MXPA06005045A

MXPA06005045A - Hemodialisis/hemofiltracion y sistema absorbente domestico de alta conveccion

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Publication number: MXPA06005045A
Application number: MXPA/A/2006/005045A
Authority: MX
Inventors: W Childers Robert; D Kelly Thomas; Busby Don; Roger Rodolfo; Mutasem El Sayyid Waleed; Q Din Shahid
Original assignee: Busby Don; W Childers Robert; Din Shahid; Kelly Thomas; Roger Rodolfo; Sayyid Waleed Mutasem E
Priority date: 2003-11-05
Filing date: 2006-05-04
Publication date: 2006-10-17

Abstract

Se proporciona un sistema, método y aparato para llevar a cabo una terapia de reemplazo renal. En una modalidad, se conectan en series dos pequeños dializadores de flujo de alto nivel. Se coloca una restricción entre los dos dializadores en la trayectoria de flujo de dializado. La restricción es variable y se puede ajustar en una modalidad preferida. La restricción construye una presión positiva en el dializador de la vena, originando un alto grado de filtración de regreso intencional. La filtración de regreso origina un flujo de dializado significado a través de la membrana de la vena de flujo de alto nivel directamente en la sangre del paciente. La solución filtrada de regreso es subsecuentemente ultrafiltrada del paciente desde el dializador de la arteria. La difusión del dializado en el filtro de la vena y la eliminación del dializado del dializador de la arteria, originan un transporte de convección de toxinas desde el paciente. Además, el dializado que no se dispersa directamente en el paciente, sino más bien fluye a través de las membranas de ambos dializadores, proporciona un despeje de difusión de los productos de desecho.

Description

HEMODIALISIS/HEMOFILTRACION Y SISTEMA ABSORBENTE DOMÉSTICO DE ALTA CONVECCIÓN RECLAMACIÓN DE PRIORIDAD La presente solicitud reclama el beneficio de la Solicitud de Patente Provisional Norteamericana No. 60/517,730, presentada el 5 de noviembre del 2003, titulada "Hemodiálisis/Hemofiltración y Sistema Absorbente Doméstico de Alta Convección", de cuyos contenidos totales se depende y los cuales están incorporados a la presente invención como referencia. Campo del Invento La presente invención se refiere de manera general a tratamientos médicos. Más específicamente, la presente invención se refiere a tratamientos de fluidos médicos, tales como el tratamiento para falla renal y eliminación de fluidos para falla cardíaca congestiva. Antecedentes dei Invento La hemodiálisis ("HD") utiliza en general difusión para eliminar productos de desecho de la sangre del paciente. Un gradiente de difusión que ocurre a través del diallzador semipermeable entre la sangre y una solución de electrolitos denominada dializado, origina la difusión. La hemofiltración ("HF") es una terapia de reemplazo renal alternativa que depende de un transporte de convección de toxinas de la sangre del paciente. Esta terapia se logra agregando fluido de substitución o de reemplazo al circuito extracorpóreo durante el tratamiento (normalmente de 10 a 90 litros de dicho fluido). Dicho fluido de substitución y el fluido acumulado por el paciente entre los tratamientos, es ultrafiltrado durante el curso del tratamiento HF, proporcionando un mecanismo de transporte de convección que es particularmente benéfico para eliminar moléculas medianas y grandes (en hemodiálisls existe una pequeña cantidad de desecho eliminada junto con el fluido ganado entre las sesiones de diálisis, sin embargo, el arrastre de soluto de la eliminación de dicho ultrafiltrado, no es suficiente para proporcionar un despeje de convección). La hemodiafiltración ("HDF") es una modalidad de tratamiento, que combina los despejes de convección y de difusión. La HDF utiliza dializado para que fluya a través de un dializador, en forma similar a la hemodiálisis estándar, proporcionando despeje de difusión. Además, la solución de substitución se proporciona directamente al circuito extracorpóreo, proporcionando un despeje de convección. La hemodiálisis doméstica ("HHD") ha disminuido en los últimos 20 años, incluso aunque los resultados clínicos de esta modalidad son más atractivos que la hemodiálisis convencional. Uno de los Inconvenientes de la hemodiálisis doméstica es la necesidad de un tratamiento de agua dedicada, que incluye equipo, conexión y drenaje de agua. La instalación y uso de estos componentes es una tarea difícil e incómoda que puede requerir la modificación del hogar de un paciente. Sin embargo, existen beneficios de los tratamientos de hemodiálisis diaria vs. las visitas de dos o tres veces por semana a un centro de tratamiento. En particular, un paciente que recibe tratamientos más frecuentes elimina más toxinas y productos de desecho que un paciente que recibe tratamientos menos frecuentes aunque posiblemente más largos. Sumario del Invento La presente invención proporciona un sistema, método y aparato que lleva a cabo una terapia de reemplazo renal diaria, que combina tanto transporte de difusión como de convección del paciente. En hemodiálisis, las membranas de flujo superior pueden en algunos casos filtrar de regreso el fluido del dializado a la sangre, incluso aunque, como resultado final, el fluido neto que fluye es del paciente. Dicha filtración de regreso se debe a una presión diferencial entre la entrada/salida de la sangre y la entrada/salida del dializado en áreas específicas del dializador. La presente invención se capitaliza en dicho fenómeno. En una modalidad, se conectan en forma de fluido dos pequeños dializadores de flujo de alto nivel al cartucho en serie. El dializado y la sangre fluyen en una forma de contracorriente a través de los dializadores y circuito extracorpóreo. Sin embargo, en una modalidad, el dializado que fluye a través de los dializadores puede alternativamente ir en corriente en conjunto o en la misma dirección que el flujo de sangre a través del circuito de sangre. Se coloca una restricción entre los dos dializadores en la trayectoria de flujo de diallzado. La restricción es variada y ajustable en una modalidad preferida para tomar en cuenta diferentes condiciones de tratamiento o ser ajustadas durante un tratamiento simple. La restricción es alternativamente una restricción fija simple, tal como una placa de orificio con un orificio más pequeño. Debido a la restricción entre los filtros, se acumula una presión positiva en el dializador de la vena, originando un alto grado de filtración de regreso intencional. Dependiendo del tamaño de la restricción entre los dializadores, dicha filtración de regreso origina un flujo de dializado significativo a través de la membrana de la vena de flujo de alto nivel directamente en la sangre. Dicha solución filtrada de regreso se ultra filtra de manera subsecuente del paciente del dializador de la arteria. El movimiento del dializado en la sangre en el filtro de la vena y la eliminación de dializado del dializador de la arteria, origina un transporte de convección de toxinas del paciente. Además, el dializado que no se mueve directamente en el paciente sino que más bien fluye a través de las membranas de ambos dializadores, proporciona un despeje de difusión de los productos de desecho. Por consiguiente, el sistema actúa como un sistema de hemodiafiltración que proporciona tanto despeje de convección como de difusión. El sistema, en una modalidad, está configurado para uso doméstico, en donde al menos una parte del dializado y trayectorias de flujo extracorpóreo están esterilizadas y se proporcionan en un cartucho desechable, el cual está cargado en un aparato de bombeo doméstico. Por ejemplo, el sistema puede ser un aparato portátil que utiliza un sistema o cartucho de administración de fluido desechable integrado y una solución estéril empacada previamente para llevar a cabo una terapia de hemodiálisis. El sistema, en una modalidad, está particularmente adecuado para uso doméstico debido a su tamaño compacto, facilidad de preparación de terapia y la eliminación de la necesidad de un tratamiento y sistema de agua para proporcionar el dializado. A diferencia de las máquinas de hemodiállsis normales, el paciente no tiene que manejar grupos de tubería complicados. El paciente simplemente coloca el cartucho en una máquina de terapia para falla renal, conecta las bolsas de solución a la máquina y comienza una secuencia de imprimación automática. Cuando se completa la imprimación, el paciente conecta las líneas de sangre al cuerpo del paciente y comienza la terapia de diálisis. Al final del tratamiento la sangre del paciente regresa al cuerpo del mismo. El paciente desecha meramente el desecho del ultrafiltrado ("UF") y la terapia finaliza sin que el paciente tenga que llevar a cabo un procedimiento de desinfección complicado. En una modalidad, el sistema a base de cartucho opera tal como se indica a continuación. Una bomba de sangre extrae la sangre del paciente, la empuja a través de ambos hemodializadores y regresa la sangre al paciente. La solución de dializado se extrae de una fuente de dializado y se calienta hasta una temperatura deseada para el paciente. Las bombas de infusión bombean dializado fresco de la bolsa dentro del dializador de la vena. La restricción se coloca en la trayectoria del flujo de dializado entre los dos dializadores para facilitar la filtración de regreso del dializado en la línea paradla sangre a través del dlalizador de la vena. La restricción es preferentemente variable aunque, alternativamente, es fija. El flujo que sale de las bombas de infusión empuja fluido en la restricción, quedando de esta forma una presión positiva en el hemodializador de la vena. Utilizando una membrana de flujo de alto nivel, la presión de regreso empuja una parte del dializado, por ejemplo, 50% ó más, dentro de la línea para la sangre del paciente. El resto del dializado fluye hacia el dializador de la arteria. Las bombas de drenaje eliminan de las trayectorias de flujo una cantidad equivalente de fluido, conforme es suministrado por las bombas de infusión, así como cualquier pérdida de fluido que el paciente tenga durante el período de ínter dializado. El fluido y el ultrafiltrado consumidos, posteriormente se ponen en una bolsa de drenaje o se llevan a un drenaje externo. Las bombas de dializado a base de cartucho se controlan para equilibrar el flujo de dializado para el dializador de la vena con el flujo de dializado procedente del dializador de la arteria, de modo que se mantenga el estado de fluido del paciente. Debido a dicha capacidad de equilibrio, se ultrafiltra una cantidad de fluido idéntica del paciente en el hemodializador de la arteria conforme se filtra de regreso dentro del circuito extra corpóreo en el dializador de la vena. La ultra filtración de este fluido de la sangre crea un efecto de arrastre del soluto que proporciona un transporte de convección de toxinas similar a la hemofiltración. Ya que parte del dializado fluye a lo largo de la fibra del dializador de la vena, al dializador de la arteria, también existe un transporte de difusión de toxinas de la sangre.

Los detectores de burbujas de aire, elementos de calentamiento, sensores de presión, sensores de temperatura, etc., también están integrados en el cartucho tanto para la administración de dializado como para las partes de sangre extra corpórea según sea necesario, para permitir un tratamiento seguro para el paciente y la operación confiable del sistema. Los estudios recientemente publicados muestran que el dializado ultrapuro produce mejores resultados en comparación con el dializado estándar. El dializado esterilizado, empacado previamente utilizando una modalidad de la presente invención, puede producir resultados que son tan buenos, si no es que mejores, que los del dializado ultrapuro. Sin embargo, se debe apreciar que la presente invención no se limita al uso de bolsas de dializado empacadas previamente, sino más bien, puede utilizar dializado preparado en línea o en el hogar. La ventaja para el paciente del sistema en línea, es eliminar las bolsas de la solución y el espacio que consumen. El dializado, ya sea si es suministrado de una bolsa esterilizada o elaborada en línea, también puede ser re-circulado en uno o más circuitos utilizando uno o más cartuchos de carbón o absorbentes. En la presente invención se describe un sistema de generación doméstica preferido. Dicho sistema utiliza un depósito, tal como una bolsa de 5 litros de dializado estéril instalada en un contenedor rígido. Se coloca un goteadero a través de los dializadores en el inicio para enjuagar y para la imprimación. Durante el tratamiento, se coloca un cartucho absorbente que opera utilizando un intercambio de urea o una urea de enlace en el circuito de post diallzador d ultra filtro ("UF"). Los absorbentes pueden eliminar otras substancias, tal como ß2 micro globulina o fosfato, etc. Una serie de bombas de infusión extraen en forma simultanea el dializado de la bolsa estéril, a través de un calentador, a través de un ultra filtro y a través del goteadero hacia el cartucho absorbente. Si es necesario, se agrega al depósito de dializado un infundido tal como un infusado esterilizado o gama que incluye calcio, magnesio y potasio. Después de que se calienta la solución y está lista para el tratamiento, la máquina para tratamiento de sangre avisa al usuario de que instale el cartucho. El circuito de sangre puede ser imprimado con una bolsa de solución salina enganchada a través de la línea de sangre de la arteria o mediante el dializado de filtración de regreso a través del filtro para el tratamiento de sangre. Los detectores de burbujas de aire, elementos de calentamiento, sensores de presión, sensores de temperatura, etc., están integrados en el cartucho para que tanto los circuitos de dializado como de sangre extra corpórea, según sea necesario, permitan un tratamiento seguro para el paciente y un sistema que opere en forma confiable. Posteriormente se le conectan al paciente las agujas de la arteria y de la venas y comienza el tratamiento. Para terapias cortas, el flujo de dializado puede ser relativamente alto, por ejemplo, 300 mL/min durante 3 horas ó 100 mL/min durante hasta 8 horas. Las bombas de control de flujo de dializado/UF controlan el flujo hacia y desde los dializadores. Al incrementar la frecuencia de las bombas que extraen el dializado de efluente del dializador de la arteria, se elimina el fluido acumulado en el paciente en el período inter-dialítico. Las partes de las bombas de control de flujo de dializado/UF están integradas en el cartucho junto con una parte de la bomba de sangre en una modalidad, o se proporcionan en forma alternativa separadas del cartucho e integradas dentro de la máquina. Debido a lo no práctico de las bolsas para colgar y para almacenamiento, los sistemas a base de bolsas de solución se limitan a una cantidad práctica total de dializado por tratamiento. El sistema de regeneración de fluido a base de absorbente permite una terapia que utiliza más dializado, y por consiguiente proporciona un despeje de desecho mejorado. Al proporcionar una cantidad incrementada de dializado se mejora en forma benéfica el despeje de productos de desecho del paciente con tratamiento renal. Por ejemplo, el cartucho absorbente puede ser utilizado durante un tratamiento de 4 horas en un flujo de dializado de 200 a 250 mL/min o aproximadamente 50 litros de dializado durante todo el tratamiento, lo cual puede proporcionar un volumen incrementado de dializado y un mejor despeje de desechos con respecto a otros sistemas de hemofiltración. El sistema absorbente también puede aplicar a los sistemas de hemofiltración aquí descritos, haciendo posible incluso una dilución previa de HS. Para hemofiltración, se proporciona un ultra filtro que se puede volver a utilizar en forma adicional para mantener la redundancia de bacterias y eliminación de endotoxinas. El sistema de regeneración a base de absorbentes es particularmente adecuado para uso doméstico debido a que elimina la necesidad de almacenar numerosas bolsas de solución, facilita la terapia y no requiere de una conexión al agua del grifo del paciente. Así mismo, el paciente no tiene que conectar un grupo de tuberías. El paciente coloca más bien el cartucho en la máquina, agrega una bolsa inicial de 5 litros de dializado estéril al depósito e inicia la secuencia de imprimación automática. Cuando se completa la Imprimación, el paciente se auto-conecta al circuito de la sangre y comienza la terapia de diálisis. El aparato portátil, el uso de soluciones empacadas previamente o un sistema de generación de fluido en línea y el uso de un conjunto desechable, abastecen cada uno a los pacientes con una flexibilidad y libertad que anteriormente únicamente era posible para pacientes con diálisis peritoneal. Debido a que no existe un enganche para agua dedicada y las máquinas de la presente invención son pequeñas, es posible que un paciente utilice estos sistemas para viajar y lleve a cabo sesiones de diálisis de terapia para la sangre en el camino. Muchos de los sistemas y métodos aquí descritos, pueden adaptarse para trabajar con soluciones en el centro, y muchos de los aspectos de la presente invención no se limitan a uso doméstico. Se considera que la hemodiálisis de convección de alto nivel será más efectiva que la hemofiltración convencional, debido a que tiene un despeje de convección además del transporte de difusión de toxinas. Se espera que la terapia proporcione un buen despeje de desechos de moléculas pequeñas, medianas y grandes incluso de pacientes renales en etapa terminal. El aparato está bien adaptado para utilizarse en hospitales para pacientes agudos para situaciones en las cuales no está disponible un suministro de agua y un sistema que proporcione diálisis. El aparato de la presente Invención es más fácil de preparar y utilizar en una instalación para situaciones agudas intermitentes. La presente invención proporciona múltiples medios y aparatos no únicamente para controlar la cantidad de dializado o fluido de substitución que se suministra al circuito extracorpóreo o dializador sino también para controlar en forma precisa la cantidad de ultra-filtrado eliminado del paciente. Las diversas alternativas pueden ser divididas en tres tipos principales. Un tipo de control utilizado es un control neumático a base de la Ley de Boile. Aquí, las bombas de fluido se colocan en comunicación de fluidos con un volumen de aire conocido. El sistema utiliza la Ley de Boile para poner en una ecuación una serie de valores conocidos y medidos para calcular en forma precisa la cantidad de fluido (por ejemplo, vs. aire) de una cámara de bomba, bombeada al paciente. El método y aparato utiliza señales de presión de fluido y aire generadas y convertidas a números que se ponen en una ecuación. La ecuación produce el número de fluido bombeado por ciclo o golpe de la bomba. El sistema de Ley de Boile en una modalidad, proporciona ¡nformación precisa sobre las bases del golpe final o del ciclo de la bomba, aunque no necesariamente en una base de tiempo real. La presente invención también incluye un sistema y método basado en la Ley de Boile que genera datos de rango de flujo en una base de tiempo real. Una segunda categoría extensa de control volumétrico, incluye el uso de un aparato de equilibrio. Muchas modalidades que emplean dicho aparato de equilibrio, se mencionan a continuación. Las modalidades del aparato de equilibrio pueden dividirse en dos subgrupos principales. Un subgrupo utiliza un solo aparato de equilibrio. Otro subgrupo incluye aparatos de equilibrio duales. La presente invención también enseña y describe una pluralidad de diferentes tipos de aparatos de equilibrio. En una modalidad, el sistema emplea una o dos cámaras de equilibrio. En otra modalidad, el sistema emplea uno o dos tubos de equilibrio. Los tubos de equilibrio incluyen un alojamiento tubular con un pistón o una bolsa tipo separador dentro del alojamiento. El separador actúa en forma similar a la membrana o diafragma de la cámara de equilibrio. Un tercer tipo de aparato de equilibrio es una o más trayectorias dolorosas. La trayectoria dolorosa se define en una modalidad a través de un cartucho desechable en la forma de un canal alargado. El diámetro o área de sección transversal del canal, está configurado de modo que el movimiento por volumen de dializado fresco o de fluente pueda mover en forma eficiente un volumen existente de volumen dentro de la trayectoria dolorosa. Esto es, el dializado fresco en volumen, mueve un volumen de dializado consumido o de fluente que reside normalmente en la trayectoria del drenaje. En el siguiente ciclo, el dializado consumido o de fluente en volumen, empuja el volumen de fluido fresco que acaba de ser introducido en la trayectoria dolorosa hacia el paciente o dializador. La sección transversal y la longitud de la trayectoria están configuradas para minimizar una cantidad de mezcla de los fluidos frescos y consumidos al final de los volúmenes de fluido. Los diversos aparatos de equilibrio volumétrico pueden ser utilizados con muchos diferentes tipos de bombas, tal como bombas peristálticas, bombas de membrana, bombas de engranes o una combinación de las mismas. Se puede utilizar una sola bomba con los aparatos de equilibrio. Las bombas de dializado fresco y consumido por separado pueden utilizarse como alternativa. Además, también se contempla y se describe una bomba de ultrafiltrado por separado, lo cual permite que la bomba (eje principal) quede dedicada a bombear un volumen igual de fluido hacia y desde el paciente. El tercer tipo importante de administración de fluido, utiliza una pesa o báscula para medir la cantidad de fluido suministrada al paciente y la cantidad de fluido eliminado del paciente. En una modalidad ilustrada más adelante, las bolsas de fluido se colocan en un perchero, el cual se acopla a una flecha. En un extremo, la flecha se acopla a un diafragma de rodillo. El diafragma de rodillo, en combinación con otros aparatos, define un volumen cerrado pero variable. Conforme fluctúa el peso en las bolsas de fluidos, también fluctúa una presión dentro del volumen. Un sensor de presión detecta la presión y el controlador o procesador de la máquina procesa la señal del sensor de presión para desarrollar una señal de peso correspondiente. La señal de peso se utiliza posteriormente para determinar qué tanto fluido ha sido suministrado y/o eliminado del paciente. En una modalidad, las bolsas de fluido fresco y consumido se miden a través del mismo aparato de detección de peso, de modo que el sistema espera ver una ganancia de peso general neta con el tiempo, debido al ultrafiltrado eliminado del paciente. También se puede utilizar para esta aplicación una celda de carga. Tal como se ilustra con mayor detalle más adelante, la presente invención proporciona múltiples modalidades de otros componentes de los sistemas y métodos de la presente invención, tal como un calentador de fluido, ios aparatos de equilibrio, el cartucho desechable, la colocación de la bolsa y otras características importantes de la presente invención. Por ejemplo, la 'presente invención incluye un sensor de desconexión de acceso ("ADS"), el cual puede detectar cuando cualquier aguja de la arteria o de la vena ha sido eliminada en forma inadvertida del paciente durante el tratamiento. Además, en la presente invención se describen varios esquemas de liberación de presión, pruebas de integridad, etc., los cuales son importantes especialmente para una máquina de uso doméstico, la cual puede utilizar el paciente mientras duerme. Por consiguiente es una ventaja de la presente invención proporcionar un sistema de hemodiálisis, hemofiltración o hemodiafiltración que se puede utilizar en una instalación doméstica o clínica. Es otra ventaja de la presente invención, proporcionar un sistema de hemofiltración/hemodiafiltración a base de cartucho que permite a un paciente preparar fácilmente en su hogar un sistema de terapia de sangre estéril. Es otra ventaja de la presente invención, mejorar la efectividad de la terapia de tratamiento de sangre por falla renal. Además, es una ventaja de la presente invención, proporcionar una terapia de sangre para falla renal que emplea modos de despeje de convección y de difusión. Aún además, es una ventaja de la presente invención proporcionar una terapia de sangre por falla renal en donde los modos de despeje tanto de difusión como de convección se proporcionan y en donde se puede variar el porcentaje de uso de cualquier modo. Aún además, es una ventaja de la presente invención proporcionar una terapia de sangre a base de cartucho que se puede configurar en el campo, para llevar a cabo ya sea hemodiálisis, hemodiállsis de convección mejorada, hemofiltración o hemodiafiltración de convección mejorada. Aún además, es una ventaja de la presente invención proporcionar un sistema de terapia de sangre con uno o más circuitos de circulación de fluidos de terapia que optimiza el consumo del dializado fresco. Aún otra ventaja de la presente invención, es proporcionar una terapia de tratamiento de sangre por falla renal doméstica que se puede configurar para operar con múltiples tipos diferentes de fuentes de fluido de terapia, tal como bolsas de solución, unidades de preparación de solución o sistemas de generación de dializado en línea. Es aún una ventaja adicional de la presente invención, proporcionar un sistema de terapia para falla renal doméstico que puede operar con muchos tipos de sistemas que controlan en forma precisa la cantidad de intercambios de fluido y la cantidad de fluido o ultraflltrado eliminado del paciente. Aún además, es una ventaja de la presente invención proporcionar aparatos de control de volumen de fluido mejorados. Se describen características y ventajas adicionales de la presente invención, y podrán ser apreciadas a partir de la descripción detallada de la presente invención y de las figuras que se encuentran a continuación. Breve Descripción de las Figuras La figura 1 ,. es una demostración esquemática de una modalidad de un sistema de terapia de tratamiento de sangre por falla renal de la presente invención, que proporciona modos de despeje de difusión y de convección.

