas de unión (no mostradas) pueden requerirse para adherir capas adicionales a la primer capa 314. Las poliolefinas adecuadas incluyen homopolímeros y copolímeros obtenidos al polimerizar las alfa-olefinas que contienen de 2 a 20 átomos de carbono, y más preferentemente de 2 a 10 - -carbonos. Por lo tanto, las poliolefinas adecuadas incluyen polímeros y copolimeros de propileno, etileno, buteno-1 , penteno-1 , 4-metil-1 -penteno, hexeno-1 , hepteno-1 , octeno-1 , noneno-1 , y deceno-1. Más preferentemente, la polioiefina es un homopolímero o copolímero de propileno o un homopolímero o copolímero de polietileno. Los homopolímeros adecuados de polipropileno pueden tener un esteroquímica de estereobloque amorfo, isotáctico, sindiotáctieo, atáctico o hemiistotático. En una forma preferida de la invención el homopolímero de polipropileno se obtiene utilizando un catalizador de sitio único. También es posible utilizar una mezcla de copolimeros de a-olefina en donde los copolimeros de propileno pueden variar el número de carbonos en la a-olefina. Por ejemplo, la presente invención contempla las mezclas de copolimeros de a-olefina y propileno en donde un copolímero tiene una a-olefina de 2 carbonos y otro copolímero tiene una a-olefina de 2 a 4 carbonos. También es posible utilizar cualquier combinación de a-olefinas de 2 a 20 carbonos y más preferentemente de 2 a 8 carbonos. De acuerdo con lo anterior, la presente invención contempla las mezclas de copolimeros de propileno y a-olefina en donde una primer y segunda a-olefina tienen la siguiente combinación de números de carbono: 2 y 6, 2 y 8, 4 y 6, 4 y 8. También se contempla utilizar más de 2 copolimeros de a-olefina y polipropileno en la mezcla. Los polímeros adecuados pueden obtenerse utilizando un procedimiento de cataleación .

También puede ser deseable utilizar un polipropileno de alta resistencia a fusión como se define arriba. Los homopolimeros adecuados de etileno incluyen aquellos que tienen una densidad mayor a 0.915 g/cc e incluye polietileno de baja densidad (LDPE), polietileno de densidad media (MDPE) y polietileno de alta densidad (HDPE). Los copolimeros adecuados de etileno se obtienen al polimerizar monómeros de etileno con una a-olefina que tiene de 3 a 20 carbonos, más preferentemente 3-10 carbonos y más preferentemente de 4 a 8 carbonos. También es deseable que los copolimeros de etileno tengan una densidad como se mide por ASTM D-792 de menos de aproximadamente 0.915 g/cc y más preferentemente menos de aproximadamente 0.91 0 g/cc y aún más preferentemente menos de aproximadamente 0.900 g/cc. Tales polímeros con frecuencia se refieren como VLDPE (polietileno de muy baja densidad) o ULDPE (polietileno de ultra baja densidad). Preferentemente, los copolimeros de oe-olefina de etileno se producen utilizando un catalizador de un solo sitio y aún más preferentemente un sistema de catalizador de metaloceno. Los catalizadores de un solo sitio se cree que tienen una posición de catalizador esférica y electrónicamente equivalente , única como se opone a los catalizadores tipo Ziegler-Natta que se conocen por tener una mezcla de sitios catalizadores. Tales cc-olefinas de etileno catalizadas de sitio único se venden por Dow bajo la marca comercial AFFINITY, DuPont Dow bajo la marca comercial ENGAGE® y por Exxon bajo la - -marca comerciar EXACT. Estos copolímeros algunas veces deben referirse en la presente como m-ULDPE . Los copolímeros adecuados de etileno también Incluyen copolímeros de acriiato alquilo inferior y etileno, copol ímeros de acriiato alquilo substituido de alquilo inferior y etileno y copolímeros de acetato vinil etileno que tiene un contenido de acetato vinil de desde aproximadamente 5% a aproximadamente 40% en peso del copolímero. El término "acriiato de alquilo inferior" se refiere a comonómeros que tienen la fórmula establecida en el Diagrama 1 : Diagrama 1 El grupo R se refiere a alquilos que tienen de 1 a 17 carbonos. De esta manera, el término "acrilatos de alquilo Inferior" incluye pero no se limita a acriiato de metilo, acriiato de etilo, acriiato de butilo y lo similar. El término "acrilatos de alquil substituidos de alquilo" se refiere a comonómeros que tienen la fórmula establecida Diagrama 2: Diagrama 2 Ri y R2 son alquilos que tienen 1 -17 carbonos y pueden tener el mismo número de carbonos o tener un número diferente de carbonos. De esta manera, el término "acrilatos de alquil substituidos de alquilo incluye pero no se limita a metacrílato de metilo, metacrilato de etilo, etacrilato de metilo, etacrilato de etilo, metacrílato de butilo, etacrilato de butilo y lo similar. Los polibutadienos adecuados incluyen los 1 ,2- y 1 ,4-productos de adición de 1 ,3-butadieno (estos deben referirse colectivamente como polibutadienos). En una forma preferida de la invención el polímero es un 1 ,2-producto de adición de 1 ,3-butadieno (estos deben referirse como 1 ,2-polibutadienos). En una forma aún más preferida de la invención el polímero de interés es un 1 ,2-polibutadieno sindiotáctico y aún más preferenemente un 1 ,2-polibutadieno sindiotáctico, de baja cristalinidad. En una forma preferida de la invención ei 1 ,2-polibutadieno sindiotáctico, de baja cristalinidad tendrá una cristalinidad menor a 50%, más preferentemente menor a aproximadamente 45%, aún más preferentemente menor a aproximadamente 40%, aún más preferentemente la cristalinidad será de aproximadamente 13% a aproximadamente 40% y más preferentemente de aproximadamente 15% a aproximadamente 30%. En una forma preferida de la invención el 1 ,2-polibutadieno sindiotáctico, de baja cristalinidad tendrá una temperatura de punto de fusión medida de acuerdo con ASTM D 3418 de aproximadamente 70°C a aproximadamente 120°C. Las resinas adecuadas incluyen aquellas vendidas por JSR (Japan Syntethic Rubber) bajo las designaciones: JSR RB 810, JSR RB 820 y JSR RB 830. Los poliésteres adecuados incluyen productos de policondensación de ácidos di o policarboxílicos y di o poli alcoholes de hidroxi u óxidos de alquileno. En una forma preferida de la invención, el poliéster es un éter de poliéster. Los éteres de poliéster adecuados se obtienen de reaccionar 1 ,4 ciclohexano dimetanol, 1 ,4 ciclhexano ácido dicarboxílico y éter glicol de politetramtileno y deben referirse generalmente como PCCE. Los PCCE's adecuados se venden por Eastman bajo la marca comercial ECDEL. Los poliésteres adecuados incluyen además elastómeros de poliéster que son copolímeros de bloque de un segmento cristalino duro de tereftalato de polibüteno y un segundo segmento de glicoles de poliéter suave (amorfos). Tales elastómeros de poliéster se venden por Du Pont Chemical Company bajo la marca comercial HYTREL®. Las poliamidas adecuadas incluyen aquellas que resultan de una reacción de abertura de anillo de lactamos que tienen de 4-12 carbonos. Este grupo de poliamidas por lo tanto, incluye nylon 6, nylon 10 y nylon 12. Las poliamidas aceptables también incluyen poliamidas alifáticas resultantes de la reacción de condensación de diaminas que tienen un número de carbono dentro de un rango de 2-13, poliamias alifáticas resultando de una reacción de condensación de di-acidos que tienen un número de carbono dentro de un rango de 2-13, poliamidas que resultan de la reacción de condensación de - -ácidos grasos de dímero, y copolímeros que contienen amida. De esta manera , las poliamidas alifáticas adecuadas incluyen , por ejemplo, nylon 66, nylon 6 , 1 0 y poliamidas de ácido graso de dímero.

En una forma preferida de la invención, el cassette 1 60 se fabrica de un material que es adhesivamente compatible con la membrana , superior e inferior, 1 62 , 1 64. Lo que entiende por compatibilidad adhesiva es le membrana que puede unirse al cassette utilizando técnicas de sellado por calor estándar. Un material particularmente adecuado es una mezcla de polímero de una poliolefina y un copolímero de hidrocarburo y estireno. Más particularmente, la poliolefina de la mezcla de polímero es un polipropileno y aún más preferentemente un copolímero de polipropileno con etileno con un contenido de etileno de desde aproximadamente 1 % a aproximadamente 6% en peso del copolímero. El copolímero de hidrocarburo y estireno es más preferentemente un copolímero de tribloque SEBS como se define arriba . El copolímero de polipropileno debe constituirse de aproximadamente 70% a aproximadamente 95% y más preferentemente de aproximadamente 80% a aproximadamente 90% de la mezcla , y S EBS constituirá de aproximadamente 5% a aproximadamente 30% y más preferentemente de aproximadamente 1 0% a aproximadamente 20% SEBS. En una forma preferida de la invención, el polipropileno utilizado para fabricar el cassette tendrá una temperatura de punto de fusión inferior al polipropileno de alta resistencia a fusión utilizado para fabricar la membrana. En una forma preferida de la invención el polipropileno - -del cassette 160 tendrá una temperatura de punto de fusión de desde aproximadamente 120°C-140°C y para la película de aproximadamente 145°C-160°C. El cassette 160 puede moldearse por inyección a partir de estas mezclas de polímero. Las membranas, superior e inferior, 162, 164 se unen al cassette 160 utilizando técnicas de sellado por calor. La película tiene una resistencia al pelado mayor a 5.0 lb/? cuando se prueba con un instrumento de tracción hasta la falla de la película o falla de unión. También, cuando la película se une al cassette puede deformarse bajo una presión de 5 psi. La película mantiene sus propiedades de deformación bajo módulo aún después de la esterilización para continuar la satisfacción del requerimiento de bombeo. La película tiene una vida en el estante extendida. La película retiene sus habilidades de bombeo aún después de dos años de almacenamiento en el estante. IV. Accionador de Válvula Refiriéndose ahora a la Fig. 15, una modalidad de una interfase entre el accionador de válvula 26 y el conductor de válvula 190 se ilustra. El motor de válvula 28 (no ilustrado) del accionador de válvula 26 acciona un eje de leva 20 a través de un enlace mecánico determinable por aquellos de experiencia en la materia. En una modalidad, un eje de leva único 200 se une a una serie de levas 202, por ejemplo, una de cada una de las válvulas en el sistema 1 0 o 100. Las levas 202 se fijan al eje de leva 200 y giran en una relación una a una con el mismo.

- - Las levas 202 accionan los pistones 204, que se embragan en una manera reducida por fricción con las levas, por ejemplo, a través de rodillos 206. Las levas 202 accionan los pistones 204 hacia arriba y hacia abajo (solamente dos de cinco levas mostradas teniendo pistones asociados para mostrar otras características del accionador 26). Cuando una leva 202 acciona su pistón asociado 204 hacia arriba, el pistón 204 embraga una de las membranas 162 o 164 (típicamente , la membrana inferior 164, que no se muestra en la Fig. 15 para claridad) y empuja la membrana hacia arriba , hacia el agujero respectivo 192 definido por el conductor rígido 190. Esta acción detiene el flujo de fluido médico o dialisato a través de la válvula respectiva. Los pistones 204 también se cargan por resorte dentro de un alojamiento respectivo 208. Cuando el eje de leva 200 se gira de manera que un perfil de leva inferior aparece por debajo de uno de los pistones 204 , el resorte dentro del alojamiento 208 empuja el pistón 204 de manera que el rodillo 206 mantiene contacto con la leva respectiva 202. El pistón 204 consecuentemente se mueve lejos del agujero respectivo 1 92 definido por el conductor rígido 190, en donde la membrana 162 o 164 , que se ha estirado hacia arriba por el pistón 204, regresa hacia su forma normal. Esta acción inicia el flujo de fluido médico o dialisato a través de la válvula respectiva. El motor 28 es de un tipo, por ejemplo un servo motor o modificador, que puede girar una fracción de una rotación y detener y retener por cualquier periodo de tiempo predeterminado. De esta - -manera, el motor 28 puede mantener una válvula abierta o cerrada por el tiempo que sea necesario. Las levas 202 se forman para proporcionar una combinación única de bombas y valles para cada situación de flujo. En ciertas situaciones, tales como con las válvulas V2 y V3 del sistema 10, las válvulas siempre se abren y cierranjuntas, de manera que ambas válvulas utilizan la misma leva 202 orientada en la misma manera en el eje de leva 200. Refiriéndose ahora a las Figs. 16A y 16B, el eje de leva 200 y levas 202 se ilustran de manera figurada. La Fig. 16A ilustra un perfil de leva compuesto 370, es decir, una combinación de cada una de las levas 202a a 202f ilustradas en la Fig . 16B. Fig . 16B ilustra que las levas 202a a 202f se montan al eje de leva 200 a través de cubos 384. Los cubos 384 pueden emplear pantallas fijas como se sabe bien. El eje de leva 200 también puede tener salientes, etc. , para alinear los cubos 384. En una modalidad alternativa, una o más de las levas 202a a 202f puede formarse integralmente con el otro eje de leva 200. En una modalidad, el eje de leva 200 es una pieza moldeada única, que evita que las levas 202a a 202f giren con respecto a otra. El eje de leva moldeado único 200 soporta o se une a una pluralidad de o todas las levas 202a a 202f. Como se ilustra arriba en la Fig . 15, cada una de las levas 202a a 202f de la Fig . 16B acciona un pistón único 204 y rodillo 206 para operar un cabezal de válvula único 192 del conductor rígido 1 90. Las levas 202a a 202f abren o cierran los cabezales de válvula 192 de acuerdo a la forma de la leva respectiva . Fig . 16B ilustra que el eje - -de leva 200 soporta seis levas 202a a 202f. Fig. 15 ilustra cinco levas 200. La leva proporcionada en la modalidad de la Fig. 16B puede ser para abrir una última bolsa, ilustrada por la posición "última bolsa de válvula abierta" 382. Cualquiera de los sistemas 10 o 100 puede incluir una última bolsa. La última bolsa es un llenado de dialisato final de aproximadamente dos litros en el paciente antes de que el paciente se desconecte del sistema y resume las actividades diarias normales. El motor de válvula 28 y el accionador de válvula 26 (Figs. 1 y 2) giran el eje de leva 200 para abrir o cerrar los cabezales de válvula 192 para crear una trayectoria de flujo deseada. La instalación de las levas 202a a 202f en el eje de leva 200 se hace de manera que, en cualquier tiempo durante la terapia, no existe más de una trayectoria de fluido abierta en cualquier momento dado. Además, cuando el accíonador de válvula 26 gira el eje de leva 200 de una posición abierta de trayectoria de flujo a la siguiente, la serie de levas 202a a 202f cierran todas las válvulas por un momento de tiempo. El cierre de cada una de las válvulas evita que el dialisato fluya hacia atrás o se mueva hacia la dirección errónea. Aún, las levas 202a a 202f se instalan de manera que solamente un cabezal de válvula 192 del conductor de válvula 190 de la unidad desechable 160 puede abrirse en cualquier momento dado. Por lo tanto, no existe trayectoria de fluido abierta en el caso de una falla del sistema o baja de energía inadvertida. Esta característica de seguridad evita que el dialisato fluya de manera libre hacia el paciente 12 o llene en exceso -al paciente 12. La tapa 1 16 para el alojamiento 1 12 de la unidad de hardware 1 10 puede abrirse libremente por un operador o paciente para cargar la unidad desechable 160 en la unidad de hardware. Cuando esto ocurre, el controlador 30 ordena automáticamente al eje de leva girar, de manera que una posición de "todas las válvulas abiertas" 372, ilustrada por el perfil compuesto 370, reside más allá de los rodillos 206 y pistones 204. En la posición de "todas las válvulas abiertas" 372, el eje de leva 200 se gira de manera que existe una depresión bajo cada uno de los pistones 204 y rodillos asociados 206. De acuerdo con lo anterior, los pistones 204 se asientan en una posición relativamente baja, es decir, fuera del camino, cuando el operador o paciente carga la unidad desechable 160 y conductor de válvula 190 en la unidad de hardware 1 10. Esto permite al paciente u operador colocar una unidad desechable 160 en la unidad 1 10 sin encontrar una obstrucción o fuerza opuesta por uno o más de los pistones 206. Después de que el paciente u operador carga la unidad desechable en la unidad de hardware 1 10 y cierra la tapa 1 16, el controlador 30 gira automáticamente el eje de leva 200 de manera que una posición de "todas las válvulas cerradas" 386a reside más allá de los pistones 204 y rodillos 206. Como se ilustra, la posición de "todas las válvulas cerradas" 386a reside adyacente a la posición de "todas las válvulas abiertas" 372. Cuando el eje de leva 200 se gira a la posición de "todas las válvulas cerradas" 386a, nada de fluido puede f luir a través del sistema 1 0, 100. A medida que el eje de leva 200 gira de la posición de "todas las válvulas abiertas" 372 a la primer posición de "todas las válvulas cerradas" 386a, un intercierre mecánico (no ilustrado) se mueve hacia el eje de leva 200, que evita que la rotación del eje de leva 200 regrese a la posición de "todas las válvulas abiertas" 372. Esto evita el flujo no controlado del dialisato, que podría ocurrir cuando cada una de los cabezales de válvula 192 se abre, en el caso de que el operador trate de abrir la tapa 1 16 durante la terapia. En una modalidad alternativa, un intercierre puede proporcionarse a través del software. Un codificador proporciona retroalimentación de velocidad y posicional al controlador 30. El controlador 30, por lo tanto, conoce la posición del eje de leva 200. De esta manera, el controlador 30 es capaz de prevenir la rotación del eje de leva 200 de regreso a la posición de "todas las válvulas abiertas" 372. Cuando el paciente cierra la tapa 1 16, un segundo intercierre mecánico (no ilustrado) fija la tapa en su lugar, de manera que el paciente no puede abrir la tapa 1 16 durante la terapia. El sistema 1 0, 1 00 detecta cuando el paciente ha removido la línea de fluido del paciente 292 y conector 290 del conjunto de transferencia, que se implementa en el paciente 12. Solamente entonces el sistema 10, 100 permitirá que el paciente abra la tapa 1 16. El intercierre mecánico evita el llenado libre, llenado en exceso, y que el paciente obstruya el sistema mientras está funcionando. La configuración de - -válvula proporciona un sistema seguro en fallas, que evita el flujo de fluido en el caso de una falla o baja de energía . En muchos casos, cuando el paciente comienza la terapia de diálisis, el paciente ya está lleno de dialisato. En la modalidad ilustrada de la Fig . 16A, por lo tanto, el perfil compuesto 370 proporciona la posición de "toda la válvula abierta" 372 después de la posición "de la válvula del paciente abierta" 374. La posición "de la válvula del paciente abierta" reside después de la posición de "válvula de drenaje abierta" 376. De esta manera, af inicio de la terapia, el eje de leva 200 se coloca ya para ser capaz de cooperar con la bomba 20, 120 para drenar dialisato consumido del paciente. Debe apreciarse que cualquiera de las levas 202a a 202f puede ser la leva que proporciona la posición "de válvula del paciente abierta" 374, la posición de "válvula de drenaje abierta" 376, etc. Entre la posición "de válvula del paciente abierta" 374 y la posición de "válvula de drenaje abierta" 376 reside en una segunda posición de "todas las válvulas cerradas" 386b. Entre cada abertura de una nueva válvula y cerrado de una válvula previamente abierta, cada válvula se cierra momentáneamente. El controlador 30 causa que el motor (por ejemplo, un modificador, servo o motor DC) y accionador 26 fije el eje de leva 200 de atrás hacia delante entre la posición "de válvula del paciente abierta" 374, más allá de la posición de "todas las válvulas cerradas" 386b, a la posición de "válvula de drenaje abierta" 376. De esta manera, la bomba 20, 120 es capaz de halar secuencialmente fluido del paciente 12 y bombearlo al drenaje - - 1 8. Cuando el sistema 10, 100 completa el ciclo de drenaje del paciente inicial, el controlador 30 causa que el accionador 26 del motor 28 gire el eje de leva 200 más allá de la posición de "todas las válvulas cerradas" 386c a la posición de "válvula de suministro abierta" 378. Para llenar al paciente lleno de dialisato fresco, el controlador 30 causa que el eje de leva 200 se fije de atrás hacia delante entre la posición de "válvula de suministro abierta" 378 y la posición de "válvula del paciente abierta" 380, cada vez pasando sobre la posición de "todas las válvulas cerradas" 386d . De nuevo, para ios ciclos de llenado y drenaje, solamente un cabezal de válvula 192 se abre en cualquier periodo de tiempo dado. La fijación siempre incluye una posición de "todas las válvulas cerradas" entre la dosificación de un cabezal de válvula 192 y la abertura de otra . La bomba única secuencialmente hala fluido hacia la unidad desechable 160 y empuja fluido de la misma. Después del llenado inicial, el eje de leva 200 se coloca de manera que el eje de leva 200 puede de nuevo fijarse de atrás hacia delante entre la posición "de válvula del paciente abierta" 374, más allá de la posición intermedia de "las válvulas cerradas" 386b, a la posición de "válvula de drenaje abierta" 376. Cuando el paciente se vacia de nuevo, el eje de leva 200 se coloca de manera que el eje de leva puede fijarse hacia atrás y adelante entre la posición de "válvula de suministro abierta" 378 y la posición "a válvula del paciente abierta" 380. El sistema 1 0, 100 repite esta serie de ciclos - -tantas veces como sea necesario. Típicamente, el paciente recibe aproximadamente 2 a 2.5 litros de dialisato en un solo ciclo de llenado. Las dos bolsas de suministro 14 cada una mantiene seis litros de dialisato en una modalidad . Esto proporciona al sistema 10, 100 con cuatro a seis ciclos de llenado, residencia y drenaje completos, que se proporciona , por ejemplo, a través de la noche mientras el paciente duerme. En muchos casos, el paciente recibirá una última bolsa llenado al final de la terapia , que el paciente llevará por el día. Para realizar este procedimiento, el eje de leva 200 se fija de atrás hacia delante entre la posición "de válvula del paciente abierta" 374 a la posición de "válvula de drenaje abierta" 376 para vaciar el llenado precedente de fluido perltoneal a drenaje 18. Después, el eje de leva 200 se coloca para fijar de atrás hacia delante entre la posición de "última válvula de bolsa abierta" 382 y la posición "a válvula del paciente abierta" 380. Al hacer esto, el eje de leva 200 gira más allá de una de las posiciones de todas las válvulas cerradas, principalmente, la "posición de todas las válvulas cerradas" 386e. Para cargar el sistema, el eje de leva 200 puede colocarse y fijarse en un número de diferentes maneras. En una modalidad, el eje de leva 200 se fija de atrás hacia adelante entre la posición de "válvula de suministro abierta" 378 y la posición de "válvula de drenaje abierta" 376, pasando sobre la posición de "todas las válvulas cerradas" 386c. Esta fijación en cooperación con el bombeo de la bomba 20 o 120 causa que el dialisato fluya de las - -bolsas de suministro 14, a través de la unidad desechable 160, al drenaje 18. En otra modalidad, utilizando el protector de punta ventilado 280 ¡lustrado en conexión con las Figs. 8 a 12, el eje de leva 200 se fija de atrás hacia delante entre la posición de "válvula de suministro abierta" 378 y la posición "a válvula del paciente abierta' 380. Esto causa que el dialisato fluya de las bolsas 14, a través de la unidad desechable 160, y hacia la línea de fluido del paciente 292 al final del protector de punta ventilado 280. Cuando el dialisato alcanza la membrana hidrofóbica 300 de la protección de punta ventilada 28, la presión en el sistema 10, 100 se eleva , en donde una señal se recibe por el controlador 30, que causa la bomba 20, 120 para detener el bombeo y el eje de leva 200 para detener la fijación. V. Bomba de Fluido Médica A. Operación y Hardware de Bomba Refiriéndose ahora a las Figs. 1 7A y 17B, una modalidad de la bomba 20 se ilustra. La tapa 1 16 de la unidad de hardware 1 10 define una pared de cámara superior 216. Colocada del alojamiento 1 12 de la unidad de hardware 1 10 (Figs. 3A a 3B) se encuentra una pared de cámara inferior 21 8. Las paredes de cámara 216 y 218 definen una cámara interna 210. La cámara 210 puede tener cualquier forma deseada, por ejemplo, la forma de cucharón como se ilustra en las Figs. 17A y 1 B. La pared de cámara inferior 218 define o proporciona una abertura sellada 219 que permite que un pistón de bomba 212 se traslade de atrás hacia delante dentro de la cámara 210. El pistón - - 212 se une a se forma integralmente con un cabezal de pistón 214. El cabezal de pistón 214 en una modalidad tiene una forma exterior que es similar a o la misma que un forma interna de la pared de cámara superior 216. El pistón de bomba 212 se conecta a o se forma integralmente con el accionador lineal 24. El accionador lineal 24 en una modalidad es un dispositivo, tal como un tornillo de bola , que convierte el movimiento giratorio de un motor 22 en un movimiento traslacional del pistón 212. En una modalidad preferida , el motor 22 es un motor modificador lineal que emite un eje de movimiento traslacional. Aquí, el accionador 24 puede simplemente acoplar el eje de motor al pistón 212. El motor modificador giratorio o lineal proporcionar movimiento muy lineal y una resolución posicional muy alta, exactitud y repetición. Los motores modificadores se encuentran comercialmente disponibles, por ejemplo, de Hayden Switcg and Instrumen Inc. , Waterbury, CT. Como se describe arriba, el receptáculo de fluido flexible 172 (visto en la Fig. 1 7A pero no en la Fig . 17B) se define por las membranas, superior e inferior, 162 y 164, expandibles, respectivamente, de la unidad desechable 160. En la Fig. 17A, cuando la bomba 20 se llena de fluido médico, la cámara de bomba 210 y el receptáculo de membrana 172 tienen substancialmente la misma forma. En la Fig. 17B, cuando la bomba 20 ha desplazado todo o casi todo el fluido médico, la cámara de bomba 210 mantiene el mismo volumen pero las membranas 162 y 164 del receptáculo de - -fluido 172 han colapsado a virtualmente un volumen cero a lo largo de la superficie interior de la pared de cámara superior 216. La fuente de vacío 44 para la bomba 20 se describe arriba en conexión con la Fig . 1 . La fuente de vacío 44 ejerce un vacío en la membrana superior 162, a través de la abertura o puerto 222. La abertura o puerto 222 se extiende a través de la pared de la cámara superior 216. La fuente de vacío 44 ejerce un vacío en la membrana inferior 164, a través de una abertura 221 definida o proporcionada por el alojamiento 223, y a través del puerto o abertura 220. El puerto o abertura 220 se extiende a través del pistón 212 , incluyendo el cabezal de pistón 214. Cuando se aplica un vacío, la membrana inferior 1 64 se sella contra el cabezal de pistón 214. La membrana superior 162 se sella contra la pared de la cámara superior 216. El puerto 222 se conecta de manera fluida a los canales (no ilustrados) definidos por la pared interior de la pared de la cámara superior 216. Los canales se extienden radiaímente hacia fuera desde el puerto 222 en varias direcciones. Los canales ayudan a distribuir la presión negativa aplicada a través del puerto 222 para permitir además que la membrana superior 162 se conforme substancialmente con la forma interior de la pared de la cámara superior 216. En una manera similar, la superficie exterior del cabezal de pistón 214 puede incluir canales que se extienden radiaímente par permitir además que la membrana inferior 164 se conforme substancialmente, en la aplicación del vacío, a la superficie exterior del cabezal de pistón 214.

- - La bomba 20 también incluye un diafragma 232 tensionado entre las paredes de cámara, superior e inferior, 216 y 218, respectivamente. El diafragma 232 define, junto con la pared de la cámara superior 218, un volumen máximo conocido, predecible y 5 repetible de dialisato, que puede extraerse de una o más de las bolsas de suministro 14 y transportarse al paciente 12. El diafragma 232 también permite el volumen de un golpe parcial a caracterizarse, que también permite las mediciones de volumen repetibles y exactas. El diafragma 232 se coloca más allá del cabezal de pistón 10 214 y alrededor del pistón 212. Cuando el vacío se aplica al puerto o abertura 220, el diafragma 232, así como también la membrana inferior 164, se halan contra el cabezal de pistón 214. Cuando el cabezal de pistón 214 se acciona hacia arriba lejos de la pared de la cámara inferior 218, con el vacío aplicado a través de la abertura 220, 15 la membrana 164 y el diafragma 232 permanecen extraídos al cabezal de pistón 214. Una porción interior de la membrana 164 se conforma a la forma de la superficie exterior del cabezal de pistón 214. La porción exterior restante de la membrana 164 se conforma a la forma de la superficie expuesta del diafragma 232. 0 El diafragma 232 en una modalidad incluye un elastómero formado en copa moldeada, flexible y un refuerzo de tela, tal como metileno dieno de propileno etileno reforzado ("EPD "). La tela puede moldearse integralmente con el elastómero. La tela evita la deformación no deseada del diafragma mientras se encuentra bajo 5 presión. El diafragma 232 puede estirarse cuando el pistón 212 y - -cabezal 214 se mueven hacia abajo hacia la pared de la cámara inferior 218, halando el diafragma 232 a lo largo de los bordes sujetos de las paredes de la cámara, superior e inferior, 216 y 21 8. El diafragma 232 también se mueve y permanece sellado en el cabezal de pistón 21 4 cuando el pistón 21 2 y cabezal 214 se mueven hacia arriba hacia la pared de cámara superior 216. Al operar la bomba 20, la presión negativa se aplica constantemente a través del puerto 222 para mantener la membrana superior 1 62 contra la pared de cámara superior 21 6. El conductor 1 90 de la unidad desechable 1 60 (ver Figs. 3A y 5) definen una abertura de puerto de fluido 230 al receptáculo de membrana 1 72. La abertura de puerto de fluido 230 permite que el fluido médico o dialisato entre y salga del receptáculo de membrana 1 72. El receptáculo de membrana 1 72 se asienta en su lugar con los bordes sujetos de las paredes de cámara, superior e inferior, 216 y 21 8. El sello 1 70 del receptáculo 1 72 puede actualmente residir ligeramente dentro de los bordes sujetos de las paredes de cámara, superior e inferior, 216 y 218 (ver Fig. 4A). Durante un golpe de llenado de bomba, con la membrana superior 1 62 presionada al vacio contra la pared de cámara superior 216, y la membrana inferior 1 64 y el diafragma 232 presionado al vacío contra el cabezal de pistón 214, el motor 22/accionador 24 causa que el cabezal de pistón 214 se mueva hacia abajo hacia la pared de cámara inferior 21 8, incrementando el volumen dentro del receptáculo flexible 1 72 y produciendo una presión negativa dentro - -del mismo. La presión negativa hala el dialisato de las bolsas de suministro 14 o el paciente 12 como se dicta por la instalación de válvula corriente. El receptáculo abierto 1 72 se llena con el fluido. Este proceso ocurre cuando la bomba se mueve de la posición de la Fig . 17B a la posición de la Fig . 17A. Fig. 1 7A muestra la bomba 20 al final del golpe, con el receptáculo 172 completamente abierto (es decir, lleno de fluido). Durante el golpe de drenaje o llenado del paciente, de nuevo con la membrana superior 162 presionada al vacío contra la pared de cámara superior 216, y la membrana inferior 164 y el diafragma 232 presionado al vacío contra el cabezal de pistón 214, el motor 22/accionador 24 causa que el cabezal de pistón 214 se mueva hacia arriba hacia la pared de cámara superior 216, reduciendo el volumen dentro del receptáculo flexible 172 y produciendo una presión positiva con el mismo. La presión positiva empuja el dialisato del receptáculo 172 al paciente 12 o al drenaje 18 como se dicta por la instalación de válvula actual. El receptáculo 172 próximo a la membrana inferior 164 se mueve hacia arriba hacia la membrana superior 162. Este proceso ocurre cuando la bomba se mueve de la posición de la Fig. 17A a la posición de la Fig. 7B. Fig. 17B muestra la bomba 20 al final del golpe, con el receptáculo 172 vacío o virtualmente vacío. En el caso de que aire ("aire" para propósitos de esta invención incluya aire así como también otros gases que pueden estar presentes, particularmente aquellos que se han escapado de la - -cavidad peritoneal del paciente) entre al receptáculo de fluido 172, debe purgarse para mantener la exactitud. Debe apreciarse que si el aire entra entre la membrana 162 y 164, el sistema actualmente preferido 1 0, 100 no tiene la habilidad de halar un vacío entre las membranas 162 y 164. La elasticidad de las membranas 162 y 1 64, sin embargo, naturalmente tiene a purgar aire de las mismas. En una modalidad alternativa el sistema 10, 100 puede adaptarse para proporcionar una fuente de vacío que hala un vacío entre las membranas 162 y 164 para purgar aire de las mismas. Para purgar aire de entre las membranas, el sistema 10, 100 también proporciona una fuente de presión positiva. En los sistemas 1 0, 100 por ejemplo, el motor de bomba 46 puede utilizarse en reversa de la operación normal y, en lugar de producir fuente de vacío 44 (Figs. 1 y 2), producir una presión positiva. El sistema 10 aplica una presión positiva a través de la abertura o puerto 222 en la pared de cámara superior 216 cuando el aire se detecta entre las membranas 162 y 164 o en otra parte en la unidad desechable 160 o tubería . En un procedimiento de purga, el controlador 30 causa que el motor 22/accionador 24 mueva el cabezal de pistón 214 a aproximadamente un punto medio en cualquier de los golpes, positivo o negativo. Con la membrana superior 162 presionada al vacío contra la pare de cámara superior 216, y la membrana inferior 164 y el diafragma 232 presionado al vacío contra el cabezal de pistón 214 mantenido en el punto medio, el controlador causa que la fuente de presión negativa a través de la abertura 222 cambie a una fuente de - -presión positiva, que empuja la membrana superior 162 de manera conformada contra la membrana inferior 164, que se soporta por el cabezal de pistón 214 y el diafragma 232. Cualquier aire o fluido que reside en el receptáculo 1 72 se purga para drenarse como cualquier aire entre el receptáculo 172 y drenaje 18. B. Detector del Volumen de Capacitancia Las Figs. 17A y 17B también ilustran la bomba 20 que coopera con una modalidad del detector de volumen del fluido de capacitancia 60 del sistema 10. Una modalidad de un detector de capacitancia 60 se describe en mayor detalle en la solicitud de patente, titulada "Capacitance Fluid Volumen esurement", Número de Serie 10/054, 487, presentada el 22 de Enero de 2002, incorporada en la presente para referencia. El detector de capacitancia 60 utiliza técnicas de medición de capacitancia para determinar el volumen de un fluido dentro de una cámara. A medida que el volumen del fluido cambia , un voltaje detectado que es proporcional al cambio en capacitancia cambia . Por lo tanto, el detector 60 puede determinar si la cámara está , por ejemplo, vacía, un octavo llena, cuarto llena, mitad llena, llena o cualquier otro por ciento llena. Cada una de estas mediciones puede hacerse de manera exacta, por ejemplo, al menos en el orden de la exactitud lograda por escalas gravimétricas conocidas o mediciones de presión/volumen . La presente invención, sin embargo, es más simple, no invasiva, no costosa y no requiere operación medica para ser una operación en grupos. Generalmente, la capacitancia C entre dos placas del - -capacitor cambia de acuerdo a la función C = k x (S/d), en donde k es la constante dielétrica , S es el área de superficie de las placas Individuales y d es la distancia entre las placas. La capacitancia entre las placas cambia proporcionalmente de acuerdo a la función 1 / (R x V), donde R es una resistencia conocida y V es el voltaje medido a través de las placas del capacitor. La constante dieléctrica k de fluido médico o dialisato es mucho más alta que aquella de aire, que típicamente llena la cámara de bomba 21 0 cuando el cabezal de pistón 214 se coloca en la parte inferior contra la pared de cámara superior 216, como se ilustra en la Fig. 17B. Por lo tanto, la distancia variable, Ad , del fluido de desplazamiento dieléctrico bajo entre el receptáculo de expansión y contracción 1 72 y la pared de cámara inferior 218 puede tener algún efecto en la capacitancia entre la placa de capacitancia a tierra 224 y la placa de capacitancia activa 226. Del mismo modo, el área de superficie, S, de las placas de capacitancia y la membrana móvil 164 pueden tener algún efecto en la capacitancia. Ciertamente, la dieléctrica total cambiado el dialisato dieléctrico alto reemplazando el aire dieléctrico bajo (o viceversa) afecta la capacitancia total entre las placas 224 y 226. A medida que las membranas 1 62 y 164 se expande y llenan con fluido médico, la capacitancia total cambia, es decir, incrementa . El detector 60 genera un potencial de alta impedancia a través de las placas de capacitor a tierra y activa 224 y 226. El potencial de impedancia alto es indicativo de una cantidad de fluido - - en el receptáculo 172. Sí el potencial no cambia con el tiempo cuando se espera que cambie, el detector 60 puede también indicar una cantidad o porción de aire dentro del receptáculo 172. Un circuito de detección de capacitancia amplifica la S señal de alta impedancia para producir un potencial de baja impedancia . El potencial de baja impedancia también se retroalimenta a la placa guardia 228, que protege la señal sensible de afectarse por fuera de las influencias eléctricas. El potencial amplificado se convierte en una señal digital y se alimenta al 0 procesador 34, donde se filtra y/o suma . El monitor de video 40 puede entonces utilizarse para proporcionar visualmente un volumen y/o una indicación de velocidad de flujo a un paciente u operador. Adicionalmente, el procesador 34 puede utilizar las salidas sumadas para controlar la bomba 20 del sistema 10, por ejemplo, para terminar S el flujo de dialisato al alcanzar el volumen total predeterminado. Refiriéndose ahora a la Fig. 8, la bomba 120 del sistema 100 se ilustra en operación con el detector de capacitancia 60 de la presente invención . La bomba 120 forma un cucharón con las porciones, primera y segunda , 246 y 248, que juntas forman la cámara 0 de bomba 250. Las porciones 246 y 248 son rígidas, de volumen fijo, ranuras en forma de disco en la base 114 y tapa 1 16 de la unidad de hardware 1 10. Las porciones de cucharón, primera y segunda, 246 y 248 se cierran y sellan en la porción de receptáculo de bomba 172 de la unidad desechable 1 10, que incluye las membranas expandibles 5 162 y 164.