Las figuras 2 y 3, son vistas en perspectiva de una modalidad de un cartucho desechable y componentes de flujo asociados para utilizarse con la terapia de tratamiento de sangre descritos en la presente invención. La figura 4, es una ilustración esquemática de un sistema de terapia de falla renal que opera con una unidad de generación de fluidos de dializado. La figura 5, es una ilustración esquemática de un sistema de terapia de tratamiento de sangre por falla renal que tiene un circuito de recirculación de fluidos de la terapia. La figura 6, es una ilustración esquemática de una modalidad de un sistema de hemofiltración de uso doméstico de la presente invención. La figura 7, es una vista esquemática de otra modalidad de un sistema de hemofiltración de uso doméstico de la presente invención. La figura 8, es una vista esquemática de una modalidad de un sistema de hemodiafiltración de uso doméstico de la presente invención. Las figuras de la 9 a la 11, muestran varias modalidades de una terapia de tratamiento de sangre de uso doméstico que emplea una unidad de regeneración que regenera y reutiliza el fluido de diálisis consumido y el fluido ultrafiltrado del paciente. Las figuras 12 y 13, son sistemas de hemodiálisis y hemofiltración alternativas que utilizan bombas peristálticas para bombear el fluido de la terapia. La figura 14, es un sistema de hemodiálisis alternativa en donde el flujo de dializado y de sangre está en una corriente en conjunto. Las figuras 15 y 16, son vistas esquemáticas de una modalidad de un de un método y aparato controlado en forma neumática para controlar el volumen de ultrafiltrado eliminado del paciente. Las figuras 17 a 22, son diagramas de flujo esquemáticos de varias modalidades para controlar el volumen de ultraflltrado eliminado del paciente a través de una sola cámara de equilibrio. La figura 23, es un diagrama de flujo esquemático que ilustra varios pasos de un método y aparato de control de ultraflltrado que emplea un solo tubo de equilibrio. La figura 24, es un diagrama de flujo esquemático que ilustra una modalidad para controlar el volumen de fluido intercambiado con el paciente y el volumen de ultrafiltrado eliminado del paciente, empleando una sola trayectoria dolorosa. Las figuras 25 y 26, son diagramas de flujo esquemáticos que ilustran varias características y ventajas asociadas con un método y aparato de control de ultrafiltrado que emplea cámaras de equilibrio duales. Las figuras 27A a la 27D, son diagramas de flujo esquemático que ilustran la operación de la válvula y los resultados de flujo asociados de otro método y aparato para controlar el volumen de fluido intercambiado con el paciente y el volumen de ultrafiltrado eliminado del paciente, que incluye tubos de equilibrio duales. La figura 28, ilustra un arreglo de válvula alternativo para el aparato de control de volumen del tubo de equilibrio de la presente invención. La figura 29, es un diagrama de flujo esquemático que ilustra aún otra modalidad para controlar el volumen de ultrafiltrado eliminado del paciente, que incluye trayectorias dolorosas duales. Las figuras 30 y 31, ilustran aún una modalidad ilustrativa adicional para controlar la cantidad de fluido que ha sido intercambiada y la cantidad de ultrafiltrado eliminada del paciente, que incluye un sistema de medición de peso. La figura 32, es una vista en elevación de una modalidad de convección mejorada del filtro de hemodiálisis de la presente invención. La figura 33, es una vista esquemática de una modalidad de la restricción de flujo variable localizada entre los dializadores duales de la presente invención. La figura 34, es una vista en perspectiva que muestra el cartucho configurado en forma operable con componentes de actuación de flujo de los sistemas de diálisis de la presente invención. La figura 35, es una vista en perspectiva de una modalidad para acoplar en forma operable las bolsas de solución a la máquina de terapia de falla renal de la presente invención. Las figuras 36 y 37, son vistas en perspectiva de modalidades para acoplar las bolsas de solución a la máquina de terapia de falla renal, las cuales también muestran una modalidad para permitir que la máquina reciba el cartucho de la presente invención. La figura 38, es una vista en perspectiva de una modalidad alternativa para bombear fluido de terapia, empleando bombas de tubería lineal. La figura 39, es una vista en perspectiva de una modalidad para acoplar en forma operable las bolsas de solución a un sistema que utiliza bombas de tubería lineal.

La figura 40, es un diagrama esquemático que muestra una modalidad de un cartucho de la presente invención, que opera bombas de tubería lineal de la presente invención. La figura 41, es una ilustración esquemática de otra modalidad de un cartucho de la presente invención, que opera con bombas de tubería lineal. Las figuras 42 y 43, son vistas en perspectiva seccionadas de diferentes implementaciones y alternativas de una modalidad de un calentador de fluidos de la presente invención. La figura 44, es una vista de sección de corte que ilustra una modalidad para incorporar una cámara de equilibrio en un cartucho desechable. La figura 45, es una vista de sección de corte que ilustra otra modalidad de una cámara de equilibrio de uso doméstico de la presente invención. La figura 46, es una vista de corte en perspectiva de una modalidad del tubo de equilibrio de la presente invención. Descripción Detallada del Invento Revisión General La presente invención proporciona varios aparatos y métodos para un tratamiento de hemodiálisis doméstico ("HHD") que incrementa la cantidad de filtración de regreso durante el tratamiento. Es importante observar que incluso cuando este sistema está diseñado para el hogar, también es adecuado para utilizarse en un centro para tratamiento renal agudo clínico o un centro de auto cuidado. El sistema utiliza un sistema de administración de fluido desechable, el cual puede incluir un conjunto desechable que tiene un cartucho u organizador de tubería desechable (referido en la presente invención de manera colectiva como cartucho). El cartucho aloja al menos una parte de al menos una de las trayectorias de flujo de dializado y extra corpóreo. En una modalidad, se conectan en forma de fluidos dos pequeños dializadores de flujo de alto nivel y se conectan en serie al cartucho. En una modalidad, el dializado y la sangre fluyen en una forma de contracorriente a través de los dializadores con respecto uno del otro. Se coloca una restricción entre los dos dializadores en la trayectoria de flujo de dializado. La restricción es variable y ajustable en una modalidad, para tomar en cuenta diferentes condiciones de tratamiento o para ajustarse durante un solo tratamiento. La restricción se fija en forma alternativa, tal como una placa de orificio con un orificio de restricción. Debido a la restricción entre los filtros, se acumula una presión positiva en el dializador de la vena (primer dializador que recibe dializado, aunque el segundo dializador que recibe sangre en el arreglo de contracorriente), originando en forma intencional un grado de filtración de regreso relativamente alto. Dependiendo del tamaño de la restricción de los dializadores, la filtración de regreso origina un flujo significativo (por ejemplo, 10 a 70% de flujo de dializado total) del dializado a través de las membranas de la vena de flujo de alto nivel y dentro del circuito de sangre. La solución filtrada de regreso proporciona un despeje de convección. En una modalidad, el ultrafiltrado se elimina del paciente a través del dializador de la arteria (primer dializador que recibe la sangre aunque el segundo dializador que recibe el dializado en el arreglo de contracorriente). La difusión de dializado dentro del dializador de la vena y la eliminación de dializado del dializador de la arteria origina un transporte de toxinas de convección del paciente. Además, el dializado que no se mueve directamente en el circuito extracorpóreo (por ejemplo, el otro porcentaje del dializado) sino más bien fluye a través de las membranas de ambos dializadores, proporciona un despeje de difusión de los productos de desecho. Este sistema, es referido en la presente invención como un sistema de hemodiálisis de convección mejorado ("ECHD). Es similar a un sistema de hemodiafiltración, el cual proporciona despejes tanto de convección como de difusión.

El sistema en una modalidad, está configurado para uso doméstico, en donde al menos una parte del dlalizado y las trayectorias de flujo extracorpóreo son esterilizadas y se proporcionan en un grupo desechable, el cual se carga en una máquina que tiene múltiples bombas, un calentador, accionadores de válvula y similares. Hemodiálisis de Convección Mejorada ("ECHD") Haciendo referencia ahora a los dibujos y en particular a la figura 1, se ilustra una modalidad del sistema de terapia de falla renal 10 de la presente invención. El sistema 10 emplea dos o más hemodializadores de flujo de alto nivel, tal como un dializador de vena 20 y un dializador de la arteria 30. En una modalidad, los hemodializadores 20 y 30 son relativamente pequeños, por ejemplo, del orden de % a tres metros2 de área de superficie de la membrana. Los dializadores o hemodializadores 20 y 30, son dializadores de flujo relativamente alto, por ejemplo, teniendo un coeficiente UF de 8 mililitros de agua difundidos por hora por milímetros de presión HG o más (tal como se utiliza en la presente invención, el término "flujo") se refiere al coeficiente UF anterior, el cual mide la facilidad de transporte de agua a través de la membrana, expresado en mililitros/hora/milímetro HG. Tal como se mencionó anteriormente, los hemodializadores 20 y 30 originan la filtración de regreso en el dializador de la vena 20 de una parte relativamente grande del dializado fresco. El dializado filtrado de regreso y el fluido acumulado durante el período interdialítico es ultrafiltrado o eliminado del paciente 42, a través del dializador de la arteria 30. El fluido no filtrado de regreso fluye a través de la membrana semipermeable en los dializadores de la arteria 30 de la vena 20, permitiendo que el sistema 10 proporcione eliminación tanto de difusión como convectiva del desecho procedente de la sangre del paciente. En una modalidad de uso doméstico y en un centro especializado que se muestra en la figura 1, el dializado estéril se almacena en bolsas o contenedores 14, 16 y 18 (se pueden utilizar más de tres bolsas de solución). El sistema 10 en la modalidad ilustrada emplea bombas 22, 24, 26 y 28, las cuales cooperan cada una con un aparato de medición de volumen respectivo 32, 34, 36 y 38. Tal como se describirá con mayor detalle más adelante, se utilizan en forma alternativa varios aparatos de medición volumétrica con los sistemas de la presente invención. Un aparato de medición es un sensor de volumen de fluido de capacitancia que mide el volumen de fluido bombeado a través de una de las bombas 22 a la 28. Dicha medida en una modalidad, informa a un controlador o microprocesador de qué tanto fluido (o aire) ha sido bombeado. El controlador o microprocesador compara la cantidad real de fluido bombeado con una cantidad esperada de fluido bombeado y ajusta los rangos de bombeo de manera correspondiente para cubrir o retroceder el suministro de nuevo fluido a los dializadores 20 y 30, según sea necesario. Como alternativa o en forma adicional, los aparatos de medición capacitivos 32 a 38, pueden detectar cuando ocurre un error volumétrico mayor en el sistema y activan, por ejemplo, un mensaje de error (por ejemplo, cuando el aire queda atrapado en el sistema o se pierde la mayor parte de la longitud de un golpe). Se debe apreciar que la presente invención no se limita a la medición de volumen de fluido capacitiva, sino que puede utilizar también otros tipos adecuados de medición de volumen. Además, la presente Invención no se limita a la medición de volumen sino más bien puede emplear aparatos de equilibrio que aseguran que se bombee una cantidad de dializado a los dializadores, desde ios diallzadores y desde el paciente 42. Alternativamente, se puede lograr la administración de la bomba de fluido en una base en masa, a través de una o más escalas. Aún además, se puede calcular el rango de flujo y el volumen bombeado con base en un número de golpes de la bomba, tal como un número de revoluciones de una bomba peristáltica con base en un número de pasos de un motor que se mueve o gira en pequeñas etapas, con base en una cantidad de movimiento detectada de una línea del accionador de bomba de rotación o a través de un aparato que opera de acuerdo con la Ley de Boile. Todas estas alternativas de medición están incluidas en el término "aparato de medición de volumen". El control que utiliza el aparato de medición de volumen puede ser de circuito cerrado, en donde la cantidad real de fluido suministrado es monitoreada, o de circuito abierto, en donde el esquema depende de la precisión inherente de la bomba y posiblemente de la retroalimentación de control de movimiento, tal como el monitoreo de un número de pulsaciones de paso enviados para operar el motor, la retroalimentación de codificador lineal o retroalimentación de codificador giratorio, etc. La figura 1, ilustra dos bombas, 22 y 24, del grupo de bombas 1 y dos bombas, 26 y 28, del grupo de bombas 2. Es importante observar que se puede utilizar en forma alternativa una sola bomba en lugar de cada grupo de bombas, por ejemplo, una para ingresar dializado a los dializadores, una para eliminar dializado de los dializadores y UF del paciente, sin embargo, dicha cantidad puede crear flujo pulsátil o no uniforme, lo cual es menos deseable. En la configuración ilustrada, una primera bomba de cada grupo está extrayendo fluido de la fuente del grupo de bombas, en tanto que una segunda bomba de cada grupo está empujando fluido hacia el destino del grupo de bombas. Después de los golpes del grupo de bombas, se alternan los papeles de las bombas en los grupos respectivos, de modo que la primera bomba (ahora llena de fluido) empuja fluido hacia el destino del grupo de bombas, en tanto que la segunda bomba (ahora vacía), empuja el fluido de la fuente del grupo de bombas. Se repite el ciclo anterior varias veces. El grupo de bombas 1, ingresa dializado fresco de las bolsas 14 a 18 del sistema 10, y el grupo de bombas 2 elimina un equivalente volumétrico del fluido bombeado a través del grupo de bombas 1 y cualquier fluido eliminado del paciente 42 durante el curso del tratamiento. Tal como se ilustra, el dializado fresco es bombeado a través de las bombas 22 y 24 de las fuentes 14, 16 y 18 hacia el dializador de la vena 20. Se localiza una restricción 40 entre el dializador de la vena 20 y el dializador de la arteria 30. La restricción 40 acumula la presión del dializador de la vena 20, de modo que una cantidad relativamente grande de dializado fresco que entra al dializador de la vena 20, es empujado a través de las paredes de las membranas dentro del dializador de la vena 20 y dentro del circuito extra corpóreo o de sangre 50. La otra parte del dializado fresco que entra al dializador de la vena 20 fluye a través de las membranas dentro del dializador de la vena 20, a través de la restricción 40 y dentro del dializador de la arteria 30. Ocurre un despeje de convección cuando un equivalente volumétrico del fluido filtrado de regreso a través del dializador de la vena 20, es eliminado del dializador de la arteria 30. Así mismo, ocurre un transporte de toxinas de difusión a través de ambos dializadores 20 y 30, debido a que existe un gradiente de difusión entre el circuito de sangre 50 y el flujo de dlalizado. A través de la terapia total, la cantidad total de fluido eliminado del dializador de la arteria 30 es mayor a la cantidad total del dializado suministrada al dializador de la vena 20, tomando en cuenta una cantidad de eliminación UF prescrita para la terapia. Eiemplo El ejemplo que se encuentra a continuación ilustra en forma adicional una terapia preferida de la presente invención. En el ejemplo, las bombas 22 y 24 del grupo de bombas 1, infusiona 18 litros de dializado de las fuentes 14, 16 y 18 durante dos horas. De dicho volumen, 100 mL/min de dializado es filtrado de regreso dentro del circuito de sangre del paciente 50 a través de las paredes de membrana del dializador de la vena 20. 50 mL/min de dializado pasan a través del dializador de la vena 20, la restricción 40 y dentro del dializado de la vena 30. Las bombas 26 y 28 del grupo de bombas 2, eliminan un total de 18 litros de dializado de las bolsas 14, 16 y 18 además de cualquier cantidad deseada de fluido del paciente. Durante dos horas, doce litros (100/min multiplicado por 120 minutos) de dializado es filtrado de regreso dentro de la sangre del paciente a través del dializador de la vena 20. Las bombas 26 y 28 del grupo de bombas 2, eliminan los doce litros, los seis litros del dializado que no son filtrados de regreso dentro del circuito de la sangre 50 además de cualquier fluido ultrafiltrado del paciente. La adición y eliminación de los doce litros de dializado del circuito de sangre 50 durante la terapia de dos horas, produce una eliminación convectiva general de acuerdo con la ecuación HF stdKt/V de ~2, la cual ha sido reportado como una cantidad diaria adecuada (ver la Publicación de Jaber BT, >immerman DL, Leypoldt JK. SKAdequcy of Daily Hemofiltración: Clinical Evaluation of Standard Kt/V (stdKt/V), Abstract Hemodialysis Internacional Volume 7, número 1, p80 m 2003. Además, durante el curso de doce horas, se utilizaron 6 litros de dializado para el despeje de difusión a través del gradiente de dializado a través de las membranas de ios dializadores 20 y 30. Se debe observar que los rangos de flujo del dializado y el porcentaje de convección vs. de difusión podrían ser mayores o menores a los que se utilizan en este ejemplo.