- - Una abertura u orificio 252 se define entre las porciones de cucharón, primera y segunda, 246 y 248, y las membranas flexibles 162 y 164. La abertura 252 permite que fluido médico, por ejemplo, dialisato, entre o salga de la cámara 250 entre las membranas 162 y 164 en la porción de receptáculo 172. La porción de receptáculo 1 2 se comunica de manera fluida con el conductor de válvula 190. Fig. 18 muestra la cámara de bomba 250 en un estado vacío con ambas membranas 162 y 164 en posiciones relajadas, de manera que la porción de receptáculo flexible 172 se cierra. El estado de volumen vacio se logra cuando las membranas 162 y 164 han colapsado de manera que substancialmente todo el fluido se remueve del receptáculo estéril 172 y del mismo modo la cámara de bomba 250. El estado de volumen vacío puede lograrse, por ejemplo, al permitir que las membranas elásticas 162, 164 regresen a su estado relajado, sin tensión como se muestra en la Fig. 18. También, ambas membranas 162 y 164 pueden forzarse jutas entre sí o contra cualquiera de las porciones interiores 246 y 248 de la cámara de bomba 250. Cuando la cámara de bomba 250 está en el estado completo, el fluido médico reside entre las membranas 162 y 164, donde las membranas se han succionado contra las paredes interiores de porciones 246 y 248. Se apreciará que cualquiera o ambas de las membranas 162 y 164 puede moverse hacia y alejarse de las porciones de cucharón 246 y 248 por cualquier dispositivo de activación de fluido - -adecuado. En varias modalidades, la bomba de diafragma se acciona neumática o hidráulicamente. La bomba de diafragma 120 del sistema 100 no requiere un pistón separado o accionador mecánico como la bomba 20 del sistema 10. Las porciones de cucharón 246 y 248 definen puertos 254 y 256, respectivamente, para permitir el movimiento de un fluido de desplazamiento (por ejemplo, fluido neumático o hidráulico) hacia y fuera de las áreas de cámara fuera del receptáculo 172 para operar la bomba de diafragma. En una modalidad, el fluido médico, por ejemplo, dialisato, se succiona en el receptáculo 172 en la cámara 250. El receptáculo 1 72 , definido por las membranas 162 y 164, puede llenarse con fluido médico al aplicar presiones negativas a uno o ambos de los puertos de cámara 254 y 256. El fluido médico puede vaciarse del receptáculo 172 al aplicar una presión positiva a al menos uno de los puertos 254 y 256, o al permitir que las membranas 162 y 164 regresen a su forma. En una modalidad alternativa, el fluido médico, por ejemplo, dialisato, se presuriza de una fuente externa para moverse dentro y fuera de la cámara de bomba 250 entre las membranas 162 y 164. Las porciones de cucharón 246 y 248 forman y mantienen las placas del capacitor del detector de capacitancia 60. En una modalidad, la porción de cucharón superior 246 incluye un metal activo o de otra manera placa de capacitancia conductiva 258 entre capas de plástico o eléctricamente aislantes. Una placa de protección - -de metal 260 se proporciona en la capa de plástico exterior de la porción de cucharón superior 246. La placa de protección 260 proporciona protección contra ruido para la señal de alta impedancia que se transmite de la placa de capacitor activa 258. Como con la bomba 20 del sistema 10, la placa de capacitor activa 258 de porción de cucharón superior 246 de la bomba 120 del sistema 100 se acopla eléctricamente a un circuito de detección de capacitancia . La placa de protección 260 del mismo modo se acopla eléctricamente al ciclo de retroalimentación del circuito de detección de capacitancia como se describe arriba. En una modalidad, la porción de cucharón inferior 248 también se hace de un plástico inerte, en donde una placa de capacitor de metal 262 se une a la superficie exterior de la porción de cucharón inferior 248. La placa de capacitor de metal 262 colocada en el exterior de la porción de cucharón 248 se acopla eléctricamente a tierra. En una implementación, una presión negativa se mantiene constantemente en el puerto inferior 256, de manera que la membrana inferior 1 64 se hala para conformarse a la superficie interior de la porción de cucharón a tierra 248 durante una multitud de ciclos de llenado y vaciado. En esta implementación, la membrana superior 162 hace el trabajo de bombeo. Es decir, cuando una presión negativa se aplica al puerto superior 254 del cucharón superior 246, la membrana superior 162 se succiona hacia arriba contra y se conforma con la superficie interior del cucharón superior 246. Esta acción extrae fluido de la bolsa de suministro 14, a través del conductor 190, y hacia el receptáculo 172. Para expulsar fluido, la presión negativa se libera del puerto superior 254, donde la membrana superior 162 se colapsa para empujar el fluido del receptáculo 172. Alternativamente, una presión positiva se aplica a través de uno o ambos puertos. En operación, el detector de capacitancia 60 opera substancialmente como se describe en las Figs. 17A y 17B. El receptáculo 172 se expande entre las porciones 246 y 248. Una distancia variable, Ad, del fluido de desplazamiento dieléctrico bajo entre el receptáculo de expansión y contracción 172 y las porciones 246 y 248, puede tener algún efecto en la capacitancia entre la placa a tierra 262 y la placa activa 258. Del mismo modo, el área de superficie S, definida por las placas de capacitancia activas y a tierra y las membranas de expansión pueden tener algún efecto en la capacitancia total. Ciertamente, el cambio de dieléctrica total del dialisato de alta dieléctrica reemplazando el aire bajo dieléctrico (o viceversa) afecta la capacitancia total entre las placas 258 y 262. A medida que las membranas 162 y 164 se expanden y llenan con fluido médico, la capacitancia cambia, es decir, aumenta. Cada cantidad diferente de fluido médico dentro de la cámara 250 tiene una capacitancia total única. Un valor de capacitancia único puede, por lo tanto, asociarse con cada volumen de fluido específico en la cámara, por ejemplo, substancialmente vacía, parcialmente llena o substancialmente llena.

- - Como una alternativa al detector de volumen de capacitancia 60 descrito arriba, el volumen de fluido de dialisato que fluye a través de los sistemas automáticos 10 y 100 puede determinarse utilizando otros métodos, tal como a través de un equilibrio electrónico. En tal caso, el equilibrio electrónico mantiene registro de la cantidad de dialisato que se suministra al sistema durante una carga del sistema. El equilibrio electrónico también monitorea cualquier dialisato adicional agregado al sistema durante el tratamiento de diálisis. En otras modalidades alternativas, cualquiera de los sistemas descritos en la presente pueden detectarse utilizando otros tipos de medidores de flujo o dispositivos que emplean Ley de Boyle, que se conocen por aquellos expertos en la materia. Además, varios otros tipos de mediciones de volumen de fluido o dispositivos de velocidad de flujo pueden utilizarse con los sistemas automáticos 1 0 y 100, tales como placas de orificio, medidores de flujo de masa u otros dispositivos de medición de flujo conocidos por aquellos de experiencia en la materia. VI . Control de Presión de Precisión Como se trata arriba, el sistema 10 emplea un accionador de válvula 24 y un motor de bomba 22. En una modalidad, el motor de bomba 22 es un motor modificador. En otra modalidad, el motor 22 puede ser un motor DC u otro tipo de motor exactamente posicionable y repetible. Cada uno de estos tipos de motores permiten al sistema 10 colocar el pistón 212 y el cabezal de pistón 214 de manera muy - -exacta dentro de la cámara de bomba 210. En el caso de un motor giratorio de alta precisión 22, el accionador 24 convierte el movimiento giratorio en un movimiento de traslación de manera precisa y mueve el pistón 212 hacia atrás y adelante dentro de la cámara 210 dentro del requerimiento de repetición y exactitud del sistema. La resolución del motor modificador lineal en una modalidad es aproximadamente .0003048 centímetros por paso a aproximadamente .004867 centímetros por paso. El motor de bomba 22 también es programable. La naturaleza programable del motor de bomba 22 permite que la aceleración, velocidad y datos posiciones se introduzcan en el controlador 30, en donde el controlador 30 utiliza la información para colocar el pistón 212 y cabezal de pistón 214 dentro de la cámara de bomba 210, dentro de una cantidad apropiada de tiempo para producir una cantidad deseada de fuerza o presión de fluido. La habilidad de prefijar la aceleración, velocidad y posición del cabezal de pistón 214 proporciona una ventaja sobre los sistemas puramente neumáticos que lentamente responden relativamente a señales neumáticas. La naturaleza flexible de la tubería médica de PVC descrita, por ejemplo, en conexión con la Fig. 8 y el material de membrana, descrito arriba en conexión con las Figs. 13 y 14, causa que el sistema 10 tenga lo que se conoce como "docilidad". La docilidad causada cuando el sistema 10 intenta crear presión de fluido, por ejemplo, al mover el pistón de bomba 212 y cabezal 214, pero en su lugar causa que la tubería flexible y membranas se - -expandan . Con la tuberfa flexible y membranas, la docilidad es inevitable. Eventualmente, cuando la tubería y membranas se hayan expandido a su límite elástico, la presión en la cámara de bomba 210 (es decir, en el receptáculo 1 72) y por toda la tubería se eleva agudamente. Es deseable superar la docilidad de la tubería y las membranas 162 y 164 tan rápido como sea posible de manera que la presión puede construirse para dirigir el fluido. La presente invención utiliza un sistema de control de presión híbrido que combina la habilidad de prefijar la aceleración del pistón de bomba y la velocidad con un esquema de control de presión adaptivo, que causa que la presión logre una presión deseada establecida para cualquier golpe dado y causa que la presión se sintonice con el tiempo, es decir, sobre golpes repetidos. Es decir, la presente invención emplea un método para controlar la presión dentro del sistema, que parece primero superar la docilidad del sistema y después parece lograr un establecimiento de presión deseado. La salida del método presente para controlar la presión dentro de la cámara de bomba 210 se ilustra por las curvas de velocidad y presión de la Fig. 1 T. En general, el sistema 10 controla la presión dentro del receptáculo 172 en la cámara de bomba 210 al controlar la velocidad del pistón 212 y cabezal de pistón 214. El perfil de velocidad 390 de la Fig . 19 ilustra un golpe de bomba único que ocurre con un tiempo "t" comenzando al inicio de la posición de golpe 392. Al comienzo del golpe, la velocidad se eleva a una aceleración preestablecida 394. La - -aceleración preestablecida 394 se programa en el controlador 30. Cuando la velocidad debido a la aceleración preestablecida 394 alcanza una velocidad máx. 296, la aceleración 394 cambia a una aceleración de cero, y el pistón 21 2 se mueve a una velocidad máx. constante 396. Durante el periodo de tiempo de la aceleración 394 y la velocidad máx. 396, que se designa por la línea vertical rayada 398, la presión correspondiente como se ilustra por una curva de presión 401 , de perfil de presión 400, se eleva comenzando muy lentamente y exponencialmente incrementando a medida que el tiempo alcanza aquella linea rayada 398. En la porción inicial de la curva de presión, es decir, justo después del inicio de la posición de golpe, la presión se forma lentamente a medida que la docilidad en el sistema se toma. A medida que la docilidad se toma, la presión se forma más rápido y a velocidades más rápidas. Cuando la presión alcanza un umbral de proximidad de presión 402, establecida en el software, el software dentro del controlador 30 se convierte del control de movimiento previo (aceleración, velocidad, posición) a un control adaptivo. Por lo tanto, debe apreciare que el método para controlar la presión dentro de la bomba de fluido de la presente invención es un tipo híbrido de método de control, empleando una combinación de técnicas. La porción de control de movimiento, acentuada por la aceleración 394 y velocidad máx. 396, representa un periodo en tiempo cuando el método de control está forzando al sistema a - -superar la docilidad de presión. Al alcanzar el umbral de proximidad de presión 402, el controlador 30 causa que la velocidad se desacelere agudamente en la desaceleración 404. La desaceleración 404 reduce la velocidad del pistón 212 y cabezal de pistón 214 a una velocidad 406, que es una velocidad que ayuda en la habilidad de la porción de control adaptiva del sistema de control de presión para lograr un establecimiento de presión 408. Es decir, sin la desaceleración programada 404, la porción de control adaptivo tendría un tiempo más difícil (es decir, más largo) que controla la velocidad para hacer que la presión alcance o substancialmente alcance el establecimiento de presión 408. Como se explica en más detalle abajo, la aceleración 394 se controla de manera adaptiva en una modalidad, para reducir la cantidad de disparo superior inicial. El control adaptivo sobre la aceleración 394 se sintoniza con el tiempo para reducir además la cantidad de disparo superior inicial. Cada una de estas mediciones afecta la cantidad de desaceleración controlada 404, necesaria. Después de que la desaceleración controlada 404 alcanza la velocidad 406 y hasta el tiempo de la segunda línea rayada 410, el sistema 10 opera en un modo adaptivo. La segunda línea vertical 410 ocurre cerca del final del golpe. Como se ilustra, la porción adaptiva del golpe se rompe en un número de áreas, principalmente el área 412 y el área 414. El área 412 se caracteriza por el disparo superior y el disparo inferior causados por la aceleración programada 394. Para aplicar las técnicas adaptivas, los ajustes o parámetros que - -superan el error de área 414 se ajustan en el software para combatir el disparo superior o disparo inferior. El área 414 se enfoca en el intento de minimizar el error entre la curva de presión actual 401 y el establecimiento de presión 408. Durante el área 414, los parámetros y mediciones adaptivas se ajustan en el software para reducir la oscilación de la curva de presión 401 para lograr un establecimiento de presión 408 tanto como sea posible y tan rápido como sea posible.

Al alcanzar el tiempo denotado por la línea rayada 410, el método de control de presión de nueve resume el control de movimiento y desacelera la velocidad a una desaceleración predeterminada y controlada 416 por debajo de una velocidad de paso final 418, que también es la velocidad inicial al inicio del golpe 392. En una modalidad alternativa, el método puede simplemente dejar que el control adaptivo continúe más allá de la línea de tiempo 410 e intente lograr la velocidad de paso final 41 8. Después de la linea de tiempo 410, la presión a lo largo de la curva 401 desciende hacia presión cero como se ilustra por el perfil de presión 400. Comparando el perfil de presión 400 con el perfil de velocidad 390, debe apreciarse que la presión permanece en el receptáculo 172 de la cámara de bomba 210 aún después de que termina el golpe en el tiempo "t". En algunos casos, los disparos superiores de presión como el pistón 212 se detienen repentinamente, en donde el momento del líquido produce un salto de presión después del tiempo "t". Refiriéndose ahora a la Fig. 20, un algoritmo 420 para emplear el control de presión adaptivo durante las áreas 41 2 y 414 - -del perfil de presión 400 se ilustra. En una modalidad, la porción de control adaptiva del método de control de presión emplea parámetros proporcionales, integrales y derivados ("PID"). En el método, una lectura de presión se toma de un detector de presión que detecta la presión dentro del receptáculo 172 de la cámara de bombeo 210, y que proporciona una entrada de detector de presión 422 al controlador 30, como se ilustra por el algoritmo 420. La entrada de detector de presión 422 se envía a través de un filtro digital 424, produciendo una variable medida 426. La variable medida 426 se compara con una variable deseada , es decir, el establecimiento de presión 408 ilustrado en la Fig . 19, donde un error 428 se produce entre la variable medida 426 y el establecimiento de presión deseado 408. Después, el error 428 se introduce en un cálculo PID 430, que utiliza un coeficiente proporcional 432, un coeficiente integral 434 y un coeficiente diferencial. La salida del cálculo PID 430 es un cambio de presión adaptivo 438. El controlador 30 cambia entonces la velocidad hacia arriba o hacia abajo para producir el cambio de presión 438. En el perfil de presión 400 de la Fig . 19, el algoritmo 420 de la Fig. 20 se realiza constantemente durante las áreas adaptivas 412 y 414. Como se trata abajo, los parámetros correctivos, por ejemplo, los coeficientes 432, 434 y 436, se utilizan de manera diferente durante las áreas 412 y 414 debido a que la corrección en el área 412 se enfoca en minimizar el disparo superior y disparo inferior, -mientras que la corrección en el área 414 sin embargo, se enfoca en reducir el error a cero alrededor del establecimiento de presión 408.

Como se describe arriba, una bomba única 20 se utiliza en el sistema 10. La bomba única 20 proporciona presión positiva durante el golpe de llenado del paciente y la bomba para drenar el golpe. La bomba 20 también proporciona presión negativa durante el halado del golpe de bolsa de suministro 14 y el halado del golpe del paciente 12. De los cuatro golpes, es más importante controlar de manera exacta la presión durante el golpe de drenaje del paciente y llenado del paciente. No es crítico controlar la presión cuando se bombea fluido de las bolsas de suministro 14 o cuando se bombea fluido del receptáculo 172 de la cámara de bomba 210 al drenaje 18. en los dos golpes de presión positivos, un golpe, principalmente el golpe de llenado del paciente, es crítico para controlar la presión de manera apropiada. En los dos golpes de presión negativa, uno de los golpes, principalmente el halado del golpe del paciente, es crítico para controlar la presión de manera apropiada . En los otros dos golpes, la presión se controla sin imponer el controlador, motor 22 y unidad desechable 160 inútilmente. Refiriéndose ahora a la Fig. 21 , las curvas de presión y velocidad se muestran para un número de golpes durante el ciclo de llenado del paciente. El perfil superior 440 muestra la presión actual 444 contra la presión deseada 442 en mili-libras por pulgada cuadrada ("mPSI"). El perfil inferior 450 muestra curvas de velocidad correspondientes. En el perfil de presión 440, la línea obscurecida - - 442 corresponde a la presión deseada en mPSI. La curva 444 ilustra la presión actual en mPSI. Las curvas 452a , 452b y 452c en el perfil de velocidad 450 ilustran las velocidades del pistón que producen las fluctuaciones del pistón a lo largo de la curva de presión 444 del perfil de presión 440. La velocidad se mide en algún incremento de pasos por segundo, tales como mili-pasos por segundo o micro pasos por segundo cuando el motor 22 empleado es un motor modificador. Los motores modificadores diferentes para utilizarse en la presente invención pueden programarse en diferentes incrementos de un paso. La velocidad actual por lo tanto es una función de la resolución del motor modificador. En tiempo cero, la presión deseada 442 cambia virtualmente de manera instantánea a 2000 mPSI. La curva de presión deseada 442 mantiene esta constante 2000 mPSI hasta que alcanza aproximadamente 1 .6 segundos, en los cuales el punto de la presión deseada 442 regresa virtualmente de manera instantánea a cero. Este paso por la curva de presión deseada 442 representa un golpe de llenado del paciente completo, en donde un golpe superior positivo completo del pistón 212 y cabezal de pistón 214 dentro de la cámara de bomba 220 ocurre. En este paso, es crítico controlar la presión debido a que el dialisato se bomba en la cavidad peritoneal del paciente 12. La curva de presión actual 444 se eleva exponencialmente y oscila alrededor de 200 mPSI establecidos en la manera descrita en conexión con la Fig. 19. Debe observarse que la curva de velocidad 452a sigue un patrón similar a aquel mostrado en - -la Fig. 19. En aproximadamente 1 .6 segundos, es decir, cuando el cabezal de pistón ha alcanzado la cámara superior 216 de la cámara de válvula 210, el controlador 30 detiene el pistón 212 de moverse. La velocidad del cabezal de pistón permanece en cero hasta aproximadamente 3.4 segundos. En este periodo, las válvulas se han cerrado a través de una de las posiciones de "todas las válvulas cerradas" ¡lustradas en conexión con la Fig. 16A. Como se ilustra por la curva de presión 444, la presión de fluido residual reside dentro de la cámara de bomba 210 aún cuando el cabezal de pistón 214 no se mueve. En aproximadamente un tiempo de 3.4 segundo, la curva de presión deseada 442 cambia virtuosamente de manera instantánea a -2000 mPSI. A la bomba 20 se le solicita ahora expandirse y formar una presión negativa que hala el fluido de las bolsas de suministro 14. Durante este golpe, no es crítico controlar la presión como de manera exacta en el golpe de llenado del paciente. De acuerdo con lo anterior, el método puede programarse para desviar la porción de control de movimiento del método de presión de control y simplemente buscar de manera adaptada encontrar el establecimiento de presión a lo largo de la línea 442. El dialisato se mueve a través de la trayectoria de calentamiento de fluido 180 de la unidad desechable 160 (ver Figs. 3A y 5, etc.) durante el golpe de llenado del paciente. Mucha de la docilidad, es decir, estiramiento del sistema ocurre cuando el fluido pasa a través de la trayectoria 180. El fluido de - -bombeo de la bolsa de suministro 14, sin embargo, no requiere que el fluido pase a través de la trayectoria de calentamiento 1 80. El sistema 10 no experimenta por lo tanto el mismo nivel de docilidad durante este golpe. Es posible bombear de las bolsas 14 sin utilizar la porción de control de movimiento ilustrada en conexión con la Fig. 1 9, ya que menos docilidad puede no requerir la "fuerza bruta" suministrada por la aceleración controlada. En la Fig. 21 , la bomba completa el golpe que hala el dialisato de la bolsa de suministro en aproximadamente cinco segundos. La demanda de presión a lo largo de la curva 442 regresa a cero de acuerdo con lo anterior. Después, la válvula se cambia a una posición de toda cerrada, el controlador 30 fija la velocidad del pistón a cero, y el cabezal de pistón reside substancialmente a lo largo de la pared de cámara inferior 218, con el receptáculo 172 lleno de fluido hasta que aproximadamente 6.8 segundos han pasado, en donde el sistema 10 repite el golpe de llenado del paciente como se describe previamente. Refiriéndose a la Fig. 22, un perfil de presión 452 y perfil de velocidad 460 se ilustran para el golpe de drenaje del paciente y el bombeo al golpe de drenaje del ciclo de drenaje del paciente. En el perfil de presión 452, la curva de presión de demanda 454 ilustra que el controlador llama un mPSI negativo 2500 para halar dialisato del paciente. El controlador 30 llama una presión positiva de 2500 mPIS para empujar fluido del receptáculo 172 de la cámara de bomba 20 a la bolsa de drenaje 18. En el perfil de velocidad 460 mostrado debajo - -del perfil de pregón 452, la velocidad actual 462 en algún incremento de paso por segundo se ilustra. Debe apreciarse que ambos perfiles de velocidad 450 y 460 de las Figs. 21 y 22 son velocidades absolutas y no i|ustran que el pistón de bomba 212 se mueve en direcciones, positiva y negativa . La curva de presión actual 456 del perfil 452 ilustra que la presión se controla para conformarse a la línea de presión de demanda 454 de manera más cercana durante el halado de la porción de paciente que durante el bombeo a la porción de drenaje del perfil 452. En una modalidad, el controlador 30 se programa para proporcionar una velocidad de movimiento controlado 464 para una porción de halado del golpe de paciente y utilizar un control adaptivo durante el tiempo "tadaptar"< El método también utiliza, en una modalidad, una desaceleración controlada 466 al final del halado del golpe de paciente. Alternativamente, el método permite al control PID buscar encontrar la presión cero. De manera similar, durante el bombeo al golpe de drenaje, el controlador 30 puede cambiar a control PID solamente. Refiriéndose ahora a la Fig. 23, una modalidad de un algoritmo 470 que ilustra el control adaptivo de "sintonización fina" de la porción PID del método de control de presión de la presente invención se ilustra. Fig . 23, como la Fig. 20, incluye una presión medida variable 426 y un establecimiento de presión deseable 408. El error de presión 472 representa un error en ya sea el área de disparo superior 412 o el área de oscilación 414 ilustrada en el perfil de velocidad de presión 400 de Fig. 19. Para cada área, el algoritmo 470 se fija a dos componentes de error, principalmente, el error 474 determinado en el golpe de corriente y el error 476 almacenado para golpes previos. El controlador 30 compara los dos errores 476 y 478 y hace una decisión como se ilustra en el bloque de decisión 478. En el bloque 476, si el error de golpe actual 474 es menor al error de golpe previo 476, el método utiliza el coeficiente previo debido a que el coeficiente previo está actualmente teniendo un resultado deseable. Si el error de golpe actual 474 es mayor que el error de golpes previos 476, existen dos posibilidades. Primero, el coeficiente o medición correctiva tomada no es suficientemente larga para superar el incremento de error. Aqu í, el coeficiente o establecimiento correctivo puede incrementarse u otra táctica puede emplearse. Segundo, el procedimiento correctivo previo puede ser teniendo un impacto adverso, en cuyo caso la conexión de parámetro puede invertirse u otra táctica puede emplearse. Obviamente, para emplear el algoritmo 470, el método proporciona que el controlar 30 almacene la manera de los intentos correctivos previos y supere los mismos. En base a lo que pasa previamente, el controlador decide incrementar o reducir uno o más de los parámetros. La cantidad de incremento o reducción se aplica entonces a uno o más coeficientes almacenados en una tabla de incremento 480. El incremento ajustado o no ajustado se resume entonces con el actualmente utilizado de uno o más coeficientes 482 para formar uno o más coeficientes más ajustados 484.

Refiriéndose ahora a la Fig. 24, la tabla 500 ilustra varios diferentes coeficientes y perímetros adaptivos para el método de control de presión de la presente invención . Ciertos de los «••fieientes y parámetros aplican más de la porción de control de movimiento de los perfiles ilustrados arriba, es decir, las porciones fijas de aceleración, desaceleración y velocidad de los perfiles. Los parámetros de control de movimiento, sin embargo, efecto del error, que tiene influencia en los parámetros adaptivos en la porción PID del control de presión. Otros parámetros se aplican a las porciones de control adaptivas de los perfiles. Ajustando el parámetro de aceleración del golpe de comienzo 486 (ilustrado por la aceleración 394 del perfil de velocidad 390 de Fig . 19) afecta la porción de control de movimiento del presente método. La aceleración como se ilustra, afecta el disparo superior y el uso eficiente de tiempo de golpe. Es decir, es deseable tener una aceleración alta para superar la docilidad rápidamente, sin embargo, el costo puede ser aquel que incrementa el disparo superior. Por el otro lado, una aceleración inferior puede reducir el disparo superior pero requiere más tiempo para superar la docilidad del sistema. El parámetro de umbral próximo 488 (ilustrado por la línea de presión 402 en el perfil de presión 400 de Fig. 19) también afecta el disparo superior y disparo inferior. Aquí, el establecimiento del umbral de presión 488 demasiado bajo causa el disparo inferior, mientras que el establecimiento del parámetro 488 demasiado alto causa el disparo superior. El parámetro DP/pt 490 es el cambio en presión por un periodo de tiempo dado. Este parámetro parece lograr, por ejemplo, en la Fig. 19, a una cierta ranura de la curva de presión 401. El parámetro de velocidad de paso máximo 492, ilustrado como línea 396 en el perfil de velocidad 390 de Fíg. 19, también afecta el disparo superior y resonancia subsecuente. Otro factor correctivo es la conversión a desaceleración de presión 494 correspondiendo a la línea 410 de Fig. 19. El método incluye pasar el sistema sin cambiar de nuevo al control de movimiento y en su lugar dejar el sistema en el control PID adaptivo. La conversión a la desaceleración puede tener un gran impacto en la presión residual restante en la cámara de bomba 210 después de que las válvulas se cierran. Los factores PID Kp, Kd y Ki, marcados 496, 498 y 502, respectivamente afectan la porción de control adaptivo del presente método pero también afecta, a un menor grado, la declaración controlada al final del golpe. Cada uno de los factores PID o parámetros pueden cambiarse y adaptarse en el golpe medio. También como se ilustra en la Fig. 23, los factores pueden cambiarse para optimizar el sistema con el tiempo. Cada uno de los factores arriba descritos puede utilizarse para aislar la presión de fluido de los cambios en el ambiente fuera del sistema 10. Por ejemplo, los factores pueden superar cambios debido a los cambios químicos y fisiológicos en el abdomen del paciente. También, la altura de las bolsas de suministro del paciente 14 afecta la carga inicial de la bomba de fluido 20. Los parámetros ilustrados en la Fig . 24 supera automáticamente los cambios debido a la altura de la bolsa. Además, a medida que el paciente duerme durante la noche, las bolsas de suministro 14 se vuelve menos y 5 menos lleno, mientras que la bolsa de drenaje 18 se vuelve más llena, ambas de las cuales afectan la presión de bomba. Los parámetros ilustrados en la Fig . 24 se ajustan automáticamente para compensar estos cambios y mantener al sistema pasando ligeramente. Ciertos de los factores arriba descritos se cambia más y J O se utiliza más durante el área de disparo superior 412 ilustrado en el perfil de presión 400 de Fig. 19. Otros factores y parámetros se utilizan y cambian más durante la porción de oscilación 414 del perfil 400. VII. Calentador en línea 15 En una modalidad, el calentador en línea 16 incluye dos calentadores de placa eléctricos, que se conocen bien por aquellos expertos en la materia. Los calentadores de placa del calentador 16 tienen una superficie plana y lisa , que da a la unidad desechable 160. En una modalidad alternativa, los sistemas automáticos 10 y 100 0 proporciona un calentador en línea 1 6 que tiene un calentador de placa en combinación con un calentador infrarrojo u otro calentador covectivo. En el calentador tipo modo doble alternativo, tanto el calentador de placa como, por ejemplo, el calentador infrarrojo son 5 calentadores en línea que calientan el fluido médico que fluye a - -través de la trayectoria de calentamiento de fluido 180 de la unidad desechable 160. La energía radiante del calentador infrarrojo se dirige a y absorbe por el fluido en la trayectoria de calentamiento de fluido 180. La energía radiante o calentador infrarrojo en una modalidad es un calentador de alta capacitancia o primario, que puede calentar un volumen relativamente grande de fluido frío a una temperatura deseada en un periodo de tiempo corto. El calentador de placa del calentador de modo doble alternativo en una modalidad es un calentador de mantenimiento o secundario que tiene una capacitancia de calentamiento relativamente inferior relativa al calentador infrarrojo. Como se describe arriba, el calentador de placa utiliza resistencia eléctrica para incrementar la temperatura de una placa que a su vez calienta el fluido que fluye a través de la trayectoria 180 adyacente a la placa. El calentador de modo dual es particularmente útil para calentamiento rápido del dialisato frío (demanda de energía de calor alta) suministrada de una de las bolsas de suministro 14 al sistema automático 10 o 100. Los llenados del sistema iniciales pueden ser más frío que los últimos llenados, y el sistema pueda perder calor durante la fase de residencia. La temperatura del dialisato en el llenado del sistema inicial puede por lo tanto ser muy baja, tal como 5°C a 10°C si las bolsas de suministro 14 se almacenan a temperatura ambiente fría. El calentador de placa y el calentador infrarrojo de la modalidad del calentador de modo dual del calentador 16 puede - -instalarse en varias configuraciones relativas entre si. Los calentadores de modo dual en una modalidad se instalan de manera que el fluido pasa por los calentadores secuencialmente (por ejemplo, primero el calentador de placa y después el calentador infrarrojo o radiante). En otra modalidad, el fluido pasa por los calentadores simultáneamente (ambos calentadores al mismo tiempo). La trayectoria de flujo de fluido más allá de los calentadores puede ser una trayectoria de flujo común para ambos calentadores, tal como en la trayectoria de calentamiento de fluido 180, o incluir trayectorias de flujo independientes para cada calentador. VII. Lógica Indistinta para Control del Calentador De manera similar al control de la presión de fluido, el control del calentador de placa 16 también se somete a un número de variables ambientales. Por ejemplo, la temperatura ambiente dentro del hogar del paciente afecta la cantidad de calor que es necesaria para elevar la temperatura del fluido médico a una temperatura deseada. Obviamente, la temperatura del dialisato en las bolsas de suministro 14 afecta la cantidad de calor que es necesaria para elevar la temperatura de fluido a una temperatura deseada. La eficiencia del calentador de placa también afecta la cantidad de calor necesaria. Además, el voltaje proporcionado por el hogar del paciente es otro factor. Típicamente, un doctor o cuidador prescribe la temperatura del dialisato para que el paciente se controle por aproximadamente una temperatura de 37°C. Por lo tanto, es deseable tener un método para controlar el calentador 16 para corregir los gradientes de - -temperatura exteriores para mantener la temperatura de fluido del paciente apropiada. Refiriéndose ahora a la Fig. 25, una modalidad de un método de control de calentamiento 510 se ilustra . El método 510 incluye dos algoritmos separadamente realizados 520 y 530 que operan en paralelo para formar una salida total 544. El algoritmo 520 se denomina un algoritmo de control "a base de conocimiento". El algoritmo de control a base de conocimiento se basa en el conocimiento, tales como datos empíricos, mecánicas de flujo, leyes de físicas y datos de lab, etc. El algoritmo a base de conocimiento 520 requiere un número de entradas así como también un número de establecimientos constantes. Por ejemplo, el algoritmo de control 520 requiere una velocidad de flujo pulsátil de entrada . Como se ilustra abajo, la velocidad de flujo pulsátil se calcula actualmente de un número de variables de entrada. El sistema 10, 100 de la presente invención proporciona fluido al paciente 12 en impulsos, en lugar de una base continua. Debe ser fácilmente aparente a partir de la discusión en base a las Figs. 16A y 1 6B, que cuando todos los cabezales de válvula en el desechable se cierran, ningún fluido puede fluir a través de la trayectoria de calentamiento de fluido al paciente. La velocidad de flujo al paciente, por lo tanto, es una velocidad de flujo pulsátil, en donde el paciente recibe el dialisato en momentos o impulsos. Es difícil controlar la temperatura del fluido con este tipo de velocidad de flujo. Para este fin , el método 510 proporciona los algoritmos duales - - 520 y 530. Más allá de la velocidad de flujo pulsátil, el algoritmo de control a base de conocimiento 520 también recibe una señal de temperatura de entrada de fluido, medida , es decir, actual. Además, el algoritmo 520 almacena la eficiencia del calentador de placa, que se basa en los datos empíricos. En una modalidad, las placas, superior e inferior, del calentador de placa 16 son aproximadamente 95% eficientes. Algoritmo 520 también introduce la energía del calentador total, que se deriva de la entrada de voltaje al sistema 10, 100. El voltaje residencial puede variar en un día dado o durante un periodo de días o de lugar a lugar. El algoritmo 520 también introduce la temperatura de fluido de salida deseada, que es un establecimiento constante pero que puede modificarse por el doctor o cuidador del paciente. Como se ilustra en la Fig. 25, la temperatura de fluido de salida deseada se introduce en tanto el algoritmo de control a base del conocimiento 250 y el algoritmo de control a base de lógica indistinta 530. Como se trata en más detalle abajo, el algoritmo de control a base de conocimiento 520 emite un ciclo de obligación a base de conocimiento en un punto de suma 544. Con respecto al algoritmo de control a base de lógica indistinta 530, la temperatura de fluido deseada se emite en un punto de comparación 514. El punto de comparación 514 emite la diferencia entre la temperatura de fluido deseada y la temperatura de fluido medida actual saliendo del sistema de calentamiento 548. El - -algoritmo de control a base indistinta 530 por lo tanto recibe un cambio en temperatura ?? como una entrada. Como se describe abajo, el algoritmo de control a base de lógica indistinta 530 emplea los conceptos y estrategias de control de lógica indistinta para emitir un ciclo de obligación lógica indistinta. fin el método 51 0, el ciclo de obligación a base de conocimiento se pesa de manera adaptada contra el ciclo de obligación a base de lógica indistinta. En una modalidad alternativa, el sistema predetermina un peso relativo. En el método 510, el ciclo de obligación a base de lógica indistinta se pesa, es decir, proporciona con un factor de peso como se ilustra en el bloque 542. Por ejemplo, si al ciclo de obligación a base de lógica indistinta se le da un ciclo de obligación a base de lógica indistinta se pesa igualmente con el ciclo de obligación a base de conocimiento. Si al ciclo de obligación a base de lógica indistinta se le da un factor de peso de dos, al ciclo de obligación a base de lógica indistinta se le da dos veces el peso como el ciclo de obligación a base de conocimiento. El factor de peso en el bloque 542 puede cambiar con el tiempo y/o optimizarse con el tiempo. Debe apreciarse que el bloque de peso 542 podría alternativamente colocarse en la salida del ciclo de obligación a base de conocimiento. Como se trata abajo, sin embargo, la velocidad de actualización del ciclo de control de lógica indistinta es substancialmente más alta que la velocidad de actualización de las señales de entrada introducidas en el algoritmo de control a base de - -conocimiento 520. Por lo tanto es ventajoso pesar el ciclo de obligación a base de lógica indistinta, como opuesto al ciclo de obligación a base de conocimiento. El ciclo de obligación a base de lógica indistinta pesada y el ciclo de obligación a base de conocimiento se resumen juntos en el punto de suma 544 para producir un ciclo de obligación de calentador total. El ciclo de obligación es una manera de controlar la entrada de energía y, de esta manera , la temperatura de placa del calentador. El control del ciclo de obligación significa controlar el porcentaje de un periodo de tiempo que el poder completo se aplica al calentador, por ejemplo, calentador de placa 16. En una modalidad alternativa, la salida de los algoritmos de control paralelos 520 y 530 podría ser un porcentaje de energía completa aplicada en todos los tiempos. Todavía , la salida de los algoritmos de control paralelos 520 y 530 podría ser un porcentaje de toda la energía completa aplicada por un porcentaje de un periodo de tiempo. Para propósitos de ilustración, el método 510 se describe utilizando una salida de ciclo de obligación que, como se explica, es el por ciento de un periodo de tiempo que la energía completa se aplica al calentador. Como se describe en la presente, el sistema de calentamiento 548 (es decir, calentador 16) en una modalidad preferida es un calentador de placa, en donde las placas, superior e inferior, se disponen alrededor de una trayectoria de calentamiento de fluido de la unidad desechable 160. Debe apreciarse sin embargo, que el método 510 es igualmente aplicable al calentador infrarrojo - -previamente descrito. Además, el método 510 es igualmente aplicable a la combinación de diferentes tipos de calentadores, tal como, la combinación de un calentador de placa y un calentador infrarrojo. El método 510 utiliza múltiples detectores de temperatura , tales como los detectores 62 ilustrados en las Figs. 1 y 2, que detectan la temperatura en diferentes tiempos dentro del método 510 y lugares dentro del sistema 10 , 100. Un detector detecta la temperatura de salida de fluido, que se retroalimenta del sistema de calentamiento 548 al punto de comparación 514. Otros dos detectores de temperatura detectan la temperatura de la placa superior y la placa inferior y retroalimentación al controlador de límite de temperatura 546, ubicado en el software. Como se ilustra, antes de que el ciclo de obligación de calentador sumado se introduce en el sistema de calentamiento 548, el sistema determina si las placas de calentamiento superior e inferior ya se encuentran a una temperatura máxima permisible. Existe una temperatura arriba de la cual no es seguro mantener las placas del calentador de placa . En una situación en donde una o ambas de las placas está actualmente en el límite de temperatura, el método 510 emite un ciclo de obligación de cero, sin considerar los cálculos del sistema de control a base de conocimiento 520 y el algoritmo a base de lógica indistinta 530. Para este fin, al temperatura délas placas, superior e inferior, se retroalimenta en el bloque 546, donde el software solamente permite que el ciclo de obligación de calentador se aplique al sistema de calentamiento 548 si la temperatura corriente - -de las placas, superior e inferior, es menor al límite de temperatura.