Introducción al Cartucho Desechable Haciendo referencia ahora a las figuras 2 y 3, los dializadores 20 y 30 así como muchos otros componentes de flujo descritos en la presente invención, se proporcionan en una modalidad preferida, adheridos a un cartucho desechable. El cartucho desechable 100A puede ser referido de otra manera como un organizador, desechable, grupo desechable etc. El cartucho desechable 100A incluye al menos una parte del circuito extra corpóreo 50 y la trayectoria de flujo de dializado 60 (ver figura 1) para ei tratamiento de falla renal (por ejemplo, todo el circuito extra corpóreo 50 está integrado en el cartucho 100A con excepción de la tubería que va hacia y desde el paciente tal como se ilustra en las figuras 2 y 3). El cartucho desechable 100a proporciona un aparato eficiente en espacio para manejar el dializado o partes del flujo de fluido de la terapia de muchas bombas y válvulas que se describen en la presente invención, las cuales son accionadas en forma neumática o mecánica tal como se describirá más adelante. El cartucho 100a, está bien adaptado para uso doméstico, en donde el espacio, capacidad de recursos son limitados. En una modalidad preferida, el cartucho desechable 100a y la tubería adherida asociada con esterilizadas con rayos gamma y selladas antes de utilizarse. Como alternativa, se emplea esterilización a través de óxido de etileno o rayos-E. El paciente u operador abren el sello justo antes de utilizarse, insertan el cartucho 100a dentro de la máquina de la terapia para un solo uso y posteriormente desechan el cartucho 100a y la tubería asociada. Aunque el cartucho 100a y las trayectorias de flujo 50 y 60 están proyectadas para un solo uso en una modalidad, el cartucho 100a y las trayectorias de flujo 50 y 60 pueden ser utilizadas nuevamente con desinfección y/o esterilización adecuadas. Incorporación de Sistema y Cartucho ECHD Haciendo referencia a las figuras de la 1 a la 3, comenzando desde el acceso de las arterias 40a del paciente 42, el circuito extracorpóreo o de sangre 50 incluye un sensor de presión 46, marcado como PT1. PT1 es alternativamente un interruptor de presión con la capacidad de detener el flujo de sangre antes de que llegue a la bomba de sangre 48. Como una medida de seguridad, el sistema 10 en una modalidad, incluye una pluralidad de electrodos (no mostrados), tal como de 2 a 4 electrodos que proporcionan un sensor de desconexión de acceso, el cual está integrado a la mitad de la línea de la arteria 44a y a la mitad de la línea de la vena 44b para detectar la desconexión del acceso del paciente 42 del sistema 10. Un mecanismo de detección alternativo de desconexiones accidentales de la aguja, es el uso de un manto conductor debajo del acceso del paciente. La presencia de sangre cambia la conductividad del manto y activa una alarga y detiene las bombas. La bomba de sangre 48 es una bomba peristáltica 48 en una modalidad, y se localiza entre el sensor de presión PT1 y una cámara de goteo 52a con un transductor de presión integral 46, marcado como PT2. Las cámaras de goteo 52a a la 52c, eliminan el aire de los fluidos que pasan a través de las cámaras de goteo. Una, una pluralidad de, o todas las cámaras de goteo 52 a la 52c en una modalidad alternativa, incluyen un sensor de nivel asociado 68a a 68c. Dichos sensores están conectados a o integrados en las cámaras de goteo asociadas. Los sensores de nivel 68a, 68c, detectan e indican el nivel o altura el fluido de dializado o de la terapia en el dializador. La bomba de sangre 48 es alternativamente un aparato de bombeo volumétrico diferente a una bomba peristáltica, tal como una bomba de diafragma o una bomba centrífuga. La bomba de sangre 48 también puede ser bidireccional para la imprimación dei sistema, tal como se mencionará más adelante. El sensor de presión PT2 46 está alternativamente, no asociado con una cámara de goteo, en donde por ejemplo, más bien se utilizan transductores de presión. Los sensores de presión PT1 y PT2, la cámara de goteo 52a, así como la tubería 102 de la bomba peristáltica 48, están todos conectados al cartucho 100a. Después de la cámara de goteo 52a, la sangre fluye fuera del alojamiento 104 del cartucho 100a dentro de un dlalizador de la arteria del dlalizador de flujo de alto nivel 30 relativamente pequeño. Tal como se puede apreciar en la figura 2, el dializador de la arteria 30 y el dializador de la vena 20 están adheridos a un extremo del alojamiento 104 del cartucho 100a. Posteriormente la sangre fluye del dializador de la arteria 30 al dializador de la vena 20, regresa al alojamiento 104 del cartucho 100a y a través de una segunda cámara de goteo 52b. La cámara de goteo 52b también tiene un sensor de presión integral 46, marcado como PT3. El PT3 está alternativamente desprovisto de una cámara de goteo cuando, por ejemplo, se utilizan más bien transductores de presión que están acoplados directamente a la línea. Un detector de burbujas de aire 54 marcado como ABD, está localizado en la corriente descendente de la cámara de goteo 52b en la línea de sangre 50. Un sujetador o válvula de la línea de la vena 56, etiquetado como V1, el cual puede ser basado en el cartucho o proporcionado en forma externa al cartucho 100a, y el cual desconecta el flujo de sangre si se detecta aire en la línea 50 a través del detector 54, se localiza entre el detector de aire 54 y el acceso de la arteria 44b, el cual regresa sangre al paciente 42. Se utiliza un sensor de nivel de aire (no ilustrado) en la cámara de goteo 52b en forma alternativa o además del ABD 54. Para detectar aire en la sangre, el esquema de detección de nivel está abastecido de manera alternativa o adicional con una cámara de goteo 52b o transmisor de presión 46, marcado como PT3. Por ejemplo, se puede colocar un sensor ultrasónico en los lados opuestos de la cámara de goteo. El sensor genera una señal que depende del porcentaje de aire en la sangre que pasa entre posiciones de transmisión y recepción del sensor. Bajo operación normal, cuando no se encuentra aire, la sangre dentro de la cámara de goteo 52b reside en un nivel relativamente constante, aunque ocurren fluctuaciones de nivel debido a cambios en la presión, cantidad de sangre bombeada, etc. Existe un nivel de umbral de sangre en la cámara 52b debajo del cual la sangre no debe gotear. Cuando se encuentra aire en las líneas de sangre, el nivel de sangre en la cámara 52b es inferior al nivel de umbral, por lo que se activa una alarma que procede del detector de aire/sangre alternativo. Es importante observar que se puede utilizar un detector de aire y sujetador de línea en la línea 44a, si se requiere para enjuagar, imprimar o enjuagar nuevamente la sangre. La trayectoria del flujo de dializado 60 también se localiza principalmente en el alojamiento del organizador o cartucho 100a. El dializado se suministra inicialmente en las bolsas de suministro de fluido de dializado o de la terapia 14, 16, y 18. En modalidades alternativas que se muestran más adelante en relación con las figuras 4 y de la 9 a la 11, la fuente es una fuente en línea u otro tipo de fuente no empacada previamente. En la modalidad ilustrada en la figura 1, se proporciona un mínimo de una bolsa de infusión y en una modalidad preferida múltiples bolsas, tal como se proporcionan tres fuentes 14 a 18. La figura 1 también ilustra que el sistema se abastece inicialmente con una bolsa de drenaje vacía 12, la cual se rellena con solución gastada de la bolsa de suministro 14, 16, ó 18 que se utilizó primero. Después de que se drenan las primeras dos bolsas de suministros 14, 16, ó 18, se quedan como bolsas drenadas para las bolsas de solución de envío y finales, respectivamente. Debido a que al final de la terapia se elimina más fluido del que ingresa, cada una de las bolsas de suministro 14 a 18 se utiliza para recibir fluido consumido y UF. La secuenciación de las bolsas se controla tal como se ilustra a través de las válvulas 56, marcadas como V8 a V14. La solución de dializado o de la terapia fluye desde una de las fuentes 14 a 18 hasta las bombas de diafragma volumétrica 22 y 24 del grupo 1. La precisión volumétrica de las bombas se confirma mediante monitoreo. Tal como se describió anteriormente, es deseable utilizar dos bombas de suministro de solución de alternancia 22 y 24, para limitar la cantidad de flujo pulsátil. Como una medida de seguridad, los diafragmas de cada una de las bombas 22 a 28 están configurados de modo que si se filtran, únicamente se pueden filtrar en forma externa. Cualesquiera filtraciones recolectadas en forma externa procedentes de las bombas 22 a 28, posteriormente son desviadas hacia un sensor de humedad construido en el cartucho 100a, la interfase de la máquina y/o interfase de cartucho/máquina, la cual detecta dicha filtración y señales: i) una alarma; ii) para desactivar las bombas 22 a 28 y 48; iii) para tomar cualquier otra acción adecuada. Las bombas y los diafragmas de fluido médico operadas en forma neumática o mecánica adecuadas, se describen en la Solicitud de Patente Norteamericana de propiedad común Serie No. 10/335,646, titulada Sistemas, Métodos y Aparatos para Terapias a Base de Cartucho de Bombeo, presentada el 31 de diciembre del 2002, cuyas enseñanzas están incorporadas a la presente invención como referencia. Las bombas y tecnología de bombeo normalmente utilizadas en las series HOM E CHOISE R de los aparatos APD, tal como se presenta en la Patente Norteamericana No. 5,431,626 y su familia de patentes asociadas, cuyas enseñanzas están incorporadas a la presente invención como referencia, también son adecuadas, al igual que varias tecnologías de bombeo que se describen en la Solicitud de Patente Norteamericana de propiedad común Serie No. 10/155,754, titulada "Bomba de Fluido Médico", presentada el 24 de mayo del 2002, cuyas enseñanzas están incorporadas a la presente invención como referencia. Tal como se describió anteriormente, cada una de las bombas 22 a 28 puede en forma individual con un aparato de medición de volumen 32 a 38. En una modalidad preferida, los aparatos que miden el volumen 32 a 38 son sensores de volumen de fluido de capacitancia, indicados en la figura 1 mediante las líneas punteadas que representan las placas del capacitor asociadas. Una modalidad de un sensor de capacitancia se describe con mayor detalle en la Solicitud de Patente titulada "Medición de Volumen de Fluido de Capacitancia", Serie No. 10/054,487 presentada el 22 de enero del 2002, incorporada a la presente invención como referencia. Dicho sensor de capacitancia utiliza técnicas de medición de capacitancia para determinar el volumen de un fluido dentro de una cámara. Conforme cambia el volumen del fluido, cambia un voltaje detectado que es proporcional al cambio en la capacitancia. Por consiguiente, el sensor puede determinar si la cámara, por ejemplo, está vacía, un octavo llena, un cuarto llena, la mitad llena, llena, o cualquier otro porcentaje de llenado. Cada una de estas medidas puede ser elaborada en forma precisa, por ejemplo, al menos en el orden de la precisión lograda mediante escalas gravimétricas o medidas de presión/volumen conocidas. Sin embargo, la detección de capacitancia, es más simple, no invasiva, no costosa y puede operar con operaciones de bombeo tipo continuo, sin lotes. Generalmente, la capacitancia C entre las dos placas capacitoras cambia de acuerdo con la función C = x (S/d), en donde K es la constante dieléctrica, S es el área de superficie de las placas individuales y D es la distancia entre las placas. La capacitancia entre tas placas cambia en forma proporcional de acuerdo con la función 1/(R x V), en donde R es una resistancia conocida y V es el voltaje medido a través de las placas del capacitor. La constante dieléctrica K del fluido médico o dializado es mucho mayor que la del aire, la cual normalmente llena una cámara de bomba (tal como las cámaras de bomba 122, 124, 126 y 128 en la figura 2, las cuales son parte de las bombas 22 a 28 de la figura 1) la cual está vacía o al final de un golpe de la bomba. En una modalidad, una de las placas de capacitancia se puede mover con el volumen de fluido que entra o sale de las cámaras 122, produciendo el cambio en distancia ?d, entre las placas un factor para determinar la capacitancia. De igual manera el área de superficie, S, de las placas de capacitancia puede ser variado. En una modalidad preferida que se muestra en la figura 1, las placas de capacitancia 32, 34, 36, y 38 se ajustan a una distancia fija desde alguna otra, por ejemplo, se fijan al plástico rígido del alojamiento 104 del cartucho 100a. En dicho caso, el área de la superficie S también está fija, dejando que el cambio en la constante dieléctrica K tome en cuenta el cambio en capacitancia conforme se llenan las cámaras de la bomba 122 a 128 o se vacían de dializado. Ya que al menos una membrana flexible colocada dentro de las cámaras 122 a 128 se expande y se llena con fluido médico, cambia la capacitancia general, por ejemplo, incrementa, creando un alto potencial de impedancia a través de las placas del capacitor, una de las cuales está a tierra, la otra de las cuales está activa. Dicho alto potencial de impedancia es indicativo de una cantidad de fluido en las cámaras 122 a 128. Si el potencial detectado no cambia, o no cambia lo suficiente, cuando se espera que cambie, el controlador del sistema reconoce dicha falta de cambio como aire que ha quedado atrapado en el fluido de diálisis y dirige las acciones adecuadas. Se proporciona un circuito de detección de capacitancia, el cual amplifica la señal de impedancia de alto nivel para producir un bajo potencial de impedancia. La impedancia de bajo nivel se alimenta de regreso a las placas de capacitancia 32 a 38 y se utiliza para proteger que la señal de capacitancia generada en forma sensible se vea afectada por las influencias eléctricas externas. El potencial amplificado también se convierte a una señal digital y se alimenta al controlador del sistema, en donde se filtra y/o se suma. Posteriormente se puede utilizar un monitor de video que tiene una interfase de usuario gráfica para proporcionar visualmente una indicación de volumen y/o rango de flujo a un paciente u operador con base en la señal digital. Además, el controlador utiliza la información del rango de flujo y volumen para asegurar que el grupo de bombas 2 (bombas 26 y 28) extraiga la cantidad adecuada de fluido del dializador de la arteria 30, es decir, la cantidad de dializado bombeado desde el grupo de bombas 1 (bombas 22 y 24), además de la cantidad prescrita de UF eliminada del paciente. Un uso adicional para los aparatos de medición de las placas de capacitancia o volumen 32 a 38, es detectar una filtración a través de las válvulas de la bomba V3 y V5, V2 y V4, V15 y V16 y/o V17 y V18. Dichas válvulas se ciclan y alternan durante los golpes de bombeo de entrada y bombeo de salida de las bombas 22, 24, 26, y 28, respectivamente, y se abren y cierran en forma más frecuente que otras válvulas en el sistema 10, tal como las válvulas del contenedor de fluidos V8 a V14. Por consiguiente, las válvulas de las bombas son más susceptibles a filtración que otras válvulas y son relativamente importantes para la operación del sistema 10. Las válvulas de la bomba operan en pares de alternancia. Por ejemplo, para suministrar fluido en la bomba 22, la válvula V3 se abre en tanto que la válvula V5 se cierra. De manera inversa, para empujar fluido de la bomba 22, la válvula V3 se cierra en tanto que la válvula V5 se abre. Si ambas válvulas son ya sea abiertas o cerradas mientras tiene lugar un golpe de la bomba, ocurre un error volumétrico. La presente invención contempla un método y aparato para probar las válvulas V3 y V5, utilizando aparatos de medición de volumen 32 a 38. La prueba de la válvula en una modalidad, utiliza el hecho de que la bomba tiene membranas de fluido flexibles que están arrugadas entre una cámara de bombeo de volumen fijo. Cuando tiene lugar un golpe de bombeo de entrada, la membrana se llena con fluido que expande la membrana. Posteriormente se cierra la válvula de entrada de la bomba correspondiente (por ejemplo, válvula V3), atrapando fluido dentro de las membranas flexibles de la cámara de la bomba. Se intenta un golpe de bombeo de salida parcial ya sea a través de un pistón mecánico o de una presión neumática positiva/negativa. La presión ejercida no es suficiente para dañar los componentes de la bomba pero es suficiente para que ya sea las válvulas de entrada o salida (por ejemplo, V3 y V5) fallen o se filtren, el fluido pueda fluir, creando un cambio en el volumen que podría ser detectado por los aparatos de medición de volumen 32 a 36. Si las válvulas se cierran en forma adecuada, y suponen un dializado no comprimible, la pequeña presión ejercida debe no mover el fluido y producir un cambio de volumen no detectable. Si se encuentra una filtración, ocurre un cambio de volumen y se detecta originando que el controlador emita una condición de alarma o tome otra acción adecuada. Se puede llevar a cabo la prueba antes descrita al inicio de la terapia y/o en forma intermitente y periódica a lo largo de la terapia, por ejemplo, cada 5 minutos o cada 1,000 golpes. La prueba, tal como se debe apreciar, puede detectar al menos qué grupo de válvula de ia bomba V3 y V5, V2 y V4, V15 y V16, ó V17 y V18, se está filtrando. La prueba es aplicable para todos los tipos de sistemas de fluido médico, incluyendo sistemas de terapia de sangre, sistemas de falla cardiaca congestiva y sistemas de dializador peritoneal. Las cámaras 122 a 128 y el alojamiento 104 del cartucho 100a forman una primera parte de un casco de sujeción, estando formada la segunda parte por la máquina de terapia renal. La primera y segunda partes alojan al menos una membrana flexible y el dializado cuando se encuentra el mismo. Las partes son rígidas y forman un volumen fijo en una modalidad preferida. Las partes forman la forma y también alojan las placas del capacitor 32 a 38. Esto es, una de las placas del capacitor está alojada en el cartucho 100a, en tanto que la otra está alojada dentro de la máquina de terapia. Como alternativa, ambas placas están alojadas en la máquina de terapia, una en cualquier lado del cartucho. Tal como se describió anteriormente, ya sea el cartucho o la máquina (siempre que aloje la placa capacitora activa en lugar de la placa capacitora a tierra, aloja una protección o placa de cubierta adicional que proporciona protección de ruido para la señal de alta impedancia transmitida desde la placa capacitora activa. Como una alternativa para el detector de volumen de capacitancia descrito anteriormente, el volumen o masa de fluido de dializado que fluye a través de las bombas 23 a 28 puede ser determinado utilizando otros métodos, tal como a través de una báscula o escala electrónica. En otras modalidades alternativas, la masa o volumen de dializado que fluye en cualesquiera de los sistemas descritos en la presente invención, puede ser detectado utilizando varios tipos de medidores de flujo de grado médico, placas de orificio, medidores de flujo en masa u otros aparatos que emplean la Ley de Boyle. Además, la tecnología del Sistema de Administración de Fluidos ("FMS") utilizado en HomeChoice®, tal como se presenta en la Patente Norteamericana No. 5,431,626 y su familia de patentes asociada, cuyas enseñanzas están incorporadas a la presente invención como referencia, también es adecuada para utilizarse en la presente invención. Un sistema controlado en forma neumática que emplea esta tecnología se describe con mayor detalle más adelante. Los sensores de conductividad también pueden revisar los estados conductivos y no conductivos a través de las válvulas, en donde la detección de las filtraciones de la válvula es fácil con este método. En forma alternativa y aún adicional, las cámaras de equilibrio de fluidos o ecualizadores de flujo de correspondencia pueden ser utilizadas, tales como las que se describen en la Patente Norteamericana No. 5,486,286 asignada al cesionario de la presente invención, incorporada a la presente invención como referencia, las cuales también se emplean en el sistema 1000™ producido por el cesionario de la presente Invención. Las cámaras de equilibrio o ecualizadores de flujo están integrados en el cartucho en una modalidad, y requieren una bomba o fuente de presurización por separado. Las cámaras o ecualizadores pueden manejar dializado fresco en un lado de un diafragma y el dializado consumido en el otro lado del diafragma, coincidiendo el flujo de volumen de dializado fresco y consumido. Posteriormente se utiliza una bomba separada para ultrafiltrar fluido del paciente 42 acumulado entre las sesiones del paciente. También se pueden utilizar bombas peristálticas para bombear dializado a los dializadores 20 y 30, ó a cualesquiera de los aparatos de filtración de sangre descritos en la presente invención, bombear una cantidad igual de fluido desde dichos aparatos, controlar y bombear una cantidad descrita de ultrafiltrado del paciente. A continuación se ilustra con relación a la figura 12, un arreglo adecuado de bomba peristáltica. Los sistemas que emplean cámaras de equilibrio y otros aparatos de control volumétrico se describen con mayor detalle más adelante. Haciendo referencia todavía a las figuras de la 1 a la 3, las válvulas 56 marcadas como V2, V3, V4, y V5, controlan la bomba que se está llenando y la bomba que está expulsando dializado en cualquier momento determinado. Dichas válvulas, así como la mayoría sino es que todas las válvulas de los sistemas descritos en la presente invención, tienen una parte electromecánica alojada dentro de la máquina de tratamiento de sangre y una parte de flujo de fluido 156, mostrado en la figura 2. El fluido de terapia de dializado o renal que sale de las bombas 22 y 24, entra a un calentador 58. El calentador 58 se localiza en forma alternativa antes de las bombas de diafragma volumétrico 22 y 24. El calentador 58 puede ser cualquier tipo adecuado de calentador de fluido médico eléctrico, tal como un calentador de placa (resistencia eléctrica), calentador infrarrojo u otro calentador radiante, calentador de convección y cualquier combinación de los mismos. El calentador 58 se ilustra como un calentador dentro de la línea. Tal como se puede apreciar en la figura 2, el dializado fluye a través de una membrana flexible que calienta la parte 158 del cartucho 100a. Las electrónicas y otro hardware asociados con el calentador 58 se localizan dentro de la máquina de terapia para falla renal. El calentador 58 se localiza en forma alternativa para calentar por lotes las bolsas de solución 14, 16, y 18. La válvula 56 marcada como V6 proporciona una derivación que permite que la solución a una temperatura muy alta o muy baja sea desviada a un punto de corriente ascendente de las bombas 22 y 24 para evitar que la solución con temperatura muy alta o muy baja llegue a los dializadores 20 y 30 y finalmente al circuito de sangre 50. Para este fin, el sensor de temperatura 62 marcado como T2 detecta y proporciona retroalimentación al controlador del sistema 10 indicando la temperatura del dializado que abandona el calentador 58. El sensor de temperatura 62 puede ser un sensor o termistor de termoacople o IR, el cual está alojado dentro, de manera integral o directamente adyacente a una sonda del sensor de conductividad 63. La detección de conductividad depende de la temperatura, de modo que es lógico localizar los dos sensores 62 y 63 juntos o directamente adyacentes uno del otro. Una ubicación adecuada para el sensor de temperatura/sensor de conducción es por ejemplo, la ubicación del sensor T2, T3 la cual detecta la conductividad del fluido antes de que el fluido llegue a los dializadores 20 y 30. Se puede utilizar el sensor de conductividad 63 para probar la composición de electrolito de la solución. El sensor de conductividad o sensor de electrolito 63 es particularmente útil . cuando se utiliza una versión de contenedores 14, 16, y 18 de cámara doble, la cual tiene múltiples componentes de la solución que se mezclan justo antes de utilizarse. Un sensor de presión 46 marcado como PT4, mide la presión del fluido que fluye al dializador de la vena 20 y en una modalidad, se proporciona en asociación con una cámara de goteo adicional 52c que purga el aire a través de la ventilación 64c y la válvula de ventilación 56 marcada como V19. El sensor PT4 y la cámara 52c se localizan en forma alternativa antes de las bombas de diafragma volumétrico 22 y 24. Posteriormente el dializado fluye dentro del dializador de la vena 20. Las membranas alojadas dentro del dializador de la vena son membranas de flujo de alto nivel tal como se describió anteriormente. La trayectoria de flujo del dializado se conecta a los dializadores de la vena 20 y de la arteria 30 a través de la restricción 40. La restricción 40 proporciona presión de retroceso que conduce una cantidad significativa del * dializado a través de las membranas de flujo de alto nivel del dializador de la vena 20 y directamente dentro de la sangre que fluye a través de las membranas dentro del dializador de la vena 20. La restricción se puede ajustar a una presión de retroceso de 10 a 90% del dializador que entra al dializador de la vena 20 dentro de la línea de sangre. Tal como se describió anteriormente, la restricción 40 puede ser ajustada o variable. Si se desea una restricción fija, es posible utilizar un solo dializador en lugar de utilizar dos dializadores 20 y 30 que se muestran en la figura 1. Un dializador que tiene una restricción de flujo interna adecuada para utilizarse en lugar de las partidas 20, 30, y 40 mostradas en la figura 1, se describe comúnmente en la Patente Norteamericana del propietario No.5, 730, 712, titulada "Método y Aparato de Tratamiento de Sangre Extracorpóreo", incorporada a la presente invención como referencia. Dicho dializador tal como se indica, se limita a tener un orificio fijo. Tal como se mencionó anteriormente, es deseable por una cantidad de razones, que la restricción 40 sea una restricción variable. Por una razón, los pacientes pueden responder de manera diferente a una terapia que es más de convección o más difusora. Desde un punto de vista de costo y fabricación, es deseable tener una unidad que pueda ser ajustada para cualquier paciente en lugar de unidades "diseñadas" adaptadas con la restricción de flujo necesaria. En segundo lugar, es muy posible que el paciente y el doctor no conozcan inicialmente cuál es el porcentaje óptimo de despeje de convección versus despeje de difusión, lo cual requiere cierto período de experimentación y optimización. Además, puede ser deseable que un paciente lleve a cabo un primer tratamiento utilizando un primer porcentaje de despeje de convección versus despeje de difusión y posteriormente en la semana, el siguiente día o después en el mismo día, lleve a cabo un segundo tratamiento utilizando un porcentaje diferente de despeje de convección versus despeje de difusión. Aún además, el sistema 10 tiene la capacidad de variar el porcentaje de despeje de convección versus despeje de difusión durante una sola sesión o tratamiento de terapia, por ejemplo en incrementos por pasos o en forma continua. Dichos cambios pueden hacerse en forma gradual o rápidamente según se desee, y abarcan un rango tan amplio como se desee, por ejemplo, comenzando con el 90% de convección y finalizando con el 90% de difusión. Se puede determinar que es deseable despejar moléculas de un tamaño en particular o rango de tamaños o moléculas de un tipo particular durante un cierto momento en la terapia, por ejemplo, al comienzo o al final. La restricción variable 40 también hace posible repetir ciertos ajustes o patrones de ajustes durante un solo tratamiento. La presente invención contempla al menos tres niveles de variabilidad para la restricción 40. El primer nivel puede ser referido como "semi-fijo". Aquí, la restricción puede utilizar una placa de restricción de orificio fijo, aunque la restricción 40 está configurada y ajustada de modo que la placa pueda ser intercambiada por una placa que tenga un orificio con tamaño diferente. Dicho intercambio puede ocurrir, entre terapias. Un segundo nivel de variabilidad puede ser referido como "manual en el momento". La restricción en este caso, puede ser un regulador de presión de retroceso o válvula de orificio variable con un ajuste manual que permite al paciente u operador ajustar la presión de retroceso y por lo tanto el porcentaje de despeje de convección versus de difusión. El ajuste manual puede ser elaborado durante una terapia normal o entre terapias.