En una modalidad, si una de las placas está en la temperatura límite, el método 510 proporciona un ciclo de obligación ero a ambos calentadores de placa, aún cuando uno de los calentadores de placa puede estar por debajo del límite de temperatura. Además, el software puede adaptarse de manera que si la temperatura actual del calentador de placa está muy próxima a la temperatura límite, el método 510 solamente permite que el ciclo de obligación se encuentra o esté por debajo de un establecimiento predeterminado. De esta manera, cuando la temperatura actual está muy próxima a la temperatura límite, el método 510 va hacia una condición de tipo falla y utiliza un ciclo de obligación seguro. Asumiendo que las temperaturas de la placa actuales se encuentran por debajo del límite de temperatura seguro, el método 510 aplica el ciclo de obligación de calentador combinado de los algoritmos de control paralelos en el punto de suma 544. El ciclo de obligación de calentador aplica energía total para un cierto porcentaje de una cantidad de tiempo dada. La cantidad de tiempo dada es la velocidad de actualización del ciclo de control de lógica indistinta. El ciclo de control de lógica indistinta , incluyendo el algoritmo de control de lógica indistinta 530, se actualiza aproximadamente nueve veces por segundo en una modalidad preferida. Debe apreciarse que la velocidad de actualización del ciclo de control de lógica indistinta es un parámetro importante y que simplemente el incremento de la tasa de actualización a un cierto valor puede deteriorar la exactitud del - -sistema . Un rango de tasas de actualización que proporcionan buenos resultados es de aproximadamente 8.5 veces por segundo a aproximadamente 9.5 veces por segundo. La tasa de actualización no debe ser divisible de manera uniforme en la frecuencia de la energía de entrada. Por ejemplo, una tasa de actualización de nueve veces por segundo funciona cuando la frecuencia AC se mantiene fija a 50 o 60 hertz. Sin embargo, como es el caso en algunos países, la frecuencia puede ser de 63 hertz. En tal caso, una tasa de actualización de nueve hertz causará inexactitud . Por lo tanto, en una modalidad preferida, una tasa de actualización de una fracción de 1 hertz se prefiere, tal como 9.1 hertz. Asumiendo que la tasa de actualización sea nueve veces por segundo, el tiempo por actualización es aproximadamente 1 10 milisegundos. Por lo tanto, si el ciclo de obligación es .5, es decir, mitad encendida, mitad apagada, el tiempo en el cual la energía completa se aplica es 55 milisegundos. Durante los otros 55 milisegundos, no se aplica energía. Si el ciclo de obligación es 90%, entonces la energ ía completa se aplica por 90% de 1 10 milisegundos..

La velocidad de actualización del algoritmo de control a base de conocimiento 520 no es tan crítica como la velocidad de actualización del ciclo de control de lógica indistinta. Por una razón, las entradas de señal al algoritmo 520 cambian gradualmente con el tiempo de manera que no necesitan verificarse tan frecuentemente como la comparación entre la temperatura de fluido deseada y la temperatura de fluido actual. Una tasa de actualización de - -aproximadamente dos segundos es suficiente para las entradas de señal. Las entradas del algoritmo de control 520 pueden actualizarse de aproximadamente una cada medio segundo a aproximadamente once cada cuatro segundos. El algoritmo de control a base de conocimiento 520 puede pasar en el procesador principal del sistema 1 0, 00, por ejemplo, un Procesador Intel StrongAR ™. Para facilitar la tasa de actualización del ciclo de control de lógica indistinta, un procesador de alta velocidad, tal como el Procesador de Señal Digital Motorola , se utiliza. El algoritmo de control a base de lógica indistinta 530 pasa , en una modalidad, en un procesador delegado, por ejemplo, un Procesador Digital Motorola. Refiriéndose ahora a la Fig . 26, el algoritmo de control a base de conocimiento 520 se ilustra en más detalle. Como se trata arriba, en un primer paso, el algoritmo de control a base de conocimiento recibe un número de entradas de señal, como se indica por el bloque 522. Algunas de estas entradas se actualiza en el nivel de procesador principal de aproximadamente once cada dos segundos Otras entradas se establecen en el software como constantes. Una de las señales de entrada que varia con el tiempo, es el número de intervalos de golpe ("N") por milisegundo. El pistón de bomba se mueve durante un cierto periodo de tiempo, se detiene y reside, y después se mueve de nuevo por un cierto periodo de tiempo. La bomba hace N número de golpes por milisegundo, que se introduce en el algoritmo de control a base de conocimiento. Otra señal de entrada que varía con el tiempo es el - -voltaje de entrada ("Vac"). El voltaje de entrada Vac cambia con el tiempo en un solo lugar o en diferentes ubicaciones. Otra señal de entrada que cambia con el tiempo es la temperatura de entrada de fluido medida ("Ten"). La temperatura de fluido Ten se mide por uno de los numerosos detectores del método 510 descrito arriba. Una entrada que no cambiará con el tiempo es la eficiencia del calentador de placa ("E")- La eficiencia del calentador E se determina empíricamente. La eficiencia de calentador E podría cambiar dependiendo de la presión dentro de la unidad desechable durante el calentamiento, el material de la unidad desechable y la tolerancia de espacio entre la placa superior e inferior. La eficiencia de calentador E para un dispositivo de diálisis particular por lo tanto permanece substancialmente constante. Como se describe arriba , la temperatura de fluido deseada ("TdeSeada") puede variar, dependiendo de las ordenes del doctor. Sin embargo, para cualquier sesión de terapia dada, Tdeseada es una constante. El algoritmo de control a base de conocimiento 520 calcula una velocidad de flujo pulsátil ("Q") en milímetros por minuto de acuerdo a la fórmula del bloque 524. La fórmula para Q puede cambiar en base a las unidades deseadas para la velocidad de flujo. En la modalidad ilustrada, la fórmula para Q es 60,000 multiplicada por el volumen de cámara en mililitros, el producto de la cual se divide por T en milisegundos. De nuevo, el volumen de cámara es una constante que es una función de la geometría de pared de la cámara de bomba.

- - El algoritmo de control a base de conocimiento 520 también calcula la energía de calentador total en Watts, como se indica por el bloque 526. En la modalidad ilustrada , el método 510 calcula la energía de calentador al dividir Vac2 por una resistencia de calentador de placa. El algoritmo de control a base de conocimiento 520 utiliza entonces los cálculos de arriba para calcular el ciclo de obligación a base de conocimiento, como se indica por el bloque 528. El ciclo de obligación a base de conocimiento iguala, en una modalidad , un factor, por ejemplo, de .07, multiplicado por la temperatura , que iguala la "roseada menos Te„. Este producto se multiplica entonces por la velocidad de flujo pulsátil Q. El último producto se divide entonces por el producto de la energía de calentador total W por la eficiencia de calentador E. El ciclo de obligación a base de conocimiento se alimenta entonces en el punto de suma 544 en combinación con la salida del ciclo de obligación a base de lógica indistinta como se ilustra por la Fig . 26. Refiriéndose ahora a la Fig. 27 , una modalidad para el algoritmo de control de lógica indistinta 530 se ilustra. Debe apreciarse que la lógica indistinta se conoce generalmente por los ingenieros del sistema y en el campo de control de proceso y sistema. El algoritmo de lógica indistinta descrito en la presente es meramente un método para implementar la lógica indistinta para realizar la tarea de aceptar una entrada de error, que es la diferencia entre la temperatura de fluido deseada y la temperatura de fluido actual , e intentar minimizar este número a cero. Sin considerar el método en la - -cual la lógica indistinta se emplea, el método Introduce una temperatura , y emite un limitador de energía, tal como el ciclo de obligación. El primer paso en el algoritmo lógico de control de lógica indistinta 530 es por lo tanto calcular la diferencia entre Tdeseada y Ten , como se indica por el bloque 532. Después, un número de funciones de miembro se implementa, como se indica por el bloque 534. En esta modalidad, el algoritmo 530 implementa cinco funciones de medición . Dos de las funciones de medición , principalmente, nlarga y plarga, son funciones de miembro trapezoidal. Como se sabe en la materia de lógica indistinta, la función de miembro trapezoidal consiste de cuatro nodos. Otras tres funciones de miembro, principalmente npequeña, neutral y ppequeña, se establecen como las funciones de miembro de triángulo, que consiste de tres nodos. Después de establecer las funciones de miembro como se indica por el bloque 534, el algoritmo de control de lógica indistinta 530 realiza una interfase indistinta como se indica por el bloque 536. En la interfase indistinta, el algoritmo de control 530 convierte la diferencia de temperatura, At, entre T,ieseada y Ten a un número de conjuntos indistintos en base a las funciones de miembro establecidas como se indica en el bloque 534.

Después, el algoritmo de control 530 aplica un número de reglas de calentamiento de lógica indistinta como se indica por el bloque 538. En una modalidad, el algoritmo de control 530 emplea cinco reglas de lógica indistinta. Una regla dice que, si At es nlarga, la salida debe reducirse a un paso largo. Otras reglas dicen que, si - - &t es npequeña, la salida debe reducir a un paso pequeño. La tercer regla dice que, si At es neutral , la salida debe ser cero. Una regla adicional establece que, si At es ppequeña, la salida debe incrementarse en un paso pequeño. La regla final establece que, si At es plarga, la salida debe incrementarse a un paso largo. El siguiente paso en el algoritmo de control de lógica indistinta 530 es realizar una interfase no indistinta, como se indica por el bloque 540. En la interfase no indistinta, la salida de las reglas se convierte en una salida actual o "aguda", que puede entonces traducirse en un ciclo de obligación . En el paso de no indistinta indicado por el bloque 590, la salida de las reglas de lógica indistinta se convierte a un número exacto o "agudo". Este número se convierte entonces a la salida apropiada para el calentador que, en esta modalidad , es el ciclo de obligación de calentador indistinto. Como se indica por el bloque 542 , el siguiente paso es determinar cuanto peso se coloca en el ciclo de obligación de lógica indistinta con respecto al ciclo de obligación a base de conocimiento. El factor de peso se decide por las reglas de lógica indistinta y las tasas de actualización de ambos algoritmos de control a base de lógica indistinta y a base de conocimiento. El ciclo de obligación de lógica indistinta pesado se suma entonces en el punto de suma 544 con el ciclo de obligación a base de conocimiento producido por el algoritmo de control a base de conocimiento 520. IX. Aislamiento Eléctrico para el Sistema El equipo médico y en equipo particular en contacto íntimo con un paciente necesita aislarse eléctricamente de manera apropiada contra las corrientes de derrame. El tipo clase I de equipo proporciona el aislamiento básico y un medio para conectar a un conductor a tierra protector en la construcción en la cual el equipo reside, que disipa los voltajes peligrosos si el aislamiento del equipo falla. Un uso primario para el sistema 10, 100 de la presente invención , sin embargo, está en un hogar del paciente. Esta presente problemas para los dispositivos Clase I y en particular para máquinas de diálisis. Primero, en muchos países y hogares antiguos, la conexión a tierra falla , no es confiable o es completamente ausente. Segundo, mucha gente desvía los sistemas a tierra que no existen. La presente invención supera este problema al proporcionar un sistema de diálisis automático 10, 1 00 que no requiere conexión a tierra. El sistema 10, 100 no yace simplemente en el aislamiento básico proporcionado por los dispositivos Clase I pero proporcionar ya sea aislamiento doble o aislamiento reforzado. El aislamiento doble incluye dos capas de aislamiento. Una capa de aislamiento puede ser el aislamiento básico. En 240 VAC, el aislamiento básico típicamente requiere cuatro milímetros de "corrimiento" o 2.5 milímetros de "espacio de aire". El corrimiento es la distancia más corta entre dos partes conductivas cuando ambas se disponen a lo largo de una superficie de aislamiento. El corrimiento también es la distancia más corta entre una parte conductiva y una superficie de unión de una pieza de equipo, donde la parte conductiva y el equipo contacta una pieza de aislamiento. El espacio de aire es - -la distancia más corta entre dos partes conductivas o entre una parte conductiva y una pieza de equipo, medido a través de aire. La capa adicional de aislamiento se llama aislamiento complementario. El aislamiento complementario es aislamiento independiente aplicado además del aislamiento básico para asegurar protección contra choque eléctrico si el aislamiento básico falla. El aislamiento complementario también puede estar en la forma de corrimiento y espacio. El aislamiento reforzado, por el otro lado, es una capa única de aislamiento que ofrece el mismo grado de protección como aislamiento doble. El aislamiento reforzado proporciona la protección eléctrica equivalente a aislamiento doble para el voltaje clasificado del aislamiento doble. Para 240 VAC, utilizado como el voltaje principal del sistema 10, 100, el aislamiento básico puede soportar 1 500 VAC y el aislamiento complementario puede soportar 2500 VAC. La capa única de aislamiento reforzado por lo tanto debe soportar al menos 4000 VAC. Refiriéndose ahora a la Fig. 28, una modalidad de un sistema eléctricamente aislado 550 de la presente invención se ilustra. El sistema 550 se ilustra esquemáticamente, sin embargo, ciertos componentes del sistema 550 son identificables como componentes ilustrados en los dibujos de hardware tratados arriba. Por ejemplo, el sistema 550 incluye el alojamiento o anexo 1 12 , ilustrado arriba en las Figs. 3A a 4B, que incluye la base 1 14 y la tapa 1 16 de la unidad de hardware 1 10. El sistema 550 también incluye el - -calentador 16, que en una modalidad incluye placas de calentamiento, superior e inferior, ilustrada en la Fig. 3A y tratada en conexión con las Figs. 25 a 27. Además, el sistema 550 incluye e, l dispositivo tfe despliegue 40 y detectores de temperatura 62 ilustrados y tratados en conexión con las Figs. 1 y 2. En la Fig . 28, los números en el paréntesis indican el voltaje de operación o funcionamiento del componente respectivo. Como se ilustra, la línea 552 y neutral 554 suministran un voltaje principal de 240 VAC, fase única, en una modalidad , que es el voltaje estándar utilizado residencialmente en muchos países por todo el mundo. La línea 552 y neutral 554 podría suministrar de otra manera el estándar residencial de Estados Unidos de 120 VAC, fase única, y por lo tanto, podría proporcionar un voltaje en cualquier lugar en el rango de 90 a 260 VAC. La línea 552 y neutral 554 alimenta 240 VAC en una parte principal 556. Se observa que el sistema 550 no incluye o proporciona un conductor a tierra protector. La parte principal 556 alimenta 240 VAC a un tablero de circuitos impreso de suministro de energía ("PCB") 558. El suministro de energía PCB 558 incluye una parte principal 562 y una parte viva 564. Para propósitos de la presente invención , una "parte principal" es la totalidad de todas las partes de una pieza de equipo propuesta para tener una conexión conductiva con el voltaje principal de suministro. Una "parte viva" es cualquier parte que si una conexión se hace a la parte, la parte puede causar una corriente que excede la corriente de derrame permisible para la parte referida al flujo de esa - -parte a tierra o de esa parte a una parte accesible del mismo equipo.