El tercer nivel de variabilidad es automático, lo cual se puede llevar a cabo por ejemplo a través de un regulador de presión de retroceso operado en forma neumática o una válvula de orificio variable. Dicho aparato operado en forma neumática recibe una señal neumática en una presión controlada, la cual ajusta de manera correspondiente la presión de retroceso. El controlador puede ser configurado para producir por ejemplo una señal análoga, por ejemplo, una señal 0-5 VDC ó 4-20 MA, la cual se convierte a través de un convertidor l/P a una señal de presión en una presión correspondiente. El ajuste automático puede realizarse durante una terapia normal o entre terapias. Haciendo referencia todavía a las figuras 1 a 3, el grupo de bombas 2 que incluye las bombas 26 y 28 residen en el extremo de salida del dializador de la arteria 30. Cada una de las diferentes modalidades descritas anteriormente del grupo de bombas 1, incluyendo la configuración de la bomba, son aplicables para el grupo de bombas 2. El grupo de bombas 2 normalmente está configurado para bombear en un rango de entrada de diallzado fresco del grupo de la bomba 1, además de una cantidad adicional para eliminar el fluido en exceso que ha estado acumulado en la sangre y tejidos del paciente entre las sesiones de tratamiento. El dializador de desecho y un equivalente volumétrico al fluido del paciente ganado en el período inter-dialítico, fluye desde el dializador de la arteria 30, a través de las válvulas 56 marcadas como V16 y V18, a través de las bombas 26 y 28, a través de las válvulas 56 marcadas como V15 ó V17, a través de un detector de filtración de sangre 66 y hacia una de las bolsas de drenaje 12 a 16, las cuales tal como se describió anteriormente son abiertas en forma selectiva a través de las válvulas 56 marcadas como V9 a V14. Las válvulas 56, el detector 66 y el fluido que contacta las partes de las bombas 26 y 28, están cada uno, en una modalidad, localizados en la parte del alojamiento 104 del cartucho 100a. El desecho y un equivalente volumétrico al UF del paciente, pueden ser enrutados alternativamente después de VLD66 a una tubería larga colocada en un drenaje aceptable. Esta alternativa no operará con sistemas de regla de báscula. El detector de filtración de sangre 66 incluye en una modalidad, una fuente de luz y un sensor de foto. Los componentes de la sangre que no están proyectados para ser filtrados a través de los dializadores 20 y 30 disminuyen la luz que llega al sensor de foto del detector 66, si dichos componentes viajan a través de las paredes de la membrana de los dializadores en la trayectoria de flujo de la solución de la terapia. El controlador del sistema 10 monitorea en forma continua el sensor de foto. La detección de una filtración de sangre activa una alarma de audio y/o visual, detiene la bomba de sangre 48 y cierra la válvula de la línea de la vena V1. Un detector de sangre, tal como el detector 66, está colocado en forma alternativa o adicional en la línea de la vena que corre desde el dializador de la vena 30 hacia las bombas 26 y 28. En modos especiales, las bombas de infusión 22 y 24 del grupo de bombas 1, pueden infusionar más solución que es eliminada para ser drenada por las bombas 26 y 28 del grupo de bombas 2. Por ejemplo, durante la imprimación, durante el enjuague de la sangre o para infusión de bolo, las bombas de infusión 22 y 24 pueden infusionar un volumen que es mayor al volumen eliminado por las bombas 26 y 28. Los modos especiales permiten al sistema llenarse con fluido, permiten sangre en la línea 50 al final de la terapia para ser enjuagada para el paciente 42 ó para que el paciente 42 un bolo de solución a través del dializador de la vena en la parte del dializador posterior y el circuito 50 y a través del acceso de la vena 44b hacia el paciente 22. Durante la imprimación, las agujas de la arteria y de la vena 44a y 44b están conectadas juntas tal como se puede apreciar en la figura 2. Las bombas del grupo de bombas 1 y 2 corren hasta que el aire es purgado del sistema, de modo que únicamente (o substancialmente únicamente) el dializador fluye a través de la trayectoria de flujo de dializado 60. Cuando la bomba de sangre 48 comienza a bombear, el dializado y/o solución salina se filtra de regreso del dializador de la vena 20 hacia adentro de la línea de sangre 50, imprimando el resto del circuito extracorpóreo 50. Una forma alternativa o adicional de imprimación, es conectar una bolsa de solución salina en el acceso de la arteria 44a. En una modalidad, la sangre se regresa al cuerpo invirtiendo la dirección del flujo de la bomba de sangre 48, lo cual puede requerir un detector y sujetador de aire/sangre adicional, tal como ABD 54 y el sujetador B1 colocado en la línea 44a, entre la bomba 48 y el paciente 42. La bomba de sangre 48 puede correr en forma inversa hasta que el sensor de aire/sangre adicional detecta la ausencia de sangre en la línea 44a. La bomba 48 puede ser invertida nuevamente para que el fluido fluya en la dirección normal, el cual puede regresar dializado y sangre filtrada al paciente 42 hasta que se detecte la ausencia de sangre en la línea de la vena 44b. Como alternativa, este mismo método de lavado de sangre puede ser empleado aunque el sensor de aire/sangre únicamente puede utilizarse para confirmar la ausencia de sangre, aunque el enjuague es controlado por el volumen de dializado y/o solución salina ajustado previamente. Fuente alternativa - módulo de preparación del fluido Haciendo referencia ahora figura 4, se proporciona un sistema alternativo 110 que opera en una forma muy similar al sistema 10 que se describió anteriormente. De hecho, cada uno de los números de referencia similares mostrados en las figuras 1 y 4, tienen la misma función y las mismas alternativas que se describieron anteriormente. El sistema 110 lleva a cabo el despeje de convección y de difusión tal como se describió anteriormente, y elimina la cantidad de fluido ganada por el paciente 42 entre las sesiones de terapia. El sistema 110 difiere del sistema 10 en cuanto a que el sistema 110 no utiliza bolsas de solución 14 a 18 y la bolsa de drenaje 12, o más bien, el sistema 110 opera con y se conecta también con el módulo de preparación de fluido por separado 112. El sistema 110 es conveniente debido a que el paciente 42 no requiere almacenar, conectar o desconectar y desechar múltiples bolsas de solución tal como se describió anteriormente. Tal como se puede apreciar al comparar los sistemas 10 y 110, el sistema 110 elimina las múltiples válvulas 56 (V9, V10 Y V12 A V14) utilizando una fuente de generación de dializado en línea 112. Un módulo de preparación de fluido adecuado 112, adecuado para uso doméstico está comercialmente disponible en PrismMedical, sin embargo, se pueden utilizar otros sistemas que tengan un paquete de purificación de agua y un cartucho de electrolitos para preparar el dializado. El sistema 110 utiliza en forma alternativa una bolsa de relleno o contenedor de relleno (no ilustrado) grande, de aproximadamente 120 litros, el cual recibe dializado o fluido de la terapia del módulo de preparación 112. El sistema 110 también es compatible con un ambiente en el centro, en donde un módulo de preparación de fluido central o para un solo paciente 112 suministra a un solo sistema o a múltiples sistemas 110. El módulo de abastecimiento central o a un solo paciente puede preparar fluido de dializado o de substitución utilizando un sistema de abastecimiento. Para un uso en centro, se contempla no utilizar el cartucho 100a sino más bien proporcionar una máquina que pueda ser esterilizada y utilizada nuevamente. En cualesquiera de las modalidades antes descritas del sistema 110, el sistema bombea diallzado de desecho y UF a una bolsa de dializado de desecho, contenedor de desecho, área de drenaje o desecho 114. Adición de Circuito de Regeneración Haciendo referencia ahora a la figura 5, se proporciona un sistema alternativo 210 que agrega un circuito de regeneración 212 a la trayectoria de flujo de dializado. Como con la figura 4, cada uno de los números de referencia similares mostrados en las figuras 1, 4, y 5 tienen la misma función y las mismas alternativas que se describieron anteriormente. El sistema 210 también lleva a cabo despeje de convección y de difusión tal como se describió anteriormente, y elimina una cantidad de fluido o ultrafiltrado ganado por el paciente 42 en las sesiones de terapia. El circuito de regeneración 212 incluye una bomba adicional 214, la cual opera con un aparato de medición volumétrica asociado 216. Cualesquiera de las modalidades descritas anteriormente para bombeo, medición de flujo y control de flujo pueden ser empleadas para la bomba 214 y el aparato de medición 216. Las válvulas de entrada y salida adicionales 56, marcadas como V22, V23, y V26 se proporcionan para permitir o no el flujo de dializado/UF consumido del dializador de la arteria 30 para ser bombeado a la bomba 214. Tal como se ilustra, la bomba 214 puede bombear el cartucho absorbente de recirculación 222 o al drenaje. Las válvulas de salida adicionales 56, marcadas como V24 y V25, están conectados en forma de fluidos a las bombas UF 26 y 28, de modo que las bombas puedan bombear en forma selectiva al drenaje o al cartucho absorbente de recirculación 222. En síntesis, cualquier combinación de las bombas 26 y 28 puede ser utilizada en forma repetida o en diferentes momentos durante la terapia para recirculación o ultrafiltración. Tal como se ilustró, la bomba 214 está configurada para bombear dializado/UF consumido de regreso a la entrada del dializador de la arteria 30 a través de la línea 220. La línea 220 corre en forma alternativa hacia la entrada del dializador de la vena 20, en donde el fluido regenerado es introducido nuevamente, dentro de dicho dializador. Además, el fluido regenerado puede ser bombeado hacia ambas de las entradas del dlalizador de la vena 20 y el dializador de la arteria 30. Aún además, es posible regenerar el fluido que sale del dializador de la vena 20 en forma alternativa o adicional a la regeneración del fluido que sale del dializador de la arteria 30. En el sistema 210, la cantidad total bombeada a través de las bombas UF cambia debido a la bomba de recirculación adicional 214. En el ejemplo proporcionado anteriormente, las bombas 26 y 28 del grupo de bombas 2 están proyectadas para eliminar 18 litros de dializado agregado durante el curso de la terapia (en donde se utilizaron 12 litros para el despeje de convección, en tanto que se utilizaron 6 litros de dializado para el despeje de difusión), además de cualquier fluido ultrafiltrado del paciente. Al aplicar los 18 litros utilizados en el ejemplo anterior al sistema 210, y asumiendo que se utilicen 12 litros para producir despeje de convección, los 6 litros restantes además del volumen de fluido que es recirculado a través del circuito de recirculación 212, posteriormente se utilizan para producir despeje de difusión. Si las bombas 26, 28 y 214 están configuradas para que un tercio del fluido que sale del dializador de la arteria 30 sea recirculado, entonces se extraen 225 ml/min del dializador de la arteria 30, se pasan 75 ml a través del circuito de recirculación 212 y se descargan 150 ml a las bolsas de drenaje 12, 14 y 16. Se calcula que el despeje de difusión serán los 6 litros de un solo pase del dializado además de 75 ml/min del dializado del circuito de recirculación 212 durante 120 minutos, o 6 litros más 9 litros, dando un total de 15 litros de despeje de difusión. Si las bombas 26, 28 y 214 están operadas cada una en 100 ml/min, la mitad de todo el fluido que sale del dializador de la arteria 30 es recirculado a través del circuito de recirculación 212 y el despeje de difusión incrementa a 6 litros más 150 ml/min durante 120 minutos ó 6 litros más 18 litros, dando un total de 24 litros del despeje de difusión total. El cambio del despeje incrementado es de modo que un cartucho absorbente 222 se requiere en el circuito de recirculación 212 para limpiar o regenerar el dializado/UF consumido extraído que sale del dializador de la arteria 30. Dependiendo de la cantidad y calidad necesaria para el fluido regenerado, el cartucho 222 puede ser tan simple como un cartucho de carbón pero es como alternativa un cartucho de capas múltiples con Ureasa (similar a los cartuchos que se describen en las Patentes Nos. 3,669,878 cuyas enseñanzas están incorporadas a la presente invención como referencia). Otros cartuchos y materiales adecuados, se describen en la Solicitud de Patente Norteamericana de propiedad común Serie No.10/624, 150, titulada "Sistemas y Métodos para Llevar a Cabo Diálisis Peritoneal", y en la Solicitud de Patente Norteamericana de propiedad común Serie No. 10/623,317, titulada "Sistemas y Métodos para Diálisis Peritoneal", cuyas enseñanzas están incorporadas a la presente invención como referencia. Dependiendo del tipo de absorbente utilizado en el cartucho 222, el sistema 210 así como cualquier otro sistema aquí descrito que utiliza absorbentes, puede requerir un aditivo de material de infusión estéril 616 en la línea 220, para reemplazar los electrolitos perdidos en el cartucho absorbente y un sensor de temperatura de conductividad 62, 63 par medir los ^electrolitos independientemente de la infusión. En general, los cartuchos de limpieza eliminan productos de desecho del fluido consumido y mejorar la eficiencia del mismo originando un transporte de toxinas de difusión. El cartucho absorbente o cartucho de limpieza 22, pueden emplear uno o más diferentes tipos de limpiadores o intercambiadores, tal como un filtro de carbono activado, un intercambio absorbente, un limpiador químico, un intercambio químico, un limpiador biológico, un agente de absorción de enlace, un agente de reacción enzimática, un limpiador mecánico y cualquier combinación de los mismos. Sistema de Hemofiltración a Base de Cartucho Haciendo referencia ahora a las figuras 6 y 7, los sistemas 310 y 410, respectivamente, ilustran que el sistema doméstico a base de cartuchos se puede configurar de manera alternativa para llevar a cabo la hemofiltración pura. Las principales diferencias entre los sistemas 310 y 410 versus sistemas 10, 110 y 210 descritos anteriormente, son que los sistemas de hemofiltración pura no utilizan el dializador de la vena 20 y la restricción 40, lo cual puede ser simplemente eliminado de, o derivado en el cartucho 100a para formar el sistema de hemofiltración 310 ó 410. El dializador de la arteria 30 en la figura 1, opera posteriormente como un hemofiltro 312 en el sistema 310 ó 410. El dializador de la arteria 30/hemofiltro 312, se elige por consiguiente para tener la capacidad de llevar a cabo ambas actividades. El resto del sistema 310 se configura desconectando la línea 314 (mostrado en la figura 1) del dializador de la vena 20 (figura 1) y reconectando la línea a la línea de postdilución 316 en la figura 6. Dichas desconexión y conexión pueden ocurrir ya sea en el alojamiento 104 del cartucho 100a o a través de la tubería conectada al cartucho 100a. La presente invención contempla por consiguiente de manera expresa la prohibición de un cartucho que puede ser ya sea ajustado en la fabrica o puede ser ajustado en el campo o en el hogar por el paciente para la hemofiltración o para la terapia de hemodiafitración filtrada de regreso ("HDF") descrita anteriormente. Se coloca una válvula de revisión 326 en la línea 314 para evitar que la sangre de marcha atrás hacia las bombas 22 y 24. Se puede utilizar una válvula de revisión 326 similar en una ubicación análoga en cualquier modalidad de hemofiltración o HDF aquí descrita, por ejemplo, las figuras de la 6 a la 8 y la 11. Se puede utilizar una línea de desviación opcional 324 y la válvula 56, marcada como V20, de modo que se pueda llevar a cabo la dilución previa y la dilución posterior HF en forma selectiva individual o simultáneamente con el sistema 310 y otros sistemas que se muestran más adelante. El sistema 310, tal como se ilustra, es un aparato de hemofiltración de dilución posterior, en donde el fluido de las bombas de infusión 22 y 24 se inyecta directamente en la línea de sangre de dilución posterior 316, la cual se localiza en la corriente descendente del hemofiltro 312. En una modalidad alternativa, el fluido de las bombas de infusión 22 y 24 se inyecta directamente en la línea de sangre de dilución previa 318, el cual se localiza en la corriente ascendente del hemofiltro 312. En tal caso, el fluido en una modalidad preferida se inyecta en la corriente ascendente de la cámara de goteo 52a para evitar que el aire entre al filtro 312. La dilución previa y la dilución posterior ambos tienen sus propias ventajas con respecto una a la otra. La dilución posterior proporciona un mejor despeje por litro de solución de sustitución, que el modo de despeje que dilución previa. El despeje de dilución posterior por litro de fluido de sustitución, puede, por ejemplo, ser dos veces tan efectiva como el despeje de dilución previa. Sin embargo, las limitaciones del rango de flujo de sangre de la dilución posterior, restringe en la cantidad total del fluido de sustitución debido al riesgo de hemoconcentración. La dilución previa permite mayores rangos de despeje debido al volumen de fluido de sustitución que no se limita por la hemoconcentración. Por consiguiente, el despeje general durante un tiempo determinado, puede, a pesar de ser menos eficiente, ser mayor utilizando una terapia de dilución previa que para la terapia de dilución posterior. La figura 7, ilustra otra modalidad alternativa para un sistema de hemofiltración de la presente invención. El sistema 410 de la figura 7 ilustra que una primera línea de dializado 320 se extiende desde la salida de la bomba de infusión de dilución posterior 22 y se alimenta directamente en la línea de dilución posterior 316, la cual sale del hemofiltro 312. Una segunda línea 322 se extiende desde la salida de la bomba de dilución previa 24 hasta la cámara de goteo 52a colocada justo al frente de la línea de dilución previa 318 la cual se extiende hacia la entrada del hemofiltro 312. Las válvulas de revisión 326 se colocan en ambas líneas 320 y 322 para evitar que la sangre de marcha atrás hacia las bombas 22 y 24, respectivamente. Las modalidades que se describen en las figuras 6 y 7, tienen muchos de los mismos componentes descritos anteriormente en relación con las figuras 1, 4 y 5. Dichos componentes están marcados con los mismos números de elementos e incluyen cada una de las características y alternativas que se describen anteriormente para dichos números. La trayectoria de flujo de dializado 460 está configurada hasta cierto punto diferente a la trayectoria del flujo de la solución de dializado o terapia 60 descrita anteriormente. Tal como se ilustró, el calentador 58 se mueve hacia el frente del Grupo de Bombas 1, es decir, la bomba de dilución posterior 22 y la bomba de dilución previa 24. Además, la cámara de goteo 52c de igual manera ha sido movida para estar al frente de las bombas de infusión 22 y 24 del Grupo de Bombas 1. La cámara de goteo 52c está abastecida con dos sensores de temperatura, marcados T1 y T2 tal como se ilustra. La cámara de goteo 52c también opera con la ventilación 64c, tal como se describió anteriormente. El fluido calentado que abandona el calentador 58, entra a las bombas de dilución posterior y dilución previa a las bombas 22 y 24. El fluido que sale de la bomba de dilución posterior 22, fluye a través de la línea 320 hacia la línea de dilución posterior 316, en donde dicho fluido entra al circuito de sangre alternativo 350 para llevar a cabo el despeje de convección. El fluido bombeado de la bomba de dilución previa 24 fluye a través de la línea de dilución previa 322 hacia la cámara de goteo 52a, en donde el fluido de diallzado o de terapia se mezcla en la cámara de goteo 52a con la sangre bombeada a través de la bomba 48. La sangre y el fluido de dializado o de la terapia posteriormente fluyen hacia el hemofiltro 312. Suponiendo que las bombas 22 y 24 bombean aproximadamente la misma cantidad de fluido durante un período de tiempo determinado, el 15 por ciento del fluido de dializado o de la terapia se utiliza para el despeje de dilución posterior, en tanto que el otro 15 por ciento, aproximadamente, se utiliza para el despeje de dilución previa. Es importante observar que esta proporción puede ser variada cambiando la frecuencia de las bombas 22 y 24.