Como se ilustra , las partes vivas 560 y 564 disminuyen en voltaje de las partes principales 556 y 562, respectivamente, a 24 VDC. Obviamente, el voltaje puede disminuirse a otros niveles deseados. La parte viva 560 alimenta la parte viva 566. La parte viva 566 es un invertidor que tiene un transformado ascendente que emite un voltaje de 120 Vpico. El invertidor 566 energiza un número de luces fluorescentes de cátodo, que proporcionan la luz posterior para el dispositivo de despliegue 40. La parte viva 560 también se aisla eléctricamente de la parte aplicada 568, que se mantiene un potencial cero. Una 'parte aplicada" para propósitos de la presente invención es cualquier parte del sistema 550 que: (i) entra en contacto físico con el paciente u operador que realiza el tratamiento de diálisis; (ii) puede traerse en contacto con el paciente u operador; o (iii) necesita tocarse por el paciente. Por ejemplo, es posible para el paciente tocar las placas, superior e inferior, del calentador de placa 16, los detectores de temperatura 62 y el anexo o alojamiento 1 12. La parte aplicada 568 representa esquemáticamente el alojamiento o aislamiento alrededor de los detectores de temperatura 62. En una modalidad, que solamente incluye un dispositivo de despliegue 40 y no una pantalla de tacto 42 (tratada en las Figs. 1 y 2), el alojamiento 1 12 incluye una ventaja 570, tal como una ventana de plástico transparente o vidrio. La ventana de plástico o vidrio proporciona el mismo nivel de aislamiento como el resto de, por ejemplo, el anexo o alojamiento 1 12. En una modalidad que incluye una pantalla de tacto 42 , la pantalla de tacto se a isla eléctricamente de manera apropiada , preferentemente por el fabricante de la misma. Alternativamente, una o más capas de aislamiento tratadas abajo podrían agregarse al sistema 550 para aislar apropiadamente la pantalla de tacto 42. El sistema 550 hace disponible un puerto de entrada/salida 572 , que puede ser un puérto serial o un puerto Ethernet para conectar el sistema 550 a una computadora externa, una red de área local, una red de área amplia , Internet y lo similar. Para aislar eléctricamente el puerto de entrada/salida 572, el sistema proporciona un alojamiento o cobertura protectora 574. La parte principal 556 energiza el elemento calentador 576, que se coloca e instala para calentar tanto las placas, superior e inferior, del calentador de placa 16. En una modalidad alternativa (no ilustrada) , la parte principal 556 energiza el calentador infrarrojo tratado arriba. Como se ilustra, aislamiento doble se mantiene entre el elemento calentador 576 y la placa calentadora 16. El aislamiento doble incluye aislamiento básico B(240), clasificado para 240 VAC, y aislamiento complementario S(240), clasificado para 240 VAC. Para la placa calentadora 16 y elemento 576, al menos, el aislamiento complementario y básico necesita ser eléctricamente aislado pero térmicamente conductivo. Las poliimidas, tal como Kapton®, funcionan bien . En una modalidad, por lo tanto, las capas B(240) y S(240) incluyen cinta Kapton® o cinta de aproximadamente .3 milímetros de espesor. Como se ilustra además, otra capa de aislamiento básico B(240), clasificado para 240 VAC, y otra capa de aislamiento complementario S(240), clasificado para 240 VAC, se colocan entre el detector de temperatura 62 y la placa calentadora 16. De esta manera , la placa calentadora 16 se aisla completa y doblemente del resto del sistema 550. Alternativamente, cualquiera de las capas dobles de aislamiento puede reemplazase por una capa única de aislamiento reforzado. La línea 552 y la neutral 554 se aislan por aislamiento de operación básico BOP (240), clasificado para 240 VAC, que es el aislamiento eléctrico envuelto o extru ído alrededor de los alambres respectivos. El aislamiento básico B(240), clasificado para 240 VAC, se proporciona entre la parte principal 556 y el anexo 1 12 y entre el suministro de energía PCB 558 y el anexo. El aislamiento básico B(240) puede estar en la forma de un espacio de aire apropiadamente separado. El anexo 1 12 por sí mismo proporciona aislamiento complementario S(240) para 240 VAC. La parte principal 556 por lo tanto se aisla doblemente desde el exterior del anexo 1 12. Ya que la parte aplicada 568 se mantiene en un voltaje de operación cero, existen necesidades para no se coloque aislamiento adicional entre la parte aplicada 568 y el alojamiento 1 12. De acuerdo con lo anterior, existe simplemente una separación operacional desplegada de manera figurada como OP entre la parte aplicada 568 y el alojamiento 1 12. El aislamiento doble o aislamiento - -reforzado D/R (24) para 24 VDC sin embargo, se proporciona entre la parte viva 560 y la parte aplicada 568, de manera que la parte aplicada 568 mantiene su potencial cero. El aislamiento básico B(24), clasificado para 24 VDC, se proporciona entre la parte viva 560 y el anexo 1 12. El aislamiento básico B(24) puede estar en la forma de un espacio de aire apropiadamente separado. Como se establece arriba, el anexo 1 12 por sí misma proporciona aislamiento complementario S(240) para 240 VAC. La parte viva 560 es por lo tanto doblemente aislada desde el exterior del anexo 1 12. No se necesita aislamiento adicional y solamente una separación operacional OP se proporciona entre la parte viva 560 y la parte viva 566. Ya que la parte viva 566 se asciende a 1200 VP|C0, el aislamiento complementario S(240) clasificado para solamente 240 VAC del anexo 1 12 no debe basarse. De acuerdo con lo anterior, el aislamiento doble o aislamiento reforzado D/R (1200) para 1200 VPIC0 se proporciona entre la parte viva 566 y el alojamiento 1 12. El aislamiento doble o aislamiento reforzado D/R (240) para 240 VAC se proporciona entre la parte principal 556 y la parte viva 560. El aislamiento doble o aislamiento reforzado D/R (240) para 240 VAC también se proporciona entre la línea y línea neutral 554 y las placas, superior e inferior, del calentador de placa 16. Aún, el doble aislamiento o aislamiento reforzado D/R (240) para 240 VAC se proporciona entre la parte principal 562 y la parte viva 564 del suministro de energía PCB 558. Aquí, en el caso de aislamiento doble, ya sea que el aislamiento complementario o básico puede ser - -una distancia de corrimiento apropiadamente separada en PCB 558.

El doble aislamiento o aislamiento reforzado D/R (24) para 24 VDC se proporciona entre el alojamiento 1 12 y el dispositivo de despliegue 40. La separación entre el dispositivo de despliegue 40, mantenido a 24 VDC y el invertidor, mantenido a 1200 Vpico solamente se requiere para ser operacional. La parte viva 566 debe separarse desde el exterior del alojamiento 1 12 por D/R (1200) pero no de LP(24). La razón es que LP(1200) está en el lado secundario de la parte viva 566 y si se acorta a LP(24) debido a una falla del aislamiento operacional, LP (1200) será a lo mucho 24 VDC, no proporcionado peligro de seguridad. X. Inferíase de Usuario Gráfica Refiriéndose ahora a la Fig. 29, una modalidad de un sistema de inferíase de usuario gráfica ("GUI") 600 se ¡lustra . El sistema GUI 600 en una modalidad emplea el software a base de web asi como también otros tipos de software. Como se trata previamente en conexión con la Fig . 28, el sistema 10, 100 de la presente invención se proporciona con un puerto de entrada/salida (por ejemplo, serial o Ethernet) 572, que se aisla normalmente del paciente por una cubierta 574. El puerto 572 permite al controlador 30 del sistema 10, 100 accesar a Internet y una variedad de otras redes. El sistema GUI 600 de la presente invención toma ventaja de esta capacidad al permitir que el controlador 30 interactúe con el software en Internet y otra red . Debe apreciarse que el sistema GUI 600 no requiere que - -el paciente tenga Internet o acceso a red en su casa. Preferentemente, el puerto 572 es para una persona de mantenimiento o instalador para obtener acceso al controlador 30 dentro de la unidad de hardware 1 1 0. De esta manera, el paciente puede traer su unidad a un lugar que tiene Internet o acceso a red , en donde el software del paciente puede cargarse. El paciente puede traer la unidad a casa y operarla sin tener que obtener acceso a Internet o acceso a red . El uso de un software a base de web es ventajoso debido a que se basa en estándares bien establecidos, de manera que las pantallas de interfase pueden construirse utilizando componentes de software existente como opuestos a ser hábiles para las manos. El software a base de web permite comunicación externa y puntos de acceso múltiple. El software es portátil. Por cada una de estas razones, el software construido utilizando componentes de software existes reduce el costo y tiempo de desarrollo. La presente invención incluye la construcción de GUI utilizando un explorador de web incrustado 602. En una modalidad, el explorador de web incrustado 602 es un software de tercer parte. El explorador de web incrustado 602 puede incluir un explorador de tercer parte que pasa en una plataforma objetivo e incluye soporte para características avanzadas tal como HTML 4.0, ECMAScript, y GIFs animados. El explorador de web 602 convierte y suministra las diversas pantallas GUI al monitor de video 40. El explorador de web 602 también maneja las entradas hechas por el paciente. Cuando el - -operador ¡nteractúa con el sistema (por ejemplo, presiona los botones 43, 124, 125 y 127 o gira el botón 122, ilustrado en la Fig . 3B), el explorador de web 602 avanza información acerca de la interacción al servidor de web incrustado 604. El servidor de web 604 a su vez utiliza un software de extensión del servidor de web 606 para procesar la interacción . El servidor de web incrustado 604 también puede ser un servidor de web de tercer parte que pasa en una plataforma objetivo e incluye soporte para el software de extensión del servidor de web 606 y que permite una definición dinámica de la información a enviarse al explorador de web incrustado 602. Las extensiones de servidor de web se desarrollan internamente utilizando el software de extensión del servidor de web 606 y se conforma a la especificación de un mecanismo, tal como un Servlet, que funciona junto con el servidor de web incrustado, elegido 604. El software de extensión del servidor de web 606 permite que el servidor de web 606 permite al servidor de web 604 recuperar el extremo posterior e información de tiempo real del acceso al instrumento y software de control 608. Existe un número diferente de tecnolog ías de extensión del servidor de web existente, diferente que puede utilizarse para el explorador de web incrustado 602, el servidor de web incrustado 604 y el software de extensión del servidor de web 606, tal como CGI, ASP, Servlets o Páginas de Servidor Java ("JSP").

El software de extensión del servidor de web 606 ¡nteractúa con el acceso al instrumento y software de control 608. El - -acceso al instrumento y el software de control 608 está en un ambiente de operación internamente desarrollado para controlar los diversos componentes de nivel inferior del sistema 10, 100, tal como el motor/accionador de válvula, motor/accionador de bomba y calentador. Dependiendo de la entrada del operador y el estado del sistema de diálisis automático 10, 100, el software de extensión del servidor de web 606 puede interactuar con el acceso al instrumento y software de control 608 para obtener información del mismo y causar que uno de los dispositivos del sistema 10, 100 tome acción. El software de extensión del servidor de web 606 envía entonces información al explorador de web incrustado 602, que puede entonces desplegarse en el dispositivo de despliegue. El software de extensión del servidor de web 606 se comunica con el acceso al instrumento y software de control 608 utilizando, en una modalidad, el estándar CO BA. Esta comunicación, sin embargo, puede tener lugar utilizando varios procedimientos diferentes conocidos por aquellos de experiencia en la materia. Durante la operación del sistema 10, 100, un evento puede ocurrir, el cual requiere que información de alta prioridad se despliegue al operador, por ejemplo, una alarma y mensaje correspondiente ya sea en el dispositivo de despliegue 40 o un despliegue de alarma dedicado, separado. Cundo un evento de alta prioridad ocurre, el acceso al instrumento y software de control 608 genera un evento que se maneja por un software que maneja el - -evento 610, que puede desarrollarse internamente. El software que maneja el evento 610 a su vez notifica al explorador de web incrustado 602. a través del uso de una conexión o una simulación de solicitud reciente del servidor de web 604, para actualizar cada vez que el despliegue del explorador de web se cause actualmente que se despliegue en el dispositivo de despliegue 40. El software que maneja el evento 610 permite que la información fluya del acceso al instrumento y software de control 608 al explorador de web incrustado 602 sin una solicitud por el explorador de web incrustado 602, en donde el explorador de web después solicita una actualización. El servidor de web 604 avanza entonces la solicitud al software de extensión del servidor de web 606. El software de extensión del servidor de web 606 determina que información debe desplegarse en el dispositivo de despliegue 40 en base al estado del sistema 10, 1 10. El software de extensión del servidor de web 606 se basa entonces en la información de regreso al explorador de web incrustado 602, que actualiza el dispositivo de despliegue, por ejemplo, para mostrar una condición de alarma. En una modalidad del sistema GUI 600, el cliente de la web se introduce a la unidad de hardware 1 1 0 del sistema 10, 100. Como se describe arriba en conexión con la Fig . 1 , el controlador 10 incluye una pluralidad de procesadores (referidos en la presente colectivamente como procesador 34). Un procesador principal se proporciona, el cual reside durante un número de procesadores delegados. Cada uno del explorador de web incrustado 602, el - -servidor de web 604, software de extensión del servidor de web 606 y software que maneja el evento 610 pasan en el microprocesador principal. El acceso al instrumento y software de control 608 pasa en el microprocesador principal y uno o más procesadores delegados. Es alternativamente posible que un número de diferentes clientes a la web externos puedan necesitar información de acceso contenida dentro del sistema 10, 100. Por lo tanto, se prefiere que las ordenes de http al servidor de web incrustado 604 no requieran claves predeterminadas, pero en su lugar utilicen un sistema de seguridad más flexible y más fuerte. Refiriéndose ahora a las Figs. 30A-30M, un número de disparos de pantalla de GU I 600 se ilustran , los cuales muestran la apariencia completa y sensación del sistema 1 0, 100 como se ve por el operador o paciente. Además, estos dibujos ilustran varias características proporcionadas por el sistema GUI 600. El objetivo del sistema de diálisis automático de la presente invención es hacer un sistema de operación simple y bueno. El dispositivo solamente requiere dos bolsas de suministro 14, pesa menos que 10 kg y puede energizarse virtualmente en cualquier lugar en el mundo sin el riesgo de choque eléctrico al paciente. De manera similar, el sistema GUI 600 se diseña para ser simple, intuitivo, efectivo, repetible y confiable. Como se ilustra en la Fig. 3B, el sistema 10, 1 00 incluye un dispositivo de despliegue 40, un botón 122 que permite al usuario interactuar con el sistema GUI 600 y un número de botones de presión - 4 -discretos 43 que permiten que el paciente navegue entre tres diferentes pantallas principalmente una pantalla de cambio de parámetro, una pantalla log y una pantalla de terapia. En una modalidad, un dispositivo de despliegue 40 se proporciona, en donde los dispositivos de entrada 43, 1 22 , 124, 125 y 127 son cada uno electromecánico. En una modalidad alternativa, uno o más de los dispositivos de entrada se proporcionan por una pantalla de tacto 42 que opera con el dispositivo de despliegue 40 y un controlador de video 38. Una entrada de "detención" electromecánica o simulada 124, un botón "OK" 125 y un botón "regresar" 127 también se proporcionan . El botón OK 125 permite que el operador indique que una parte particular del procedimiento de inicio se haya completado e indica a GUI 600 moverse al siguiente paso de la etapa de inicio o a la etapa de terapia. El botón de detención 124 permite al operador o paciente detener los procedimientos de terapia o inicio. El sistema 600 puede incluir un tipo de agitación manual de respuesta, tal como "está seguro de desear detener el inicio". Otras partes del procedimiento completo, tal como los ciclos de drenaje y llenado del paciente inmediatamente se detienen sin entrada del operador. En ciertos puntos en el procedimiento, el sistema permite que el operador se mueva de regreso a una o más pantallas utilizando el botón de regresar 127. Refiriéndose ahora a la Fig. 30A, el dispositivo de despliegue 40 y el controlador de video 38 son adaptables para - -desplegar animaciones, que proporcionan al paciente con información e instrucciones 61 2 en un formato cómodo. Como se ilustra por todos los disparos de pantalla , el sistema GUI 600 espera que el paciente lea y entiende lo que se está desplegando en el dispositivo de despliegue 40 antes de moverse al siguiente paso o etapa. Fig . 30A ilustra que el sistema GUI 600 está esperando hasta que se presione la entrada "OK" al comienzo de la terapia. El sistema 600 indica al usuario presionar una entrada "OK" para comenzar la terapia . La Fig. 30A también ilustra que la pantalla de terapia está actualmente desplegada al iluminar la palabra "terapia" en 614. En la Fig. 30B, el dispositivo de despliegue 40 del sistema GU I 600 indica ai paciente a introducir los suministros necesarios para la terapia , tales como las bolsas de suministro 14. Figs. 30B y 30C ilustran que el sistema 600 utiliza imágenes estáticas, tal como la imagen estática 616 y animaciones, tal como la animación 618, que se parece a los suministros correspondientes actuales o partes para ayudar al paciente en conectarse fácil, eficaz y de manera segura al sistema 10, 100. Por ejemplo, la animación 618 de la Fig. 30C parece como la pinza actual del sistema 10, 100 que ayuda al paciente a encontrar la pieza apropiada de equipo para proceder con la terapia. La flecha de animación 618 también ilustra la acción de que el paciente se supone realizar, reduciendo el riesgo de que el paciente maniobrará ¡napropiadamente la pinza o tal vez rompa la pinza. Las Figs. 30D y 30E ¡lustran que el sistema GUI 600 promueve la operación higiénica del sistema 10, 100 al indicar al - -paciente: (i) tomar los pasos de cubrir la boca del paciente y nariz en el momento apropiado; y (ii) enjuagar las manos del paciente antes de entrar en contacto con los conectores de fluido críticos, tal como el conector de fluido del paciente y los conectores de bolsa de suministro. El sistema GUI 600 espera que el paciente termine y presione una entrada OK en cada paso antes del procedimiento al siguiente paso. Como se ilustra en las Figs. 30D y 30E, LEDs del software 620 ubicados en la parte superior del dispositivo de despliegue 40 indican donde el usuario está en el procedimiento de inicio. Los disparos de pantalla de las Figs. 30A a 30E y 30H a 30M cada una presentan pasos de inicio de procedimiento de la terapia. De acuerdo con lo anterior, los colores de los disparos de pantalla de las Figs. 3A a 30E y 30H a 30M se eligen de manera que son más visibles cuando se ven durante el día con las luces encendidas. En una modalidad, las pantallas son diferentes sombras de azul, en donde las imágenes estáticas y animaciones y letras internas son blancas y las letras exteriores y bordes son negras. Como se ilustra por las Figs. 30F y 30G sin embargo, los disparos de pantalla que ilustran las etapas activas de la terapia se eligen de manera que son más visibles cuando se ven en la noche o con las luces apagadas. En una modalidad, los disparos de pantalla de las Figs. 30A a 30F son negras con letras rojo rubí, diagramas e ilustraciones, etc. La letra roja se configura de manera que no es intrusa al paciente que duerme pero aún es visible a distancias de - -aproximadamente 10 a 25 pies (3 a 7.6 metros). Las Figs. 30F y 30G ilustran que durante las etapas activas de la terapia , la información del estado de terapia se despliega en los disparos de pantalla en la forma de tanto gráficos 622 como datos numéricos 624. La información del estado de terapia se despliega en tiempo real o en substancialmente tiempo real con un retraso de tiempo ligero. La Fig . 30F ¡lustra un disparo de pantalla durante una porción de llenado de la terapia . En particular, la Fig. 30F ilustra el primer llenado de tres llenados totales. El reloj gráfico 622 ilustra que el tiempo de ciclo de llenado sea aproximadamente 1 /8th transcurrido. El gráfico de flecha 622 indica que la terapia está en un ciclo de llenado. También la representación gráfica del cuerpo 62 también tiene un porcentaje muy bajo de dialisato. El dato numérico 624 ilustra que el sistema 10, 100 ha bombeado 150 mi de dialisato en el paciente. La Fig. 3G ilustra que el paciente está experimentando actualmente el primer ciclo de drenaje de los tres ciclos de drenaje que tomarán lugar durante la noche. La representación gráfica del reloj ilustra que el tiempo de ciclo de drenaje es aproximadamente 1 /8th transcurrido. La flecha gráfica señala hacia abajo indicando un ciclo de drenaje. El cuero se muestra como estando substancialmente lleno de dialisato. El dato numérico 624 ilustra que 50 mi de dialisato se ha removido del paciente . Figs. 30H y 30I ilustran que en la mañana cuando la terapia está completa , la pantalla se invierte de regreso a los colores del día, o colores que son más fáciles de ver en un cuarto iluminado. Fig. 3H incluye información e instrucciones 612 que indican al paciente desconectarse del sistema 1 0, 100. El sistema espera que el paciente seleccione el botón OK 125 (Fig. 3B) antes de proceder. La Fig . 30I incluye una animación 618, que ¡lustra una acción y equipo mientras el paciente se desconecta del sistema. Para cada acción en la secuencia de desconexión , el sistema 600 espera que el paciente seleccione el botón OK 125 (Fig . 3B) antes de proceder. Las Figs. 30J a 30M ilustran que en una modalidad, el usuario navega entre la terapia , cambios de parámetro e información fog al seleccionar una de las entradas dedicadas 43 ilustradas en la Fig. 3B. Fig . 30K ilustra que el paciente ha seleccionado la entrada 43 asociada con la información de cambios de parámetro. La pantalla 40 en la Fig. 30J ahora ilumina la palabra "cambios" en lugar de la palabra "terapia". La pantalla de parámetro presenta información del parámetro al paciente en un formato de jerarquía. Primero, como en la Fig . 30J , el sistema 600 presenta categorías 625 de los parámetros, tales como las preferencias del paciente, datos diarios del paciente, parámetros del paciente, parámetros de cuidado y parámetros de servicio. El paciente puede ir a través de las diversas categorías 625 utilizando el botón de ajuste 122 de la Fig. 3B, de manera que una categoría deseada 625 se despliega en un área de despliegue iluminada 626. Fig. 30H ilustra que la categoría de preferencias del paciente 625 está actualmente desplegada en el área - 4 -de despliegue iluminada 626. Una vez que el usuario selecciona una categoría iluminada 625 al presionar el botón OK 125 (Fig. 3B), una primer puerta 628 se desliza abierta y presenta al usuario con una lista de los parámetros 627 para la categoría seleccionada 625 (por ejemplo, la categoría de preferencias del paciente), como se ilustra por la pantalla 40 de la Fig. 30K. La Fig . 30K ilustra que la categoría de preferencias del paciente 625 se despliega arriba de la puerta 628, de manera que el paciente conoce que categoría 625 de los parámetros 627 se despliega. Al mismo tiempo, el área de despliegue iluminada 626 ahora despliega uno de un grupo selecto de los parámetros 627 pertenecientes a la categoría de preferencias del paciente 625. Los parámetros 627 ilustrados en la Fig. 30K como perteneciendo a la categoría de preferencias del paciente 625 incluyen un por ciento de brillo de despliegue, un por ciento de volumen de altavoz y una temperatura de dialisato en grados Celsius. Obviamente, la categoría de preferencias del paciente 625 pueden incluir otros parámetros 627. Las otras categorías 625 ilustradas en la Fig . 30J incluyen diferentes parámetros 627 que aquellos ilustrados en la Fig . 30K. El paciente puede ir a través y seleccionar uno de ios parámetros 627 para la categoría de preferencias del paciente 625 al girar el botón 122. De esta manera, debe apreciarse que el botón de señal 22 se utiliza varias veces. Esta característica está de acuerdo con el objetivo de proporcionar un sistema simple, en donde el - -paciente solamente tiene girar un botón en lugar de recordar que botón de una pluralidad de botones se aplica a un dispositivo particular. El botón 122 también permite que las letras sean más grandes debido a que el paciente puede ir para ver las selecciones del parámetro adicional que no se despliegan cuando la puerta 628 se despliega ¡nicialmente. Es decir, la funcionalidad del botón 122 proporciona libertada a GUI 600 para no tener que desplegar todos los parámetros posibles una vez. Debe apreciarse que este beneficio también se aplica a la pantalla de selección de categoría de la Fig. 30J , en donde cada una de las categorías 625 no tiene que desplegarse simultáneamente. Una vez que el paciente selecciona uno de los parámetros de la categoría de preferencias del paciente, por ejemplo, al presionar el botón OK 125, una segunda puerta 630 se desliza abierta, en donde el dispositivo de despliegue 40 ilustra que el paciente ha sellado el parámetro de brillo de despliegue 627 de la categoría de preferencias del paciente 625, que aún se despliega por la primer puerta 628 en la Fig. 30L. El área iluminada 626 ahora despliega uno del rango de valores posibles 632 para el parámetro seleccionado 627 de la categoría seleccionada. En la Fig. 30L, el dispositivo de despliegue 40 ilustra que el área de despliegue iluminada 626 actualmente muestra un valor 632 de ochenta para el parámetro de brillo de despliegue 627 de la categoría de preferencias del paciente. De nuevo, el paciente cambia el valor 632 del parámetro seleccionado 627 al girar el botón 122.

Cuando el paciente selecciona un valor 632 (ai presionar la entrada OK 1 25 ilustrada en la Fig. 3B mientras que el valor deseado se despliega) para el parámetro de la categoría elegida , el sistema GUI 600 ahora el valor como se indica por el dispositivo de despliegue 40 en la Fig. 30 . Fig. 30 ilustra que el sistema 600 proporciona un mensaje de retroalimentación al paciente que el valor seleccionado se ha ahorrado. El sistema 600 en una modalidad presenta información e instrucciones al operador a través de las diversas herramientas visuales tratadas arriba. En una modalidad alternativa, además de la información visual e instrucciones 612, imágenes estáticas 616, animaciones 618, información de parámetro, etc, uno o más de todos los métodos descritos anteriores de comunicación se presenta audiblemente al paciente u operador a través de los altavoces 129 (Fig . 3B) y una tarjeta de sonido (no ilustrada) que coopera con el controlador 30 del sistema 10, 100. Los diversos programas que pasan en el microprocesador principal también pueden incluir uno o más programas que activan un cierto archivo de sonido en un cierto tiempo durante la terapia o en un cierto caso iniciado por el sistema 600, por ejemplo, una alarma , o en una entrada de operador o paciente. Los archivos de sonido pueden contener el sonido de una voz humana o cualquier otro tipo de sonido. Los archivos de sonido pasan al paciente a través de la porción de inicio de la terapia en una modalidad . Los archivos de sonido pueden alertar a un paciente que ha hecho una entrada inapropiada en GUI - - 600, etc. El sistema no activa un sonido durante los ciclos, por ejemplo, mientras el paciente duerme, en una modalidad preferida. Si el operador selecciona la entrada dedicada 43 correspondiente a la información log (no ilustrada), GUI 600 despliega una pantalla o pantallas que muestran datos de la terapia. En una modalidad, los datos de la terapia están presentes en un número de logos seleccionables por el usuario. Uno de los logos puede ser un logo de falla que se despliega ¡nicialmente, en donde el operador puede cambiar a otro logo, a través de por ejemplo el botón 122. Los logos pueden pertenecer a la terapia más reciente y/o pueden almacenar datos durante un número de días y un número de terapias. Los logos pueden almacenar cualquier tipo de información del parámetro de operación tales como tiempos de ciclo, número de ciclos, volumen de fluido suministrado, información de temperatura de fluido, información de presión de fluido, concentración de constituyentes de dialisato, cualquier tipo de eventos de alarma o inusual, etc. Debe entenderse que varios cambios y modificaciones a las modalidades actualmente preferidas descritas en la presente serán aparentes para aquellos expertos en la materia. Tales cambios y modificaciones pueden hacerse sin apartarse del espíritu y alcance de la presente invención y sin disminuir sus ventajas propuestas. Por lo tanto, debe proponerse que tales cambios y modificaciones se cubran por las reivindicaciones anexas.