El dializado de dilución posterior entra al paciente 42 antes de fluir a través del hemofiltro 312. El fluido de dializado o de la terapia de dilución previa, fluye por otra parte a través del hemoflltro 312 antes de llegar al paciente 42. Cualesquiera de las modalidades descritas en la presente invención para proporcionar dializado, ya sea empacado previamente o preparado en línea, puede aplicar al sistema 310 y 410 de las figuras 6 y 7, así como a cada una de las modalidades aquí descritas. Además, el cartucho descrito anteriormente en relación con las figuras 2 y 3, así como en cada una de las modalidades que se muestran más adelante para configurar la máquina de terapia y las bolsas de suministro, es adicionalmente operable con las modalidades de hemofiltración de las figuras 6 y 7. Los sistemas de hemofiltración 310 y 410, son a base de cartucho en una modalidad preferida, y son fácilmente aplicables para uso doméstico. Sistema de Hemofiltración a Base de Cartucho Haciendo referencia ahora a la figura 8, se ilustra una modalidad de un sistema de hemodiafiltración doméstico 510. Los sistemas 10, 110 y 210 descritos anteriormente proporcionan un tipo de terapia de hemodiafiltración que tiene modos de transporte de convección y de difusión originados por la restricción 40 colocada entre las partes del dializador 20 y 30. El sistema 510, por otra parte, proporciona un sistema de hemodiafiltración 510 a través de una configuración de flujo diferente. Sin embargo, muchos de los componentes de flujo del sistema de hemodiafiltración 510, tal como se indicó anteriormente, se proporcionan en un cartucho desechable, el cual se inserta para una sola terapia en una máquina de hemodiafiltración.

La trayectoria de fluido de dializado o de la terapia 560 de la unidad de hemodiafiltración 510, es un híbrido de la trayectoria de flujo 460 del sistema 410 que se describe en relación con la figura 7, y el sistema 210 que se describe en relación con la figura 5. Al igual que la figura 7, una bomba de infusión de dilución posterior 22 bombea dializando directamente en la línea de sangre de dilución posterior 316 a través de la línea 320, en tanto que la bomba de infusión de dilución previa 24 bombea fluido de dializado o de terapia a través de la línea 322 hacia el filtro 20, 30. En modalidades alternativas, el sistema de hemodiafiltración 510 infusiona dializado únicamente en la línea de dilución previa 318 o la línea de dilución posterior 316. Al igual que la figura 5, el sistema 510 también se ilustra como teniendo la bomba de ultrafiltrado adicional 216 que extrae una parte del dializado consumido del dializador 20, 30 y bombea la porción a través de la línea de recirculación 220 y el carbón activado u otro cartucho absorbente 222. Tal como se describió anteriormente, el cartucho 222 regenera parte del dializado y ultraflltrado consumido del dializador 20, 30, lo cual al final da como resultado el uso de menos fluido fresco de los contenedores 14 a 18 por litro del despeje de difusión. Dependiendo del tipo del material absorbente utilizado en el cartucho 222, el sistema 210, así como cualquier otro sistema que se describe en la presente invención que utiliza absorbentes, puede requerir un aditivo de material de infusión estéril 616 en la línea 220, para reemplazar los electrolitos perdidos en el cartucho absorbente y un sensor de la temperatura de conductividad 62, 63 para medir los electrolitos independientemente de la infusión. Sin embargo, se deberá apreciar que el sistema de hemodiafiltración 510 no requiere un circuito de regeneración 220 o un cartucho 224.

El sistema de hemodiafiltración 510 opera en una forma similar al sistema 10, 110 y 210 descrito anteriormente. Esto es, ambos sistemas proporcionan modos de despeje de convección y de difusión. Esto es, ambos sistemas proporcionan modos de despeje de convección y de difusión. En el sistema 510, ocurre el despeje conductivo debido a las líneas 320 y 322 de las bombas de infusión que transportan el fluido de dializado o de terapia directamente dentro del circuito de sangre 350. Las válvulas de revisión 326 se colocan en ambas líneas 320 y 322 para evitar que la sangre de marcha atrás hacia las bombas 22 y 24, respectivamente. El despeje de difusión también ocurre debido a que el dializado se mueve en forma adicional a través de las membranas dentro del dializador 20, 30. Al menos una parte de muchos de los sensores, las cámaras de la bomba, la trayectoria de calentamiento de fluido, las partes de flujo de fluido de las válvulas 56, así como muchos otros componentes del sistema 510, se proporcionan en su totalidad o en parte en un cartucho, tal como un cartucho 100a. El cartucho 100a se carga posteriormente en una máquina de hemodiafiltración para un solo uso y posteriormente se desecha. El sistema 510 está bien adaptado para uso doméstico. Recirculación Los sistemas descritos anteriormente requieren una fuente de fluido, tal como un dializado estéril de las bolsas, tal como en la figura 1, o de un paquete de generación de fluido, por ejemplo, tal como se puede apreciar en la figura 2. Las figuras de la 9 a la 11 describen sistemas que pueden aplicar a cualesquiera de las terapias aquí descritas (por ejemplo, utilizando modos de despeje de convección y/o de difusión). Sin embargo, los sistemas de las figuras de la 9 a la 11, utilizan un sistema absorben de recirculación con varios filtros para producir una fuente de dializado puro.

Haciendo referencia ahora a las figuras de la 9 a la 11, se ilustran varios sistema de regeneración a base de absorbente. La figura 9, muestra un sistema de regeneración a base de absorbente 610 que lleva a cabo la convección y difusión filtrada de regreso descrita en los sistemas 10, 110 y 210 anteriores. La figura 10, muestra el sistema (610 de la figura 9 o 710 de la figura 11) siendo desviado al inicio para el enjuague e Imprimación. El sistema 710 de la figura 11 es un sistema de hemofiltración que utiliza regeneración a base de absorbente, el cual aplica a los sistemas HF tipo dilución previa y posterior, así como el sistema HDF 510 que se describe en la figura 8. En el sistema 610 de la figura 9, el paciente 42 utiliza una bolsa inicial de cinco litros de dializado estéril, la cual se instala en un contenedor rígido para formar un depósito 612. Como alternativa, se mezclan cinco litros de agua y polvos o líquidos concentrados dentro del depósito 612 para formar una solución de terapia. La figura 10, ilustra que se coloca una desviación 614 a través de los dializadores 20 y 30 al comienzo del tratamiento. Se coloca un cartucho absorbente 222 en la trayectoria del flujo de dializado 620 en la corriente descendente de la desviación 614. Por ejemplo, el cartucho 222 es cualquiera de los tipos de sistemas absorbentes descritos anteriormente en relación con el sistema 210 de la figura 5. Un material de infusión 616, que incluye por ejemplo, calcio, magnesio y/o potasio es bombeado a través de la bomba de infusión 618 dentro del depósito 612 según sea necesario, para rellenar los iones que se eliminan a través del cartucho absorbente 222. El calentador 58 calienta la solución que abandona el depósito 612: Una vez que se calienta la solución, el sistema 610 avisa al usuario o paciente 42 que instale un cartucho desechable, estéril, tal como el cartucho 100a descrito anteriormente. Al menos una parte de los detectores de burbujas de aire 54, los elementos de calentamiento del calentador 58, los sensores de presión 46, los sensores de temperatura 62, etc., están integrados dentro del cartucho tanto en las trayectorias de flujo de dializado como de sangre extracorpórea según sean necesario para permitir un tratamiento seguro para el paciente y operación confiable del sistema 610. El circuito de sangre 50 es imprimado con una bolsa de solución salina conectada a la línea de sangre de la arteria o a través del dializado o solución salina de filtración de regreso a través del dializador de la vena 20. El paciente se conecta a la línea de acceso de la vena y la arteria 44a y 44b respectivamente, y comienza el tratamiento. Para terapias cortas, el flujo de dializado puede ser relativamente alto, tal como 300ml/min durante tres horas, o 100ml/min durante hasta ocho horas. Las bombas de dializado 22 y 24 y las bombas UF 26 y 28, controlan el flujo hacia y desde los dializadores 20 y 30. Al incrementar el rango de bombeo de las bombas 26 y 28 que eliminan el dializado de efluente del dializador de la arteria 30, se elimina el fluido acumulado en el paciente en el período interdialítico. Las partes de flujo de fluido de las bombas de dializado/UF 22 a 28, están integradas en el cartucho junto con el circuito extracorpóreo en una modalidad. Como alternativa, dichos componentes se mantienen por separado del cartucho y están integrados en la máquina. La figura 9, muestra dos aparatos volumétricos 22 y 24 para el flujo de dializado y dos UF 26 y 28. Como alternativa, se emplea una bomba en la entrada y una en la salida, sin embargo, dicha configuración puede crear un flujo pulsátil, el cual es menos deseable. El dializado fresco fluye inicialmente hacia el hemodializador de la vena 20. Una restricción 40 colocada entre los* dializadores 20 y 30 acumula la presión de regreso en el dializador 20 de modo que se filtra de regreso una cantidad de dializado relativamente grande dentro del circuito de sangre 50, en donde la parte restante del dializado fluye hacia el dializador de la arteria 30. El sistema 610 en dicha forma, proporciona despeje de difusión así como de convección tal como se ha descrito anteriormente. El dializado y UF utilizados extraído del dializador de la arteria 30, posteriormente se circulan a través del cartucho absorbente 222. El cartucho 222, elimina los productos de desecho del fluido de dializado/UF consumido. El fluido limpio es bombeado hacia el depósito y/o bolsa 612, en donde el material de infusión 616 se agrega para reemplazar los electrolitos eliminados por el cartucho absorbente 222. La mayor parte de la trayectoria del flujo de dializado 620 se localiza dentro del cartucho. El cartucho en una modalidad es un solo uso, pero como alternativa se puede utilizar otra vez con desinfección y/o esterilización adecuada. La mayor parte de todos los componentes del circuito extracorpóreo 50 pueden estar integrados en el cartucho, excepto por ejemplo, la tubería que se extiende hacia y desde el paciente. El circuito extracorpóreo 50 del sistema 610 es similar al del circuito 50 que se describió anteriormente, en los sistemas 10, 110 y 210. El dializado/material de infusión se calienta conforme sale del depósito 612 y fluye a través de un sensor de temperatura/conductividad 62. Si la solución está demasiado caliente, demasiado fría o de otra forma fuera de un rango fisiológico definido, se cierra una válvula de derivación 56 abastecida con un ultrafiltro 626, y se abre una válvula de purga 56 en la línea de derivación 628 hacia los dializadores de derivación 20 y 30. Durante dicha derivación, las bombas tanto de material de infusión como UF 22 y 28 pueden ser detenidas. Para facilitar la derivación y un flujo de fluido suave, constante hacia/desde el depósito 612, se puede emplear una segunda bomba de circulación 624b. Cuando la solución está dentro del rango de temperatura/fisiológico definido, la solución pasa a través de un ultrafiltro que se puede volver a utilizar 626, el cual emplea un corte de peso molecular que filtra las bacterias. El ultrafiltro 626 también filtra y absorbe endotoxinas. La filtración del sistema 610, incluyendo el ultrafiltro 626, está proyectada para proporcionar dializado en una forma tan pura como sea posible. El ultrafiltro 626 también puede ser un microfiltro, si el microfiltro puede eliminar cantidades aceptables de bacterias y pirógenos. A partir del ultrafiltro 626, la solución de dializado o de terapia se bombea hacia las bombas de infusión 22 y 24. Los aparatos de medición de flujo 32 a 38, monitorean el volumen del fluido bombeado mediante las bombas 22 a 28. Las bombas 22 a 28 están configuradas tal como se describió anteriormente, para filtrarse hasta un punto externo. Cualesquiera filtraciones son desviadas hacia un sensor de humedad construido en la interfase de cartucho y/o cartucho/máquina, de modo que se toma una acción correctiva al momento de la detección de una filtración. El fluido fluye de las bombas de infusión 22 y 24 a través de un pequeño microfiltro 630 de 0.2 mieras, en una modalidad. El filtro 630, está integrado en el cartucho y proporciona filtración adicional de bacterias y endotoxinas. El dializado fluye desde el filtro 630 hacia el dializador de la vena 20, el cual emplea membranas de flujo de alto nivel. La trayectoria de flujo de dializado 620 conecta los dializadores de la vena y de la arteria a través de una restricción 40 entre los dos dializadores. La restricción 40 proporciona una presión de regreso para conducir una cantidad significativa del dializado directamente dentro del circuito de sangre 50 dentro del dializador de la vena 20. El resto del dializado fluye hacia el dializador de la arteria 30. Las bombas UF 26 y 28 se proporcionan en la parte de la salida del dializador de la arteria 30. Dichas bombas, normalmente están configuradas para bombear en el rango del dializado fresco además de una cantidad adicional para eliminar el fluido acumulado en el paciente entre sesiones de tratamiento. El fluido de dializado utilizado y el fluido UF, posteriormente se circulan al cartucho absorbente 222 y se limpian antes de regresar al depósito 612, y reciben un material de infusión 616, por ejemplo, de cloruro de calcio, cloruro de magnesio, cloruro de potasio y posiblemente de acetato de sodio. Tal como se describió anteriormente con relación al sistema 10, las bombas 22 a 28 pueden operar en forma diferente para imprimación, para infusión de bolo o para enjuague de la sangre. La figura 11 ilustra un sistema 710, el cual reemplaza los dializadores 20 y 30 con un hemofiltro 312. El sistema 710 se puede configurar para proporcionar dilución previa, dilución posterior o ambos tipos de terapias HF a través de las válvulas 56 y las líneas de flujo de dilución previa y dilución posterior 712 y 714, respectivamente. El HF de dilución previo y posterior elimina la necesidad de un anticoagulante. El sistema 710 puede emplear múltiples ultraflltros 626 y múltiples líneas de derivación 628 tal como se ilustra por redundancia. Múltiples filtros en serie aseguran que si un filtro queda comprometido o no funciona adecuadamente, el otro filtro en la serie asegura la filtración adecuada. Los filtros tienen cada uno una reducción de registro tasado de bacterias y endotoxinas. Por lo tanto, si los niveles de bacterias alcanzan un punto lo suficientemente alto, algunas bacterias pueden llevarse a través del primer filtro en una serie hasta el segundo filtro en la serie, y así sucesivamente.