Claims

REIVINDICACIONES 1 . Una bomba para un sistema de diálisis que comprende : una primer pared de cámara que incluye una primer abertura; una segunda pared de cámara que incluye una segunda abertura; un pistón, al menos una porción del cual se mueve a través de la segunda abertura, el pistón incluyendo una tercer abertura; y membranas, primera y segunda, colocadas entre las paredes de cámaras, primera y segunda, en donde un vacío puede aplicarse a través de la primer abertura para halar la primer membrana hacia la primer pared de cámara y puede aplicarse a través de la tercer abertura para halar la segunda membrana hacia el pistón , donde el pistón puede, por lo tanto, mover la segunda membrana. 2. La bomba según la reivindicación 1 , caracterizada porque las paredes de cámara, primera y segunda, incluyen superficies opuestas de una unidad de hardware de diálisis. 3. La bomba según la reivindicación 1 , caracterizada porque el pistón incluye un cabezal de pistón y la segunda membrana puede halarse por el vacio hacia el cabezal de pistón . 4. La bomba según la reivindicación 1 , caracterizada porque el pistón se acciona por un motor modificador. 5. La bomba según la reivindicación 4, caracterizada porque el motor modificador es un motor modificador lineal. 6. La bomba según la reivindicación 1 , caracterizada porque incluye un diafragma colocado entre las paredes de cámara , primera y segunda, el diafragma movible por el pistón . 7. La bomba según la reivindicación 6, caracterizada porque la segunda membrana se mueve hacia el diafragma y el pistón cuando el vacío se aplica. 8. La bomba según la reivindicación 6, caracterizada porque el diafragma se construye de un elastómero. 9. La bomba según la reivindicación 6, caracterizada porque el diafragma se construye de un elastómero e incluye un refuerzo de tela . 10. La bomba según la reivindicación 1 , caracterizada porque las paredes de cámara, primera y segunda, forman una forma de cubierta con bordes substancialmente alineados y las membranas, primera y segunda, se sellan juntas substancialmente en cooperación con los bordes alineados. 1 1 . La bomba según la reivindicación 1 , caracterizada porque incluye una primer cámara de vacío que se comunica con la primer abertura y una segunda cámara de vacío que se comunica con la tercer abertura. 12. Una bomba para utilizarse en un sistema para proporcionar tratamiento de diálisis que comprende: una primer pared de cámara; una segunda pared de cámara, la segunda pared de cámara definiendo una abertura; membranas que reciben fluido, primera y segunda, colocadas entre las paredes de cámara, primera y segunda; y un pistón, al menos una porción del cual se mueve a través de la abertura, el pistón incluyendo un cabezal de pistón que tiene una forma externa substancialmente similar a una forma interna de acoplamiento de la primer pared de cámara. 13. La bomba según la reivindicación 12, caracterizada porque las membranas, primera y segunda, pueden halarse aparte por un vacío aplicado a través de la primer pared de cámara y a través del pistón. 14. La bomba según la reivindicación 12, caracterizada porque incluye un diafragma colocado parcialmente entre el cabezal de pistón y la segunda pared de cámara. 15. La bomba según la reivindicación 14, caracterizada porque el diafragma es elastomérico y puede seguir un movimiento del cabezal de pistón. 16. Un método para operar una bomba para utilizarse en un tratamiento médico que comprende los pasos de: halar neumáticamente en una superficie exterior de cada una de las dos membranas que reciben fluido; y empujar neumáticamente una primera de las membranas. 17. El método según la reivindicación 16, caracterizado porque incluye el paso de proporcionar un diafragma que se mueve con un miembro que empuja la primer membrana. 18. El método según la reivindicación 17, caracterizado porque incluye el paso de halar neumáticamente la primer membrana hacia el diafragma . 19. El método según la reivindicación 17 , caracterizado porque el halado de manera neumática de cada una de las superficies exteriores de cada una de las dos membranas incluye además halar de manera neumática el diafragma hacia el miembro . 20. El método según la reivindicación 17 , caracterizado porque incluye el paso de sellar las membranas y el diafragma entre las paredes de cámara , primera y segunda. 21 . El método según la reivindicación 16, caracterizado porque el empuje de manera neumática de la primer membrana incluye avanzar un motor modificador en un número de pasos. 22. El método según la reivindicación 16, caracterizado porque incluye el paso de aplicar presión positiva a la superficie exterior de la menos una de las membranas para expulsar aire entre las membranas. 23. El método según la reivindicación 22, caracterizado porque incluye el paso de colocar el número a una ubicación deseada antes de aplicar la presión positiva. 24. Un sistema de diálisis automático comprendiendo: una unidad de diálisis desechable colocada en un alojamiento, la unidad incluyendo al menos una membrana; y una bomba para bombear el dialisato, la bomba cooperando con la membrana e incluyendo: una primer pared de cámara que incluye una primer abertura; una segunda pared de cámara que incluye una segunda abertura; un pistón, al menos una porción del cual se mueve a través de la segunda abertura, el pistón incluyendo una tercer abertura; y membranas, primera y segunda, colocadas entre las paredes de cámaras, primera y segunda, en donde un vacío se aplica a través de la primer abertura para halar la primer membrana hacia la primer pared de cámara y se aplica a través de la tercer abertura para halar la segunda membrana hacia el pistón, en donde el pistón , por io tanto, mueve la segunda membrana. 25. Una instalación de leva para operar una serie de válvulas en cooperación con una bomba que bombea fluido hacia y desde un paciente, las válvulas incluyendo una válvula de suministro, una válvula de drenaje, una válvula del paciente y una válvula al paciente, la instalación de leva comprendiendo: un eje de leva; y una serie de levas conectadas al eje de leva, las levas colocadas e instaladas para asegurar de atrás hacia delante entre; una primer posición abierta para la válvula de suministro y una segunda posición abierta para la válvula de drenaje; una tercer posición abierta para la válvula del paciente y la segunda posición abierta, y la primer posición abierta y una cuarta posición abierta para la válvula al paciente. 26. La instalación de leva según la reivindicación 25, caracterizada porque la primer posición abierta se ubica entre la segunda posición abierta y la cuarta posición abierta. 27. La instalación de leva según la reivindicación 25 , caracterizada porque las levas definen además una pluralidad de posiciones en donde todas las válvulas se cierran entre cada una de: (i) la tercer posición abierta y la segunda posición abierta, (ii) la primer posición abierta y la segunda posición abierta, y (iii) la primer posición abierta y la cuarta posición abierta. 28. La instalación de leva según la reivindicación 25, caracterizada porque las levas definen además una quinta posición abierta en donde la válvula de suministro, válvula de drenaje, válvula del paciente, y válvula al paciente están abiertas. 29. La instalación de leva según la reivindicación 28, caracterizada porque la quinta posición abierta se ubica entre la tercer posición abierta y la cuarta posición abierta . 30. La instalación de leva según la reivindicación 25, caracterizada porque las levas definen además una sexta posición abierta para una última válvula de bolsa. 31 . La instalación de leva según la reivindicación 30, caracterizada porque la cuarta posición abierta se ubica entre la primer posición abierta y la sexta posición abierta. 32. La instalación de leva según la reivindicación 30, caracterizada porque las levas se colocan demás e instalan para asegurar de atrás hacia delante entre la sexta posición abierta y la cuarta posición abierta. 33. La instalación de leva según la reivindicación 25, caracterizada porque la cuarta posición abierta se instala a través de una pluralidad de las levas que abren colectivamente una trayectoria de flujo que coopera con un calentador de fluido. 34. Un método para operar una serie de válvulas para bombear fluido hacia y desde un paciente que comprende los pasos de: (a) asegurar secuencialmente un eje de leva entre una primer posición abierta para una válvula del paciente y una segunda posición abierta para una válvula de drenaje para drenar fluido de un paciente; y (b) asegurar secuencialmente el eje de leva entre dicha tercer posición abierta para una válvula de suministro y una cuarta posición abierta para una válvula al paciente para llenar al paciente con fluido. 35. El método según la reivindicación 34, caracterizado porque al menos uno de los pasos (a) y (b) incluye además moverse de manera intermitente en una posición en donde todas las válvulas están cerradas. 36. El método según la reivindicación 34, caracterizado porque incluye el paso de asegurar secuencialmente el eje de leva entre la tercer posición abierta y la segunda posición abierta para realizar una carga del sistema. 37. El método según la reivindicación 34, caracterizado porque incluye el paso de asegurar secuencialmente el eje de leva entre la tercer posición abierta y la cuarta posición abierta para realizar una carga de línea del paciente. 38. El método según la reivindicación 34, caracterizado porque incluye el paso de asegurar el eje de leva entre una primer posición abierta para una última válvula de bolsa y la cuarta posición abierta para suministrar un llenado de fluido final al paciente. 39. El método según la reivindicación 34, caracterizado porque incluye el paso de repetir los pasos (a) y (b) al menos una vez. 40. El método según la reivindicación 34, caracterizado porque incluye el paso de girar el eje de leva a una posición en donde todas las válvulas se abren antes de una conexión mecánica entre un conductor de válvula y el eje de leva. 41. Un método para operar una serie de válvulas para bombear fluido a través de una línea hacia y desde un paciente que comprende los pasos de: permitir que una unidad de hardware se abra y un conductor de válvula se coloque en la misma; evitar la abertura de la unidad de hardware una vez que el flujo de fluido a través de ella comienza; y detectar cuando un paciente se aisla del conductor de válvula y evitar el flujo de fluido a través de la línea. 42. El método según la reivindicación 41 , caracterizado porque la prevención de la abertura de la unidad de hardware incluye mover un intercierre mecánico. 43. El método según la reivindicación 41 , caracterizado porque incluye proporcionar un eje de leva que opera con el conductor de válvula y el paso de restringir el movimiento del eje de leva una vez que el flujo de fluido comienza. 44. El método según la reivindicación 41 , caracterizado porque incluye el paso de cerrar cada una de las válvulas después de colocar el conductor en la unidad de hardware y antes de que comience el flujo de fluido . 45. Un sistema de fluido médico automático que comprende: una serie de válvulas; un eje de leva que opera las válvulas; un motor que acciona el eje de leva; y un controlador que opera con el motor para: asegurar secuencialmente el eje de leva entre una primer posición abierta para una válvula del paciente y una segunda posición abierta para una válvula de drenaje para drenar fluido de un paciente, y asegurar secuencialmente el eje de leva entre una tercer posición abierta para una válvula de suministro y una cuarta posición abierta para una válvula al paciente para llenar al paciente con fluido. 46. Un método para controlar la presión en una bomba de fluido médico que comprende los pasos de: controlar una aceleración del miembro de válvula durante una primer posición de un golpe de bomba; y cambiar de manera adaptiva la velocidad del miembro de bomba durante una segunda porción del golpe de bomba. 47. El método según la reivindicación 46, caracterizado porque incluye además el paso de controlar una desaceleración del miembro de bomba durante la primer posición del golpe . 48. El método según la reivindicación 46, caracterizado porque el golpe de bomba es un golpe de llenado del paciente. 49. El método según la reivindicación 46, caracterizado porque el control de la aceleración del miembro de bomba incluye mover el miembro a una velocidad de aceleración hasta que una velocidad predefinida se alcanza. 50. El método según la reivindicación 46, caracterizado porque incluye el paso de comenzar el golpe de bomba en una velocidad no cero, inicial. 51. El método según la reivindicación 46, caracterizado porque incluye el paso de dividir la segunda porción en al menos dos sub-porciones y cambiar de manera adaptiva la velocidad del miembro de bomba de manera diferente para las diferentes sub-porciones. 52. El método según la reivindicación 46, caracterizado porque incluye el paso de cambiar de manera adaptiva la velocidad del miembro de bomba para corregir por disparo superior un establecimiento de presión. 53. El método según la reivindicación 46, caracterizado porque incluye el paso de cambiar de manera adaptiva la velocidad del miembro de válvula para lograr un establecimiento de presión. 54. El método según la reivindicación 46, caracterizado porque incluye el paso de cambiar de manera adaptiva ia velocidad del miembro de bomba para lograr un final deseado de velocidad de golpe. 55. El método según la reivindicación 46, caracterizado porque cambiar de manera adaptiva la velocidad del miembro de bomba incluye determinar un error entre una presión deseada y una presión actual y realizar un error que compensa el error determinado. 56. El método según la reivindicación 55, caracterizado porque incluye el paso de almacenar la compensación de error para utilizarse en un golpe de bomba subsecuente. 57. El método según la reivindicación 55, caracterizado porque incluye el paso de ajustar la compensación de error durante un golpe subsecuente. 58. El método según la reivindicación 55, caracterizado porque incluye el paso de ajustar la compensación de error durante un golpe subsecuente en base a una determinación de error hecha durante el golpe subsecuente. 59. El método según la reivindicación 46, caracterizado porque el cambio de manera adaptiva de la velocidad del miembro de válvula incluye cambiar la velocidad en base a al menos un parámetro seleccionado del grupo que consiste de: una aceleración del miembro de bomba de comienzo, un umbral de proximidad de presión, una tasa de cambio de presión , una velocidad del miembro de bombeo máximo, una desaceleración del miembro de bomba, un coeficiente proporcional, un coeficiente derivado y un coeficiente integral. 60. El método según la reivindicación 59, caracterizado porque incluye el cambio de la velocidad en base a diferentes parámetros durante diferentes sub-porciones de la segunda porción del golpe. 61 . Un método para controlar la presión en una bomba de fluido médico que comprende los pasos de: efectuar una aceleración del miembro de bomba y desaceleración durante una primer porción de un golpe de bomba , la aceleración y desaceleración determinada antes de la primer porción; utilizar un primer conjunto de factores determinado durante una segunda porción del golpe de bomba para cambiar la velocidad del miembro de bomba durante la segunda porción; y utilizar un segundo conjunto de factores determinados durante una tercer porción del golpe de bomba para cambiar la velocidad del miembro de bomba durante la tercer porción. 62. El método según la reivindicación 61 , caracterizado porque el primer conjunto de parámetros corrige un disparo superior y disparo inferior en la presión actual con respecto a una presión deseada causada durante la primer porción del golpe de bomba. 63. El método según la reivindicación 61 , caracterizado porque el segundo conjunto de parámetros causa que una presiona actual oscile aproximadamente a una presión deseada. 64. El método según la reivindicación 61 , caracterizado porque el golpe de bomba es un primer golpe de bomba y que incluye desviar la aceleración/desaceleración de la primer porción del primer golpe, y utilizando solamente el control adaptivo de las porciones, segunda y tercera, del primer golpe, durante un segundo golpe de bomba. 65. El método según la reivindicación 61 , caracterizado porque incluye adaptar al menos uno de los conjuntos, primero y segundo, de parámetros para compensar una variable del sistema seleccionada del grupo que consiste de: fisiología del paciente, elevación del suministro de fluido, nivel de suministro del fluido y nivel de drenaje de fluido. 66. Un método para controlar la presión en una bomba de fluido médico que comprende los pasos de: controlar de manera adaptiva la presión de fluido en un primer golpe de llenado del paciente; recordar al menos un establecimiento de parámetro utilizado para cambiar la presión en el primer golpe de llenado del paciente; y controlar de manera adaptiva la presión de fluido en un segundo golpe de llenado del paciente utilizando el establecimiento de parámetro usado durante el primer golpe de llenado del paciente. 67. El método según la reivindicación 66, caracterizado porque incluye el paso de ajusfar el establecimiento de parámetro para utilizarse durante el segundo golpe de llenado del paciente. 68. El método según la reivindicación 67, caracterizado porque incluye el paso de decidir si se ajusta el establecimiento de parámetro en base a si un error entre la presión actual y una presión deseada ha incrementado o reducido. 69. El método según la reivindicación 66, caracterizado porque el control de manera adaptiva de los golpes de llenado del paciente, primero y segundo , incluye controlar la velocidad de un motor. 70. El método según la reivindicación 66, caracterizado porque incluye controlar de manera adaptiva una pluralidad de golpes de llenado del paciente, almacenar el establecimiento de parámetro en una tabla de datos y modificar el establecimiento sobre la pluralidad de golpes. 71 . Un método para controlar la presión en una bomba de fluido médico que comprende los pasos de: controlar la presión de fluido en un golpe de llenado de bomba de fluido utilizando control adaptivo puro; y controlar la presión de fluido en un golpe de llenado del paciente utilizando un control de movimiento preestablecido y control de movimiento adaptivo. 72. El método según la reivindicación 71 , caracterizado porque incluye además los pasos de. controlar la presión de fluido en un golpe de drenaje del paciente utilizando control adaptivo puro; y controla la presión de fluido en un golpe de drenaje utilizando un control de movimiento preestablecido y control de movimiento adaptivo. 73. Un sistema de fluido médico automático que comprende: una bomba de fluido médico; y un controlador que opera con la bomba de fluido médico para: efectuar una aceleración del miembro de bomba durante una primer porción de un golpe de bomba, la aceleración determinada antes de la primer porción; utilizar un primer conjunto de factores determinados durante una segunda porción del golpe de bomba para cambiar la velocidad del miembro de bomba durante la segunda porción; y utilizar un segundo conjunto de factores determinados durante una tercer porción del golpe de bomba para cambiar la velocidad del miembro de bomba durante la tercer porción. 74. Un método para controlar un calentador de fluido médico que comprende los pasos de: determinar una primer salida de control del calentador en base a un número de entradas medidas para el calentador y al menos una relación matemática entre al menos dos de las entradas medidas; determinar una segunda salida de control del calentador en base a al menos una función de miembro de lógica indistinta y al menos una regla de lógica indistinta; y determinar una tercer salida de control del calentador en las salidas, primera y segunda, y utilizar la tercer salida de control del calentador para controlar el calentador. 75. El método según la reivindicación 74, caracterizado porque incluye el paso adicional de determinar el significado de la segunda salida de control del calentador con respecto a determinar la tercer salida de control del calentador. 76. El método según la reivindicación 74, caracterizado porque la determinación de la primer salida de control del calentador incluye medir e introducir una señal seleccionada del grupo que consiste de: un número medido de intervalos de golpe de bomba, un voltaje de entrada del calentador y una temperatura de fluido medida . 77. El método según la reivindicación 74, caracterizado porque determinar las salidas, primera, segunda y tercera de control del calentador incluye determinar un primer, segundo y tercer ciclo de obligación, respectivamente. 78. El método según la reivindicación 74, caracterizado porque determinar la primer salida de control del calentador incluye calcular una velocidad de flujo en base a un número medido de intervalos de golpe y un volumen de cámara de bomba. 79. El método según la reivindicación 74, caracterizado porque determinar la primer salida de control del calentador incluye calcular una energía total del calentador en base al voltaje de entrada del calentador y una resistencia de la placa del calentador. 80. El método según la reivindicación 74, caracterizado porque determinar la primer salida de control del calentador incluye calcular un ciclo de obligación en base a una diferencia entre una temperatura deseada y una temperatura medida. 81 . El método según la reivindicación 74, caracterizado porque determinar la segunda salida de control del calentador incluye: (i) determinar una pluralidad de funciones del miembro de lógica indistinta; (ii) convertir una diferencia entre una temperatura deseada y una temperatura de medición en conjuntos indistintos en base a las funciones del miembro; (iii) aplicar una pluralidad de reglas de lógica indistinta; y (iv) convertir una salida de las reglas a un ciclo de obligación a base de lógica indistinta. 82. El método según la reivindicación 81 , caracterizado porque la primer salida de control del calentador es un primer ciclo de obligación y el cual incluye el paso adicional de determinar cuanto peso se coloca en el ciclo de obligación a base de lógica indistinta con respecto al primer ciclo de obligación. 83. El método según la reivindicación 81 , caracterizado porque las funciones del miembro incluyen al menos una función del miembro triangular y al menos una función del miembro trapezoidal. 84. El método según la reivindicación 81 , caracterizado porque las reglas de lógica indistinta producen al menos una de una salida reducida larga, una salida reducida pequeña, una salida neutral, una salida de incremento pequeño y una salida de incremento largo. 85. El método según la reivindicación 74, caracterizado porque incluye el paso adicional de establecer un límite de temperatura de calentador y evitar que la tercer salida de control del calentador se eleva a una temperatura del calentador arriba del límite de temperatura del calentador. 86. El método según la reivindicación 74, caracterizado porque determinar las salidas de control del calentador, primera y segunda, incluye actualizar la primer salida de control del calentador a una frecuencia diferente que una frecuencia en la cual la segunda salida de control del calentador se actualiza. 87. El método según la reivindicación 74, caracterizado porque incluye el paso de actualizar la segunda salida de control del calentador aproximadamente 8.5 a aproximadamente 9.5 veces por segundo y a una frecuencia divisible no uniforme en una frecuencia de energía de entrada. 88. Un método para controlar el calentador de fluido médico que comprende los pasos de: determinar una primer salida de control del calentador utilizando una primer relación matemática entre un número de entradas de calentador y actualizar la primer salida en una primer frecuencia ; determinar una segunda salida de control del calentador utilizando una segunda relación matemática entre un número de entradas de calentador y actualizar la segunda salida a una segunda frecuencia, en donde la segunda relación matemática incluye una retroalimentación de temperatura de fluido medida en la segunda frecuencia; y determinar una tercer salida de control del calentador en base a las salidas primera y segunda y utilizando la tercer salida de control del calentador para controlar el calentador. 89. El método según la reivindicación 88, caracterizado porque la actualización de la primer salida incluye actualizar un número de señales de entrada del calentador medidas con la primer relación automática . 90. El método según la reivindicación 88, caracterizado porque la determinación de la segunda salida de control del calentador utilizando la segunda relación matemática incluye aplicar al menos un principio de lógica indistinta. 91 . El método según la reivindicación 88, caracterizado porque determinar la segunda salida de control del calentador incluye introducir una diferencia entre una temperatura de fluido deseada y una temperatura actual, en la segunda frecuencia, en la segunda relación matemática. 92. Un método para controlar un calentador de fluido médico que comprende los pasos de: determinar una primer salida de control del calentador utilizando una primer relación matemática entre un número de entradas del calentador; determinar una segunda salida de control de calentador utilizando una segunda relación matemática entre un número de entradas del calentador; pesar la importancia relativa de las salidas, primera y segunda, y determinar una tercer salida de control del calentador en base a la primer salida, segunda salida y el peso; y controlar al calentador utilizando la tercer salida de control del calentador. 93. Un método para controlar un calentador de fluido médico que comprende los pasos de: determinar un primer ciclo de obligación del calentador en base a al menos una señal de entrada seleccionada del grupo que consiste de: un número medido de intervalos de golpe de bomba, un voltaje de entrada del calentador y una temperatura de fluido medida; determinar un segundo ciclo de obligación del calentador al: (i) determinar una pluralidad de funciones del miembro de lógica indistinta; (ii) convertir una diferencia entre una temperatura deseada y una temperatura medida en conjuntos indistintos en base a las funciones del miembro; (iii) aplicar una pluralidad de reglas de lógica indistinta; y (iv) convertir una salida de las reglas al segundo ciclo de obligación; y determinar un tercer ciclo de obligación en base a los ciclos de obligación del calentador, primero y segundo, y utilizando el tercer ciclo de obligación del calentador para controlar el calentador. 94. Un sistema de diálisis automático que comprende: una bomba para bombear fluido médico; un calentador para calentar el fluido médico; y un controlador que opera con el calentador de fluido médico para: determinar una primer salida de control del calentador en base a un número de entradas medidas para el calentador y al menos una relación matemática entre al menos dos de las entradas; determinar una segunda entrada de control del calentador en base a al menos una función del miembro de lógica indistinta y al menos una regla de lógica indistinta; y determinar una tercer salida de control del calentador en las entradas, primera y segunda, y utilizar la tercer salida de control del calentador para controlar el calentador.