Los sistemas 610 y 710, incluyen un número de modalidades alternativas. Los ultrafiltros 626 y/o microfiltro 630 puede o no volverse a utilizar. Las bombas 22 a 28 y los aparatos de medición de flujo 32 a 38 incluyen cualesquiera de las alternativas descritas anteriormente en relación con el sistema 10, tal como los ecualizadores de flujo de correspondencia, en forma tal como en el sistema 1000™, producido pro el cesionario de la presente invención. Cualquiera de las alternativas pueden ser al menos parcialmente integradas con el cartucho o proporcionadas en cualquier parte en la máquina de diálisis. Un método alternativo adicional es utilizar otra tecnología de bombeo volumétrica, tal como bombas de pistón (con algunas bombas de pistón, dependiendo de si el pistón expone la solución al aire, el ultrafiltro necesita ser colocado después de las bombas en el circuito de dializado fresco para evitar que la solución se contamine). Aún además, se puede emplear un monitoreo de flujo en lugar de las bombas volumétricas. Aquí, los sensores de flujo miden el flujo y proporciona retroalimentación del rango de flujo a una o más bombas localizadas en la corriente ascendente y/o corriente descendente de los dializadores 20, 30 o hemofiltro 312. Sistemas que Utilizan Bombeo Peristáltico Haciendo referencia ahora a los sistemas 810 y 910 de las figuras 12 y 13, respectivamente, se ilustran sistemas de tratamiento de fluido médico alternativos que utilizan bombas peristálticas 820 y 830 para bombear el fluido de dializado de las bolsas 14, 16 y 18 y el ultrafiltrado de un filtro de sangre. Las figuras 12 y 13 están simplificadas con respecto a las figuras que ilustran los sistemas anteriores. Se podrá apreciar que muchos de los componentes y aparatos mostrados anteriormente en dichos sistemas también se utilizan en los sistemas 810 y 910 según sea lo apropiado. Es innecesario repetir la inclusión de cada uno de estos componentes y aparatos en las figuras 12 y 13. Además, los elementos en las figuras 12 y 13 descritos con números de elementos similares con respecto a los que se muestran anteriormente, operan igual que se describió anteriormente e incluyen cada una de las alternativas para dichos números de elemento descritos anteriormente.

El sistema 810 de la figura 12, ilustra un sistema de hemodiafiltración que utiliza hemodializadores en línea 20 y 30, separados por restricción 40, tal como se describió anteriormente. La sangre fluye de la línea de acceso de la arteria 44a del circuito extracorpóreo 50 a través de la bomba peristáltica 48, a través del dializador de la arteria 30, a través del dializador de la vena 20, dentro de la cámara de goteo de la vena 52b, a través del detector de filtración de sangre 54 y el sujetador y la válvula 56 y la línea de acceso de la vena 44b de regreso al paciente 42. El dializado fluye desde una de las bolsas de la fuente 14, 16 ó 18 a través de la cámara de goteo 52c y pasa por el calentador 58. En el sistema 810, las bombas peristálticas 820 y 830 se utilizan para conducir el fluido de dializado o de terapia desde las bolsas de la fuente hasta el dializador de la vena 20. Las válvulas 56a a 56h están configuradas y ajustadas para permitir que cualquier bomba peristáltica 820 o bomba peristáltica 830, lleven a cabo ya sea la infusión de fluidos o las tareas de eliminación de fluido, es decir, infusionar fluido dentro del dializador de la vena 20 o extraer ultrafiltrado del dializador de la arteria 30. Las bombas peristálticas son inherentemente menos precisas que las bombas de diafragma volumétrico que se describen anteriormente, así como otros tipos de bombas o aparatos volumétricos, tales como cámaras de equilibrio de fluido. Debido a esta imprecisión, las bombas peristálticas pueden tener que ser combinadas con una escala de equilibrio u otro método de equilibrio. Sin embargo, las bombas peristálticas son fáciles de esterilizar y mantenerse en un estado de calidad para inyección, las bombas generalmente son robustas, vigorosas y también proporcionan sujeción integrada cuando la bomba detiene el bombeo debido a que la cabeza de la bomba pincha la tubería que envuelve la cabeza. Las bombas también son bien aceptadas por la comunidad de diálisis. El arreglo de válvula de las válvulas 56a a 56h y el uso de la bomba peristáltica es conveniente por las razones anteriores. La precisión inherente en las bombas peristálticas se puede repetir especialmente cuando las bombas se giran en la misma dirección. Los sistemas 810 y 910 proporcionan bombas dobles 820 y 830 y las válvulas 56a a 56h que son abiertas y cerradas para habilitar la misma bomba 820 y 830 que serán giradas en la misma dirección para el mismo número de golpes de bombeo de entrada y golpes de bombeo de salida. Dicha característica cancela la mayor parte de los errores asociados con las bombas. Posteriormente las bombas llevan a cabo golpes de bombeo de salida adicionales para eliminar la cantidad de ultrafiltrado deseada. Se deberá apreciar que la cancelación anterior puede lograrse corriente una bomba en una dirección durante el número adecuado de golpes y alternando las válvulas para el bombeo de entrada y el bombeo de salida en secuencias con la única bomba peristáltica. Dicho ajuste crea un flujo pulsátil, sin embargo, es menos deseable que un flujo constante de las bombas duales 820 y 830. El tiempo de terapia se reduce conforme existe la oportunidad de hemoconcentración del paciente. Las válvulas 56a y 56b permiten que el dializado calentado por el calentador 58 fluya hacia cualquiera de las bombas peristálticas 820 u 830. Las válvulas 56c y 56d a su vez permiten que el fluido fluya desde cualquier bomba 820 u 830 hasta el dializador de la vena 20. Las válvulas 56e y 56f permiten que el ultrafiltrado sea extraído del diallzador de la arteria 30 hacia cualquier bomba peristáltica 820 u 830, respectivamente. A su vez, las válvulas 56g y 56h permiten que el ultrafiltrado extraído del dializador 30 sea bombeado a través de cualquier válvula 820 u 830, respectivamente, hacia la bolsa de drenaje 12, 14 ó 16. La operación de los dializadores 20 y 30 en combinación con la restricción 40 no cambia en el sistema 810 de su operación descrita anteriormente en relación con el sistema 10 de la figura 1. Las bombas de operación doble 820 y 830 permiten un flujo de fluido continuo dentro y fuera de los dializadores 20 y 30. De manera importante, tal como con las bombas de membrana 20 a 28 descritas anteriormente, la tubería utilizada con las bombas peristálticas 820 y 830 pueden ser esterilizadas con métodos tales como gama, rayos e y óxido de etileno, y operadas sin comprometer dicha esterilización. Los aparatos de medición de flujo de volumen 840 y 850 se proporcionan cada uno para operar con una bomba respectiva 820 u 830, respectivamente. En un ejemplo, los aparatos 840 y 850 pueden proporcionar retroalimentación de tacómetro, por ejemplo, midiendo la velocidad de rotación de la cabeza de la bomba peristáltica. En otro ejemplo, los aparatos de medición 840 y 850 cuentan el número de golpes realizados por la cabeza de las bombas peristálticas 820 y 830. En una modalidad alternativa adicional, se utilizan técnicas de medición de flujo ultrasónico, flujo de masa, derramamiento vortex u otro tipo de técnica de medición de flujo para medir la cantidad de fluido que entra o sale de las bombas 820 y 830. A continuación se ilustra con mayor detalle varias modalidades que ilustran bombas peristálticas en combinación con uno o más aparatos de cámara de equilibrio o de control volumétrico. El sistema 910 de la figura 13, ¡lustra una versión de hemofiltración del sistema 810 descrito en la figura 12. El sistema 910 es similar en todos los aspectos al sistema 810, excepto que el hemofiltro 312 reemplaza los hemodializadores 20 y 30 y la restricción 40 del sistema 810. Así mismo, la línea de entrada 314 se enciende desde las válvulas 56c y 56d está conectada a la línea 824 que se extiende desde el hemofiltro 312 hasta la cámara de goteo de la vena 52b en el sistema 910. En el sistema 810 de la figura 12, la línea 314 tal como se ilustra, se conecta más bien a la entrada del dializador de la vena 20. La línea 328 en ambos sistemas 810 y 910, sale del aparato de filtración de sangre relevante y fluye a las válvulas 56e y 56f. Por lo tanto el funcionamiento de las válvulas 56a a 56h no cambia del sistema 810 al sistema 910. Esto es, las válvulas 56a y 56b operan como válvulas de dializado o sustitución de entrada en ambos sistemas. Las válvulas 56c y 56d operan como válvulas de dializado de salida en ambos sistemas. Las válvulas 56c y 56f operan como válvulas de entrada de ultrafiltrado en ambos sistemas. Las válvulas 56g y 56h operan ambas como las válvulas de salida de ultrafiltrado en ambos sistemas. El sistema 910 proporciona opcionalmente una línea de derivación 828 y una válvula de desviación 56i que permite al sistema llevar a cabo hemofiltración de dilución previa o posterior, tal como se describió anteriormente. Cualesquiera de las modalidades alternativas para proporcionar una solución estéril o para regenerar la solución utilizada descritas anteriormente, son aplicables a los sistemas 810 y 910. Además, cada uno de los componentes descritos anteriormente, tal como las válvulas 56, las cámaras de goteo 52 (referidas colectivamente como cámaras de goteo 52a, 52b y 52c), el calentador 58, etc., u otras partes de los mismos que contactan los fluidos utilizados en los sistemas, pueden proporcionarse en un cartucho desechable en los sistemas 810 y 910. En particular, más adelante se muestran las máquinas que alojan los aparatos de flujo, así como el cartucho desechable. Dichas máquinas muestran que la mayor parte de la bomba de sangre peristáltica se localiza dentro de la máquina, con la cabeza de la bomba peristáltica localizada fuera de la máquina. Dicho arreglo puede aplicar a los sistemas 810 y 910, las cuales utilizan múltiples bombas peristálticas. El cartucho puede tener múltiples partes de tubería que el paciente u operador envuelve alrededor de las cabezas de la bomba peristáltica localizada en forma externa para su uso. Flujo de Corriente en Conjunto Haciendo referencia ahora al sistema 950 de la figura 14, se ilustra un sistema de tratamiento de fluido médico alternativo utilizando flujo de corriente en conjunto. El sistema 950 de la figura 14, incluye muchos de los componentes descritos anteriormente, por ejemplo, en relación con el sistema 10 de la figura 1. Muchos números de elementos que se muestran en la figura 14, son los mismos que los números de elementos que se muestran en las modalidades anteriores. Dichos números de elementos similares en la figura 14, operan igual que se describió anteriormente para dichos números e incluyen cada una de las alternativas descritas anteriormente para los mismos. El sistema 950 opera en una forma similar al sistema 10 de la figura 1, ambos de los cuales incluyen dializadores dobles 20 y 30, y una restricción, tal como una restricción variable 40, colocada entre las partes del dializador. El sistema 10 de la figura 1, tal como se debe apreciar, es un sistema de flujo de contracorriente, esto es, la línea de dializado 314 de la figura 1, la cual recibe el fluido de la terapia de las bombas 22 y 24, alimenta a su vez el fluido de la terapia dentro del dializador de la vena 20. El fluido fluye a través del dializador de la vena 20, la restricción variable 40 y a través del dializador de la arteria 30. Al mismo tiempo, la sangre fluye inicialmente dentro del dializador de la arteria 30, continua a través del circuito de sangre 50, a través del dializador de la vena 20 y eventualmente, hacia el paciente 42. El sistema 950 de la figura 14, por otra parte, incluye la línea de dializado de salida 952 en lugar de la línea 314 de la figura 1. La línea de dializado 952 lleva fluido de terapia fresco y calentado dentro del dializador de la arteria 30 en lugar del dializador de la vena 20. El dializado en el sistema 950 fluye por consiguiente del dializador de la arteria 30, a través de la restricción variable 40, dentro del dializador de la vena 20 y fuera del dializador de la vena 20 hasta las bombas de ultrafiltrado 26 y 28. El detector de filtración de sangre 66 está colocado en forma alternativa en la corriente ascendente de las bombas 26 y 28 tal como se ilustra en la figura 14 o en la corriente descendente de dichas bombas, tal como se ilustra en la figura 1. Ei flujo de corriente en conjunto del dializado a través de la línea 952 del sistema 950 es benéfico en un aspecto debido, como con la hemofiltración de dilución previa, a que el dializado es introducido en el dializador de la arteria 30, al inicio de la parte de la filtración del circuito de sangre 50, y por consiguiente, puede ayudar a prevenir la hemoconcentración de la sangre del paciente. La restricción variable 40 opera para filtrar de regreso el fluido de la terapia dentro del dializador de la arteria 30 dentro del circuito extracorpóreo 50. Posteriormente, la sangre y el fluido de la terapia fluyen dentro del dializador de la vena 20 a través de la línea de sangre 50, y se someten a despeje de difusión a través del dializado no filtrado de regreso que fluye desde el dializador de la arteria 30, dentro del dializador de la vena 20 a través de la restricción 40. Los papeles de los dializadores 20 y 30 se invierten en el sistema 950 con respecto al sistema 10 de la figura 1, en donde el modo de despeje en el dializador de la vena 20 es principalmente de difusión, en tanto que el modo de despeje en el dializador de la arteria 30 es principalmente de convección.

La operación del sistema 950 es por otra parte sustancialmente similar al que se describió anteriormente con relación al sistema 10 de la figura 1. Aunque el sistema 950 puede operar con bolsas de suministro 14 a 18 y la bolsa de drenaje 12, cualesquiera de las modalidades descritas anteriormente para el suministro de dializado fresco, son operables en forma alternativa con el sistema 950. Además, el sistema 950 puede operar con el sistema absorbente de regeneración descrito anteriormente en relación con el sistema 210 de la figura 5. Aún además, se puede proporcionar un flujo de corriente en conjunto en relación con el sistema de hemodiafiltración 510 de la figura 8. Aún además, las bombas del diafragma volumétrico 22 a 28 pueden ser reemplazadas con las bombas peristálticas 820 y 830, de acuerdo con las enseñanzas descritas anteriormente con respecto al sistema 810 de la figura 12. Control v Ultrafiltrado-Ley de Boyle Haciendo referencia ahora a las figuras 15 y 16, se ilustra un método para determinar el volumen de fluido bombeado a través de una bomba de membrana. Las bombas 22 y 24 descritas anteriormente, se muestran para ejemplo. Tal como se mencionó anteriormente, las bombas 22 y 24 incluyen las cámaras de bomba definidas al menos parcialmente por un cartucho rígido, tal como el cartucho 100a. El cartucho incluye una membrana o lámina flexible.

Otra parte de la cámara de la bomba se define en una modalidad por la máquina de terapia de reemplazo renal en la cual se inserta el cartucho. En las figuras 15 y 16, la bomba 22 incluye una membrana 252. La bomba 24 incluye una membrana 254. Los tanques positivos y negativos 268 y 270 mueven las membranas 252 y 254 para bombear el fluido a través de la presión positiva y negativa a través de las válvulas 274, 276, 278 y 280 según sea necesario. El sistema neumático también incluye depósitos de referencia 256 y 258. El depósito 256 se comunica con el aire que reside en la parte sin fluido de la membrana 252 de la bomba 22. De igual manera, el depósito de referencia 258 se comunica con el aire que reside en la parte sin fluido de la membrana 254 de la bomba 24. Los depósitos de referencia 256 y 258 tienen un volumen constante y conocido. En las ecuaciones que se muestran más adelante, los volúmenes de los depósitos 256 y 258 están designados como el depósito V1 y el depósito V2. En el ejemplo, los volúmenes de sensores de presión que miden el depósito V1 y el depósito V2 son de 20 ml. La unidad de tratamiento de terapia de sangre también tiene sensores de presión que miden la presión dentro de los depósitos de referencia 256 y 258. En la figura 15, cuando las válvulas 260 y 262 se cierran y las válvulas de ventilación 264 y 266 que conducen los absorsores de sonido 286 y 288 se abren, la presión dentro de los depósitos 256 ó 258 alcanza la presión atmosférica o aproximadamente 15 psia. En la figura 16, cuando las válvulas de ventilación 264 y 266 se cierran y se abren las válvulas del depósito 260 y 262, la presión dentro de la cámara de la bomba 1, se ecualiza con la presión dentro del depósito 256. La presión dentro de la cámara de la bomba 2 se ecualiza con la presión dentro del depósito 258. El cartucho también está configurado de modo que el sensor de presión alojado dentro de la unidad de terapia de sangre, mide las presiones de fluido de aire iniciales y finales, dentro de las bombas 22 y 24. En las ecuaciones que se muestran a continuación, la presión de fluido dentro de la bomba 22 está designada como la cámara P1. La presión de fluido dentro de la bomba 24 está designada como la cámara P2. Las presiones de fluido varían de una presión inicial hasta una presión final. De igual manera, las presiones P1 y P2 dentro de los depósitos 256 y 258 designados como el depósito P1 y P2, respectivamente, varían de una presión inicial hasta una presión final. El volumen de aire dentro de cualesquiera de las bombas 22 ó 24 (volumen V1 para la bomba 22 la cual está supuestamente llena, se muestra como ejemplo) se calcula mediante la Ecuación 1 tal como se muestra a continuación: V1 (aire, cámara llena) = (depósito P1 inicial) - (depósito P1 , final) x V1 (depósito) (camera P1 , final) - (cámara P1 , inicial) ECUACIÓN 1 El volumen del aire de una cámara vacía para cualesquiera de las bombas 22 ó 24 (mostradas en este ejemplo para la bomba 24 ó V2) se calcula de acuerdo con la Ecuación 2 tal como se indica a continuación: V2 (aire, cámara vacía) = (depósito P2 inicial) - (depósito P2, final) x V2 (depósito) (cámara P2, final) - (cámara P2, inicial) ECUACIÓN 2 Cada una de las presiones para cada una de las bombas 22 y 24, mostradas en la Ecuación 1, se mide a través de un transductor colocado en forma adecuada. La presión de aire final dentro de los depósitos 256 y 258 también es medida. La presión final de aire dentro de las cámaras, la cual debe ser igual a la presión del depósito final, puede ser revisada dos veces. Las presiones medidas satisfacen los numeradores y denominadores en las Ecuaciones 1 y 2. Tal como se describió anteriormente, los volúmenes de los depósitos V1 y V2 en éste, son constantes y conocidos. Entonces para cada bomba, la ecuación 3 calcula el volumen bombeado durante un golpe tal como se indica a continuación: Volumen de fluido bombeado para la bomba 1 ó 2 = V1 ó V2 (aire, cámara vacía) - V1 ó V2 (aire, cámara llena). ECUACIÓN 3 El volumen de fluido bombeado durante un golpe de una bomba, es igual al volumen de aire cuando dicha cámara de la bomba está vacía o desprovista de fluido menos el volumen de aire en dicha cámara de la bomba cuando se espera que la cámara esté llena de fluido. Se deberá apreciar que las ecuaciones de la 1 a la 3, que se derivan de la Ley de Boyle compensan las burbujas de aire que pueden encontrarse en el dializado, y para casos en donde las membranas 252 y 254 pueden no viajar completamente hacia un lado u otro de las cámaras de las bombas 22 y 24, respectivamente. El método descrito anteriormente proporciona una medida precisa, después de lo ocurrido, del volumen de fluido que ha sido movido por medio de cualesquiera de las bombas 22 y 24. Al utilizar las bombas controladas en forma volumétrica, se puede intercambiar una cantidad de fluido exacta con el paciente y una cantidad exacta de ultrafiltrado puede ser eliminada del paciente, ajustando las bombas de eliminación de fluido, por ejemplo, las bombas 26 y 28, para bombear más rápido o más volumen que las bombas de entrada de fluido 22 y 24 (ver por ejemplo las figuras 1, 4, 6, 7). Debido a que el volumen por cada golpe puede ser calculado, se puede sumar y controlar la cantidad de fluido eliminada del paciente. Se deberá apreciar que las ecuaciones 1 a 3 descritas anteriormente, pueden ser utilizadas en una máquina que mueve en forma mecánica las membranas 252 y 254. En dicho caso, los tanques de presión positiva y negativa 268 y 270 pueden no ser necesarios, sin embargo, se necesitan depósitos de referencia separados 256 y 258, así como un tanque de presión de prueba 272. El tanque de presión de prueba 272 puede emplearse incluso en esta modalidad, de modo que los tanques de presión 268 y 270 puedan ser operados independientemente del control del volumen. Al calcular el volumen de fluido bombeado de acuerdo con las ecuaciones 1 a 3, se proporciona información de qué tanto volumen ha sido movido por golpe de la bomba. Las ecuaciones no proporcionan información de tiempo real del flujo de fluido real. Esta es la abertura y cierre de la válvula, la secuencia en las figuras 15 y 16 que ocurre entre los golpes de la bomba, cuando las válvulas 274, 276, 278 y 280 se cierran, aislando las bombas de las fuentes de presión positiva y negativa. Cuando las bombas están bombeando fluido, los depósitos de referencia 256 y 258 se aislan de la bomba.

El flujo de fluido se detiene u ocurre en el rango de flujo que es mayor a un rango de flujo deseado, el sistema neumático puede no detectar esto hasta después de que ha ocurrido el rango de flujo de fluido no deseado. En sistemas de terapia de sangre, tal como diálisis, hemofiltración o hemodiafiltración, si la extracción del fluido de la sangre en circulación excede aproximadamente el 30% del rango de flujo de sangre, la sangre se engrosa y puede obstruir el dializador o las fibras del hemofiltro. Si el dializador o el filtro se obstruyen, la terapia puede terminar y el paciente puede perder una cantidad de sangre que queda atrapada en el circuito extracorpóreo. El aparato que se muestra en las figuras 15 y 16, proporciona sin embargo una solución para datos del rango de flujo de tiempo real tanto para el flujo de sangre como para la infusión y eliminación de dializado. El rango de flujo de tiempo real es calculado nuevamente utilizando los principios de la Ley de Boyle. Tal como se describió anteriormente, las ecuaciones 1 y 2 calculan el volumen de aire dentro de las cámaras de la bomba 22 y 24, cuando estas cámaras están ya sea llenas o vacías. En este método, las válvulas 260 y 262 de los depósitos de referencia 256 y 258, están cerradas y se abren las válvulas adecuadas para el tanque de presión positiva 268 y el tanque de presión negativa 270. Por ejemplo, la válvula 274 puede ser abierta para suministrar presión positiva a la bomba 22, para empujar fluido desde dicha bomba. Al mismo tiempo, la válvula 280 puede ser abierta para extraer un vacío en la bomba 24, para extraer fluido dentro de la bomba. Ya que los volúmenes de aire en las cámaras de las bombas son conocidos a partir de las ecuaciones 1 y 2, dichos volúmenes se agregan a los volúmenes de aire conocidos en los depósitos de presión 268 y 270 (por ejemplo, 500 ml) para formar volúmenes iniciales totales. Las presiones se miden conforme las membranas 252 y 254 se mueven debido a las presiones suministradas. El cambio en presión con el tiempo, corresponde a un cambio en volumen una vez, lo cual produce un rango de flujo. En las siguientes ecuaciones, el volumen inicial total en la bomba 22 y la cámara de presión respectiva es total V1, inicial = cámara V1, inicial más tanque Vpos/neg- El volumen total en la bomba 24 y la cámara de presión respectiva es total V2, inicial = cámara V2, inicial más tanque Vp?s/peg. La presión del sistema de la bomba 22 tal como se mide en el tanque positivo o negativo es inicialmente tanque Pp0s/neg, inicial. La presión del sistema de la bomba 24 tal como se mide en el tanque positivo o negativo es inicialmente tanque PPos/neg. inicial. La presión de cualquier sistema en cualquier momento T es tanque Pp0s/neg> tiempo T. El volumen en cualquier bomba en el tiempo T, por consiguiente es como se indica a continuación: Total V1 ó V2, tiempo T =tanaue Ppng/nP?. inicial *total V1 ó V2, inicial tanque PP0s/neg, tiempo T ECUACIÓN 4 El fluido movido por cualquier bomba en el tiempo T, es por consiguiente como se indica a continuación: V.iuido movido por la bomba 1 ó 2 = V1 ó V2 total, tiempo T -V1 ó V2 total, inicial ECUACIÓN 5 Conociendo el tiempo T y el volumen de fluido movido por la bomba 22 ó 24 en el tiempo T, se puede calcular el rango de flujo en una base de tiempo real, desplegarse y utilizarse para controlar los sistemas de terapia de falla renal de la presente invención. Control de Ultrafiltrado - Única Cámara de Equilibrio Cada uno de los sistemas 10, 110, 210, 310, 410, 510, 610, 710 y 950 que emplean bombas de membrana, tales como las bombas 22, 24, 26, y 28, tienen la capacidad de medir cantidades de fluido precisas, las cuales pueden ser controladas tal como se describió anteriormente, por ejemplo a través de la Ley de Boyle. Sin embargo, por razones de costo y fabricación, puede ser deseable utilizar un diferente tipo de bomba para mover el dializado consumido y efluente. Por ejemplo, las bombas peristálticas, tal como la bomba de sangre 48 descrita anteriormente, puede integrarse más fácilmente en un cartucho o grupo de tubería desechable debido a que la parte desechable de una bomba peristáltica es esencialmente un circuito de tubería. Sin embargo la precisión de las bombas peristálticas, puede no ser lo suficientemente precisa para bombear dializado en sistemas, tal como hemofiltración, hemodiálisis y hemodiafiltración, en donde se necesita eliminar del paciente una cantidad prescrita de ultrafiltrado o dializado efluente. El paciente 42 entre los tratamientos de diálisis o hemofiltración, gana agua dependiendo del grado de pérdida e ingreso de fluido en el riñon. Muchas personas que sufren de falla renal no tienen la capacidad de orinar. Durante el tiempo entre los tratamientos de diálisis, dichos pacientes acumulan fluido. La ganancia de peso de fluido total del paciente puede variar en diferentes tratamientos con base en la cantidad de fluido que el paciente ha consumido entre tratamientos y la cantidad de tiempo entre tratamientos. Por consiguiente, los sistemas y métodos de la presente invención necesitan tener una forma controlable y precisa para eliminar cualquier cantidad de fluido que necesite ser tomada del paciente durante el tratamiento doméstico. Debido a que los pacientes domésticos pueden tratarse así mismos con más frecuencia, la cantidad de fluido que necesita ser eliminada normalmente será menor a la de los tratamientos en un centro. Sin embargo, las máquinas de diálisis doméstica necesitan tener la capacidad de eliminar la cantidad de fluido ganada entre los tratamientos. Haciendo referencia ahora a las figuras 17 a 22, se ilustran varios sistemas 300a a 300f (referidos en la presente invención de manera colectiva como sistemas 300 o generalmente como sistema 300), que emplea una sola cámara de equilibrio 340. Los sistemas 300a, 300b, 300c, 300d; y 300e, operan cada uno con una bomba de dializado peristáltica 370. Tal como se describió anteriormente, es deseable una bomba peristáltica para un sistema a base de cartucho debido a que la parte de cartucho de la bomba consiste principalmente de un tubo en circuitos que se ajusta alrededor de la cabeza de la bomba alojada por la máquina de terapia de falla renal. La cámara de equilibrio 340 proporciona el nivel de precisión volumétrica proporcionado por las bombas de membrana descritas anteriormente. La mayoría de los sistemas 300 utilizan la bomba peristáltica 370 para conducir el diallzado, en tanto que la cámara de equilibrio 340 mide una cantidad precisa de dializado para el dializador, línea de hemofiltración, etc. A su vez, la cámara de equilibrio 340 mide una cantidad presurizada de ultrafiltrado procedente del dializador o hemofiltro. El sistema 300 de la figura 22, muestra una modalidad alternativa, la cual combina la cámara de equilibrio 340 con una de las bombas de la membrana de dializado fresco 22 ó 24 y una de las bombas de membrana de dializado efluente 26 ó 28, descritas anteriormente. Una diferencia importante entre los sistemas 300a al 300d, es la modalidad o tipo de terapia con la cual se utilizan la cámara de equilibrio 340 y la bomba de dializado peristáltico 370. El sistema 300a de la figura 17, utiliza un solo dializador 20 ó 30. En el sistema 300a, la modalidad que se lleva a cabo es un tratamiento de hemodiálisis principalmente de difusión a menos que el dializador tenga una restricción interna, tal como se mencionó anteriormente. Sin embargo, este dializador requiere una membrana de flujo de alto nivel. Entre más largos y angostos son los dializadores, incrementará el porcentaje de la filtración de regreso. Asimismo un dializador que tiene una restricción de flujo interna adecuada para utilizarse, tal como se describió en la Patente Norteamericana del propietario No. 5,730,712, titulada "Aparato y Método para Tratamiento de Sangre Extracorpórea", está incorporada a la presente invención como referencia. Tal como se indica dicho dializador se limita a tener un orificio fijo. La modalidad o terapia del sistema 300b de la figura 18, es el tratamiento de hemodiálisis de convección avanzado ("ECHD") proporcionado por los dializadores de flujo de alto nivel de la arteria y de la vena 20 y 30, respectivamente, los cuales están separados por la restricción variable 40. La modalidad o tratamiento proporcionado por el sistema 300c de la figura 19, es el tratamiento de convección, hemofiltración, en donde el fluido de substitución se bombea directamente en la línea de la vena 44b, y en donde el ultrafiltrado es eliminado a través de un hemofiltro 312. El sistema 300d de la figura 20, ilustra la cámara de equilibrio 340 operando en combinación con una modalidad de hemodiafiltración. Tal como se describió anteriormente, ia hemodiafiltración combina el despeje de difusión de la hemodiálisis con el despeje de convección de la hemofiltración. Tal como se puede apreciar en la figura 20, se proporciona un dializador 20 ó 30, asimismo, una línea separada 320, acoplada con una bomba peristáltica adicional 380, alimenta dializado o fluido de substitución directamente en la línea de la vena 44b. Las figuras 17 a 20, ilustran que el control volumétrico de la ultrafiltración a través de la única cámara de equilibrio 340, puede ser proporcionado por muchos diferentes tipos de modalidades, tal como hemodiálisis, ECHD, hemofiltración y hemodiafiltración. El resto de la descripción puede en ciertos casos ser específico para diálisis ó ECHD. Sin embargo se deberá apreciar que dichas enseñanzas aplican a cada uno de los sistemas 300 mostrados en las figuras 17 a 20. Al observar cualesquiera de los sistemas 300, el dializado efluente o consumido fluye desde un dializador 20, 30 ó hemofiltro 312 a través de la línea de efluente 328 y la válvula V5 hacia la bomba de dializado peristáltica 370. Cuando la bomba 370, en una modalidad preferida, es una bomba peristáltica, la bomba 370 puede ser alternativamente de cualquier variedad deseada, tal como una bomba de diafragma operada por pistón, una bomba neumática o una bomba de engranes. La salida de fluido de la bomba 370 fluye a través de la válvula V4 hasta una parte de fluido consumido 342 de la cámara de equilibrio 340. En forma similar a la membrana flexible en la bomba de membrana, la cámara de equilibrio 340 está separada en un compartimiento de fluido consumido 342 y un compartimiento de fluido fresco 344 a través de una membrana flexible 346. Tal como se mencionó anteriormente, las válvulas 56, tal como la válvula V4, puede ser cualquier tipo de válvula adecuado, tal como una válvula solenoide estándar o una válvula tipo volcano formada parcialmente en el cartucho, la cual es la misma o similar a la que se utiliza en un sistema HomeChoice®. La cámara de equilibrio 340 es un aparato de medición volumétrico pasivo. La misma o substancialmente la misma cantidad de fluido se empuja desde la cámara de equilibrio 340 conforme es recibida en la cámara de equilibrio 340. El bombeo de dializado efluente en el compartimento de fluido consumido 342, a su vez empuja la membrana 346, la cual empuja una cantidad igual de dializado fresco a la salida del compartimento de fluido fresco 344 y viaja a través de la válvula V1 en la línea 314 y dentro del dializador 20, 30, ó en la línea de la vena 44b dependiendo de la modalidad utilizada. Las figuras 17 a 20 no pretenden describir cada uno de los componentes de flujo que podrían estar asociados con el sistema 300 respectivo. Por ejemplo, si la cámara de equilibrio 340 empuja fluido de substitución a través de la válvula V1 y la línea de entrada 314, se puede colocar una válvula de revisión adecuada en la línea 340, la cual puede evitar que la sangre regrese hacia la cámara de equilibrio 340. Cuando entra suficiente dializado de efluente a la cámara de fluido consumido 342 a través de la válvula V4, de modo que la membrana 346 atraviesa todo el camino o substancialmente todo el camino hacia la pared de la cámara del compartimiento de fluido fresco 344, se desconectan las válvulas V1, V4, y V5. Las figuras 17 a 20 muestran una liberación de presión 332 que se localiza entre la entrada y salida de la bomba de dializado 370. En una modalidad, la liberación de presión 332 incluye una válvula de revisión que se rompe o libera a una presión específica. Como alternativa, la liberación de presión 332 incluye un asiento de la válvula que libera presión en un valor ajustado previamente. Por ejemplo, una tensión de resorte puede controlar la cantidad de fuerza o presión dentro de la línea de liberación de presión que se necesita para romper o abrir la liberación de presión 332. Cuando se utiliza el sistema 300 con un cartucho desechable, la abertura de la válvula o asiento está configurada para que el dializado liberado sea recolectado y no haga contacto con cualesquiera de los componentes dentro de la máquina de terapia de falla renal. En una modalidad alternativa, la bomba de dializado 370 se coloca en la corriente ascendente del calentador 58. En tal caso, la liberación de presión 332 se puede extender desde la entrada de la bomba de dializado 370 hasta la línea de entrada de dializado fresco 334 en la corriente ascendente de la válvula V3. Aún en otra modalidad alternativa, la liberación de presión 332 incorpora bolsas de dializado estéril o bolsas de substitución 14 a 18. Dicha configuración es deseable debido a que evita que el calentador en línea 58 sobrecaliente fluido cuando está inactiva, por ejemplo, durante un golpe de ultrafiltración.

Se ha descrito un ciclo en el cual se elimina el fluido efluente del dializador o hemofiltro y se envía fluido fresco al paciente o dializador. Un siguiente ciclo envía fluido para drenarse. Aquí, el dializado calentado y fresco de uno de Ilos suministros 14, 16, ó 18 fluye a través de la válvula V6, la bomba de dializado 370, la válvula V3 y dentro del compartimento de dializado 344 de la cámara de equilibrio 340. Las válvulas V1, V4, y V5 quedan cerradas. La recepción de dializado fresco en el compartimento 344 empuja la membrana flexible 346, originando una cantidad igual de dializado consumido o efluente para ser drenado a través de la válvula V2 y la línea de drenaje 338. Dependiendo del punto en el tiempo en la terapia en la cual tenga lugar este ciclo de drenaje, el efluente consumido puede ser enviado a la bolsa de drenaje 12 o una de las bolsas de suministro 14 ó 16 utilizadas. Una vez que todo el dializado consumido en la cámara 342 es vaciado a través de la válvula V2 y la línea de drenaje 338, se apagan todas las válvulas V1 a V6. El llenado con el fluido consumido y el bombeo para el ciclo del paciente posteriormente pueden ser repetidos a través del ciclo que se describió anteriormente. Se deberá apreciar que los dos ciclos antes descritos aseguran que se envíe una cantidad de fluido igual al paciente y sea tomado del paciente. A continuación se describe una secuencia UF en donde el fluido se toma del paciente pero no se envía al mismo. El cálculo del volumen total de ultraflltrado movido se realiza fácilmente en los sistemas 300 ilustrados. El volumen acumulado de los ciclos UF se agrega para determinar la cantidad total de fluido eliminado del paciente. En una modalidad, la bomba 370 corre a una velocidad más lenta cuando se bombea dializado fresco al dializador o paciente que cuando se bombea dializado desde el paciente. La diferencia en velocidad incrementa el tiempo en el que el dializado fresco está fluyendo hacia el dializador. Para la hemodiálisis, la diferencia en velocidad incrementa el tiempo de difusión incrementando el tiempo en el que el dializador está fluyendo a lo largo de las fibras huecas dentro del dializador. El tiempo incrementado también beneficia HD, HDF, y ECHD produciendo una ultrafiltración más gradual del paciente. La ultrafiltración gradual reduce el riesgo de hemoconcentración. Para eliminar ultrafiltrado, el sistema 300 comienza desde todas las válvulas en posición cerrada y abre las válvulas V2, V3, y V5. La bomba 370 origina que el dializado efluente llene el compartimiento de fluido fresco 344 con dializado consumido. Dicha acción mueve la membrana 346 y empuja una cantidad de fluido consumido igual eliminado previamente del paciente en la cámara de fluido consumido 342 que será empujado a través de la válvula V2 y la línea 338 a una de las bolsas de drenaje. Debido a que la fuente de fluido utilizada para empujar esta cantidad de fluido para drenaje es dializado utilizado, también se elimina del paciente en la forma de ultrafiltrado la cantidad de dializado utilizado bombeado dentro del compartimento fresco 344. Esto es, existe una pequeña pérdida neta de fluido del paciente durante este ciclo. En una modalidad, el ciclo de ultrafiltrado antes descrito está sincronizado para que ocurra con frecuencia durante el bombeo previamente descrito al paciente y el bombeo para los ciclos de drenaje, de modo que se elimine una cantidad neta general de ultrafiltrado que haya sido recolectada en el paciente entre los tratamientos. La cantidad neta ingresa a la máquina al inicio de la terapia. Un inconveniente importante del método de una sola cámara de equilibrio 340 y una sola bomba de dializado 370 es que cuando el dializado consumido es extraído del dializador o del hemofiltro a través de la línea 328 y la línea 336 a través de la bomba 370 en la cámara o compartimento de fluido consumido 342, también se empuja una pequeña cantidad de dializado fresco dentro del compartimento de fluido consumido 342. Dicha pequeña cantidad de dializado fresco es la cantidad que permanece en la tubería que se conduce desde la válvula V6, doblándose alrededor de la bomba peristáltica 370 y extendiéndose más allá a lo largo de la línea 328 hacia las válvulas V3 y V4. Aunque el sistema de una sola bomba y una sola cámara de equilibrio es deseable desde el punto de vista de tener un cartucho que sea simple y relativamente no costoso, puede no ser deseable la pérdida de dializado fresco especialmente si se utiliza dializado esterilizado en bolsas. Sin embargo, se deberá apreciar que si el dializado está elaborado en línea, el inconveniente es menor. Haciendo referencia ahora a la figura 21, el sistema 300e incluye una bomba de dializado adicional 390, la cual está dedicada a eliminar fluido consumido o de efluente del dializador o hemofiltro. La bomba de dializado 370, a su vez está dedicada a bombear dializado fresco. Sin embargo, la bomba de dializado 390 en una modalidad es una bomba peristáltica, la bomba 390 puede ser de cualesquiera de los tipos descritos anteriormente para la bomba de dializado 370. Además, aunque la configuración de bomba alternativa del sistema 300e se muestra por simplicidad en combinación con un solo dializador 20 ó 30, la configuración de bombeo del sistema 300e es compatible con cualesquiera de las modalidades establecidas en las figuras 17 a 20. En el ajuste de la bomba alternativa del sistema 300e, la bomba 390 bombea fluido consumido a través de la línea 328, la válvula V4 y hacia el compartimento de fluido consumido 342 de la única cámara de equilibrio 340. Dicha acción origina que la membrana 346 se mueva y empuje una cantidad igual de dializado fresco desde la cámara de fluido fresco 344 a través de la válvula V1, línea 314 y hacia el dializador o paciente. Al final de la bomba al ciclo del paciente, todas las válvulas se desconectan. Posteriormente, las válvulas V2 y V3 se abren permitiendo que la bomba de dializado fresco 370 extraiga dializado fresco, calentado desde uno de los suministros, a través de la línea 330, a través de la válvula V3 y hacia el compartimento fresco 344. Dicha acción mueve la membrana 346 para empujar dializado consumido desde el compartimento de fluido consumido 342 a través de la válvula V2 y la línea 338 a una de las bolsas de drenaje. Cada una de las configuraciones alternativas para la colocación de la liberación de presión 332, es igualmente aplicable al sistema de bomba de dializado doble 300e. En una modalidad alternativa adicional (ver figura 23), la liberación de presión 332 se localiza en lugar de la salida de la bomba de dializado 370 a través de la parte de entrada del calentador 58. Aquí, la liberación de presión 332 se conecta a la línea 330 entre las bolsas de suministro 14 a 18 y el calentador 58 y la corriente descendente de la línea 330 de la bomba 370.

Para eliminar ultraflltrado del paciente a través del sistema de bomba de dializado doble 300e, con el compartimento de fluido consumido 342 lleno de dializado de efluente, se abren las válvulas V2, V3 y V5. La bomba de fluido consumido 390 bombea fluido de efluente a través de la línea 328, la válvula V5, la línea 348 y la válvula V3 hacia el compartimento de fluido fresco 344. Dicha acción origina que la membrana 346 se mueva y empuje fluido de efluente desde el compartimento 342 a través de la válvula V2, la línea 338 y hacia una de las bolsas de drenaje. Debido a que la fuente de fluido de correspondencia para la cámara de equilibrio es dializado utilizado, la cantidad de fluido de correspondencia se elimina del paciente en la forma de ultrafiltrado. Se deberá apreciar que después del golpe de ultrafiltrado, la siguiente acción es bombear nuevamente el fluido consumido desde el dializador o hemofiltro a través de la válvula V4 hacia la cámara de fluido consumido 342. Dicha opción origina que la membrana 346 se mueva y a su vez bombee un volumen de la cámara de equilibrio del fluido consumido desde el compartimento de fluido fresco 344 (utilizado previamente para empujar el volumen de ultrafiltrado) a través de la línea 314 ya sea al dializador o al paciente. El dializado consumido todavía proporciona un beneficio de despeje al paciente, especialmente con respecto a moléculas más grandes, tal como ß2M. Esta acción también extiende la vida de una cierta cantidad de dializado, lo cual es benéfico especialmente en el caso de un tratamiento doméstico que utiliza fluido esterilizado y en bolsas. Haciendo referencia ahora a la figura 22, se ilustra un .sistema híbrido alternativo 300f. El sistema 300f proporciona una sola cámara de equilibrio 340 en combinación con una bomba de llenado de dializado 22, 24, y una bomba de eliminación de ultrafiltrado 26, 28. En una modalidad, las bombas de relleno y de eliminación son bombas de membrana tal como se describió anteriormente. Las bombas volumétricas eliminan la necesidad de la válvula V5 adicional y la línea de ultrafiltrado 348 en la figura 21. Por otra parte, los dos sistemas son muy similares, incluyendo la línea de eliminación de dializado dedicada 328 que opera con la bomba 26, 28 y una línea de llenado de dializado dedicada 330 que opera con una bomba dedicada 22, 24. Como con los otros sistemas, el sistema 300f puede operar con cualesquiera de las modalidades descritas en la presente invención y se ilustra únicamente por conveniencia en combinación con un solo dializador 20, 30. La ventaja del sistema 300f es que no hay mezclado de dializado fresco y consumido en la cámara de equilibrio. Se deberá apreciar que incluso en la figura 21, con la bomba de dializado separada 390, se mezclará una pequeña cantidad de solución fresca con dializado consumido durante el ciclo de ultrafiltrado en donde la bomba 390 empuja fluido a través de la línea 328, la válvula V5, la línea 348 y una pequeña parte de la línea 330 y la válvula V3 hacia el compartimento de fluid fresco 344. En la figura 22, la ultrafiltración se lleva a cabo abriendo la válvula V6 y extrayendo una cantidad predeterminada de dializado consumido a través de la bomba 26, 28. Las válvulas V3 y V4 se abren y todas las otras válvulas se cierra. Aquí, la bomba 26, 28 empuja dializado consumido a través de la línea 328 y la válvula V4 hacia el compartimento de fluido consumido 342 de la única cámara de equilibrio 340. Dicha acción mueve la membrana 346, la cual empuja dializado fresco del compartimento de fluido freso 344 de regreso a través de la válvula V3 y la línea 330. Posteriormente, todas las válvulas se cierran durante un instante. Posteriormente se abren las válvulas V2 y V3, permitiendo que ia bomba 22, 24 empuje dializado fresco dentro del compartimento fresco 344, forzando al dializado consumido desde el compartimento 342 para que se mueva a través de la línea de drenaje 338 hacia una de las bolsas de drenaje.

Es necesario en las terapias de reemplazo renal, tal como hemodiálisis, proporcionar un bolo de solución fresca al paciente por varias razones. Por ejemplo, el paciente puede necesitar un bolo o volumen de fluido si el paciente es hipovolémico (volumen de sangre en la circulación anormalmente bajo) o hipotenso (baja presión sanguínea). Para proporcionar un bolo de solución para el sistema 300f, la bomba de dializado fresco 22, 24 expulsa una cantidad de fluido determinada previamente, en tanto que las válvulas V3 y V4 se abren y todas las otras válvulas se cierran. El dializado fresco viaja a través de la línea 330, la válvula V3 y hacia el compartimento fresco 344 de la cámara de equilibrio 340. Dicha acción origina que la membrana 346 se mueva y empuje fluido de regreso a través de la línea 328 y la válvula 324 hacia la bomba de dializado efluente 26, 28. Posteriormente, todas las válvulas se cierran. Posteriormente, se abren las válvulas V1 y V4, y la bomba de dializado efluente 26, 28 empuja el dializado utilizado hacia la cámara de fluido consumido 342 de la cámara de equilibrio 340. Dicha acción origina que la membrana 346 se mueva, empujando solución fresca desde la cámara fresca 344 hacia el dializador. Ya que en este ciclo no se elimina la ultrafiltración, la cantidad de fluido enviada ai dializador representa una ganancia neta o bolo de fluido para el paciente. Este proceso puede repetirse tantas veces como sea necesario, para abastecer a un paciente con una ganancia en fluido neta general, si es necesaria. La figura 21 anterior, también ilustra una modalidad para proporcionar un bolo de fluido al paciente. Aquí, se proporciona una línea adicional 352 y una válvula V6. Para proporcionar el bolo, se abren las válvulas V3 y V6, aunque se cierran las válvulas V1, V2, V4, y V5. La bomba de dializado fresco 370 origina que el dializado fresco sea llenado a través de la válvula V3 en la cámara de fluido fresco 344 de la cámara de equilibrio 340. Se empuja una cantidad equivalente de fluido consumido a través de dicha acción, y la membrana 346 fuera de la cámara de equilibrio 340 a través de la línea 352 y la válvula V6 en la línea 314 y el dlalizador 20, 30. Nuevamente, ya que no se elimina la ultrafiltración en este ciclo, el fluido enviado al dializador 20, 30 representa una ganancia neta o bolo de fluido. Se deberá apreciar que el dializado consumido o efluente, el cual aún es estéril, es adoptado para el propósito de proporcionar un bolo de fluido al paciente. En una modalidad alternativa, el sistema 300e de la figura 21 puede proporcionar un bolo de solución abriendo las válvulas V1, V4, y V5. La válvula V3 se cierra. La bomba de dializado fresco 370 bombea dializado fresco hacia el compartimento de fluido consumido 342. Posteriormente todas las válvulas se cierran durante un instante. Posteriormente, se abren las válvulas V3 y V6 y la bomba de dializado fresco 370 bombea dializado hacia el compartimento de fluido fresco 344, forzando que el fluido fresco en el compartimento de fluido consumido 342 fluya a través de la línea de bolo 352, la válvula V6 y la línea 314 dentro del dializador. El sistema 300e también es restablecido al modo de equilibrio. Se puede utilizar un número de modalidades alternativas con los sistemas 300a a 300f. Cualesquiera de los dializadores aquí descritos, tal como el único filtro que se describe en la Patente Norteamericana No. 5,730,712 asignado al cesionario de la presente invención, pueden ser utilizados. Además, el único dializador que se menciona más adelante en relación con la figura 32, también puede ser utilizado. La línea de la arteria 44a, en una modalidad incluye un sensor de aire y un sujetador 54 para el enjuague de regreso de sangre automático. Además, cualesquiera de las modalidades de preparación y recirculación de fluido descritas anteriormente, pueden ser implementadas con los sistemas de una sola cámara de equilibrio 300. Además, cualesquiera de las modalidades alternativas descritas anteriormente para los sistemas 10, 110, 210, etc., puede ser aplicable a los sistemas 300. Los sistemas 300a a 300f, también incluyen electrodos o contactos 354 y 356 los cuales se utilizan con un sensor de desconexión de acceso ("ADS"). Los contactos del ADS 354 y 356 están incorporados respectivamente en la línea de la arteria 44a y la línea de la vena 44b. Si una de las líneas de la arteria de la vena se desconecta del paciente, se cambia una impedancia eléctrica. El rompimiento del circuito se detecta, se desconecta la bomba de sangre 48 y se cierran los sujetadores correspondientes. Un mecanismo alternativo para la detección de una desconexión accidental de la aguja, es el uso de un manto conductor debajo del acceso del paciente. Cualquier filtración de sangre cambia la conductividad del manto, ajustando una alarma y deteniendo el bombeo de sangre y dializado. Control de Ultrafiltrado - Tubo de Equilibrio Simple Los principios descritos anteriormente en las figuras de la 17 a la 22, que cubren los sistemas 300 son aplicables a diferentes tipos de aparatos de equilibrio contemplados en la presente invención. Cada uno de los sistemas 300 emplea una sola cámara de equilibrio 340. Haciendo referencia a la figura 23, un sistema alternativo 400 emplea un aparato de equilibrio alternativo 360. Una modalidad de un tubo de equilibrio 360 se muestra y describe con mayor detalle más adelante en relación con la figura 45. En general, el tubo de equilibrio 360 incluye un miembro cilindrico o tubular. Dentro de dicho miembro reside un pistón, bola u otro separador 366 que queda ajustado dentro del tubo o cilindro. El tubo de equilibrio 360 incluye un tubo o cilindro que tiene una parte fresca 362 y una parte gastada 364. El separador 366 queda ajustado dentro del tubo y se mueve hacia adelante y hacia atrás entre la parte de fluido fresco 362 y la parte de fluido consumido 364 del tubo. El sistema 400 de la figura 23, está configurado en una manera similar al sistema 300e de la figura 21. Cada componente marcado con un número de elemento idéntico lleva a cabo la misma función e incluye cada una de las mismas alternativas descritas anteriormente en el sistema 300e. La principal diferencia entre el sistema 400 y el sistema 300e tal como se observa, es el uso del tubo de equilibrio 360 en forma opuesta a la cámara de equilibrio 340. Se abren las válvulas V1 y V4, en tanto que se cierran las válvulas V2, V3, V5 y V6 para el bombeo al ciclo de dializador o paciente en el sistema 400. La bomba de dializado consumido 390 bombea dializado efluente a través de la línea 328 y la válvula V4 dentro de la parte de fluido consumido 364 del tubo de equilibrio 360. Dicha acción origina que el separador 366 se mueva hacia la parte de fluido fresco 362 del tubo de equilibrio 360 y empuja una cantidad de fluido igual fuera a través de la línea 314 y la válvula V1 hacia el dializador 20, 30, ó directamente al paciente (tal como se indicó anteriormente, el sistema 400 de la figura 23 se aplica a cualesquiera de las modalidades descritas en la presente invención). En la bomba para el ciclo de drenaje, se abren las válvulas V2 y V3, en tanto que se cierran las válvulas V1, V4, V5, y V6. La bomba de dializado fresco 370 bombea fluido fresco a través de la línea 330 y la válvula V3 hacia la parte de fluido fresco 362 y el tubo de equilibrio 360. Dicha acción origina que el separador 366 se mueva hacia la parte de fluido consumido 364 del tubo de equilibrio 360. Se empuja una cantidad de fluido igual fuera de la parte de fluido consumido 364, a través de la línea de drenaje 338 y la válvula V2 hacia una de las bolsas de drenaje. Para el ciclo de ultrafiltración del sistema 400, se abren las válvulas V2, V3 y V5, en tanto que se cierran las válvulas V1, V4, y V6. Antes de este ciclo, el dializado de efluente reside dentro del tubo de equilibrio 360 y el separador 366 es empujado todo el camino hasta la parte de fluido fresco 362 del tubo de equilibrio 360. Posteriormente, la bomba de dializado consumido 390 extrae dializado de efluente del dializador o hemofiltro a través de la línea 328, a través de la línea de ultrafiltrado 348 y la válvula V5, a través de la línea de llenado 330 y la válvula V3 hacia la parte de fluido fresco 362 del tubo de equilibrio 360. Dicha acción origina que el separador 366 se mueva hacia la parte de fluido consumido 364, empujando un volumen de fluido igual hacia afuera a través de la válvula V2 y la línea de drenaje 338 hacia una de las bolsas de drenaje. Debido a que el fluido enviado al drenaje coincide con el dializado de efluente dei dializador o ultrafiltro, el fluido enviado al drenaje constituye el fluido eliminado o ultrafiltrado del paciente. Para un bolo de fluido hacia el paciente, se abren las válvulas V3 y V6, en tanto que se cierran las válvulas V1, V2, V4, y V5. En esencia, no se puede extraer fluido del dializador o hemofiltro. Más bien, la bomba de dializado fresco 370 bombea dializado fresco a través de la línea 330, a través de la válvula V3 y hacia la parte del dializado fresco 362 del tubo de equilibrio 360. Dicha acción origina que el separador 366 se mueva hacia la parte 364 del tubo de equilibrio 360. Se empuja un volumen de fluido similar desde el tubo de equilibrio 360, a través de la línea de bolo 352 y la válvula V6, a través de la línea de llenado 314 hacia el dializador 20, 30, ó directamente en la línea de la vena 44b. Debido a que el fluido es suministrado al dializador o paciente no coincide con una cantidad de fluido eliminada del dializador de hemofiltro, el fluido suministrado al dializador o paciente constituye una ganancia de fluido neta o bolo para el paciente. Dicho procedimiento se repite según sea necesario hasta que el paciente recibe una cantidad necesaria de fluido.

Cualquiera de las modalidades de bolo alternativas descritas anteriormente en relación con la figura 21, también puede ser utilizada con el sistema 400 y el tubo de equilibrio 360. También pueden aplicar al sistema otras características del tubo de equilibrio 360, tal como sensores de golpe del extremo, los cuales se muestran más adelante en relación con la figura 28. Control de Ultrafiltrado - Trayectoria Dolorosa Única Haciendo referencia ahora a la figura 24, se ilustra a través del sistema 450 un aparato de equilibrio de flujo alternativo. El sistema 450 emplea una sola trayectoria dolorosa 470. El sistema 450 incluye muchos de los mismos componentes descritos anteriormente, tal como una bolsa de drenaje 12, bolsas de suministro 14 a 18, bomba de dializado fresco 370, calentador 58, bomba de dializado consumido 390 y bomba de sangre 48. El sistema 450 se muestra en uso con los dializadores dobles ECHD 20 y 30, separados por una restricción variable 40. Se deberá apreciar que el sistema 450 puede operar con cualquiera de las modalidades aquí descritas. También se muestran otros componentes con números de elementos similares. La principal diferencia entre el sistema 450 y los sistemas del aparato de equilibrio simple previo, es el uso de una trayectoria dolorosa 470 en forma opuesta a un volumen confinado que es dividido por un separador, tal como una membrana, bola o pistón en movimiento. La ventaja del sistema 450, es que la colocación de la trayectoria dolorosa 470 en un cartucho es relativamente simple en comparación con cualesquiera de las bombas de membrana volumétrica o las cámaras de equilibrio y los tubos descritos anteriormente, los cuales requieren cada uno, una membrana o cubierta que será soldada en forma sónica, adherida en forma química o fusionada de otra manera a un cartucho de plástico rígido. La trayectoria dolorosa 470 tal como se aprecia en la figura 24, incluye una combinación de línea de ultrafiltrado 328 y una línea de entrada de dializado 330. La línea de fluido 328, 330 está diseñada para proporcionar un transporte de volumen lo mejor posible, y al mismo tiempo intenta minimizar la caída de presión. Esto es, una trayectoria dolorosa 470 en una modalidad tiene forma de U, forma de V o un canal en forma rectangular dentro del cartucho, el cual es relativamente largo y delgado o con un diámetro o sección transversal pequeña. La meta de la trayectoria dolorosa 470 es permitir una infusión de volumen de fluido, tal como dializado fresco, para mover un volumen de fluido que ya existe en la trayectoria de flujo a un lugar deseado, tal como dializado consumido para drenarse. Un inconveniente de la trayectoria dolorosa 470 del sistema 450, es el potencial del dializado fresco y el dializado consumido de mezclarse dentro de la trayectoria dolorosa, en forma opuesta al movimiento en la forma de fluido de volumen. La configuración de la trayectoria se refina de modo que dicho mezclado sea minimizado y ocurra tanto como sea posible, únicamente en la interfase entre el dializado fresco y el utilizado, dejando la mitad del volumen ya sea de fluido relativamente no mezclado y consistente. Para este fin, se deben tomar medidas para mantener el flujo de ambos fluidos ya sea en un estado laminar o turbulento según se desee para minimizar el mezclado. Para los sistemas en línea descritos especialmente en la presente invención, la trayectoria dolorosa 470 ofrece una solución viable, en donde se reduce el costo y complejidad de un cartucho o sistema de control volumétrico. Para llevar a cabo el llenado del dializador o ciclo del paciente en el sistema 450, el dializado fresco se bombea a través de la bomba de dializado 370 a través de la línea 330 y la válvula V2 hasta las válvulas cerradas V7 y V9. Posteriormente, se abren las válvulas V5 y V9, en tanto que se cierran las válvulas V2 y V7. La bomba de dializado consumido 390 extrae diallzado de efluente desde el dializador de la arteria 30 a través de la línea 328, la válvula V5, la línea de trayectoria dolorosa 328, 330 y hasta la válvula V9. El transporte de volumen del fluido empuja el dializado fresco que reside dentro de la línea de trayectoria dolorosa 328, 330 a través de la válvula V9, a través de la línea de llenado 314 y hacia el diallzador de la vena 20 ó línea de la vena 44b. Después de que tiene lugar el ciclo de llenado, la línea de la trayectoria dolorosa 328, 330 se llena con dlalizado efluente consumido. El ciclo de drenaje puede tener lugar posteriormente. Aquí, se cierran las válvulas V5 y V9, en tanto que se abren las válvulas V2 y V7. La bomba de dializado fresco 370 bombea dializado fresco, calentado a través de la válvula V2, la línea 330, a través de la línea de trayectoria dolorosa 328, 330, y hasta el punto de la válvula V9 ó V7. Dicho transporte de volumen de fluido, empuja a su vez dializado consumido a través de la línea de drenaje 338 y la válvula V7 hacia las bolsas de drenaje. El ciclo de ultrafiltrado tiene lugar como se indica a continuación. Con la línea de trayectoria dolorosa 328, 330 llenada con ultraflltrado, se abren las válvulas V5 y V7, en tanto que se cierran las válvulas V2 y V9. La bomba de dializado consumido 390 extrae fluido del dializador de la arteria 30 a través de la línea 328, la válvula V5 para llenar la línea de trayectoria dolorosa 328, 330. Dicha cantidad de fluido se mueve posteriormente a través de la válvula V7, la línea 338 hasta el drenaje. Debido a que la cantidad de fluido movida hasta drenaje coincide al menos substancialmente con el dializador efluente o consumido, ef paciente experimenta una pérdida neta o ultrafiltración de fluido. Para proporcionar un bolo de fluido al paciente, con la línea de la trayectoria dolorosa 328, 330 llena de fluido fresco o efluente, se cierran las válvulas V5 y V7, en tanto que se abren las válvulas V2 y V9. La bomba de dlalizado fresco 370 bombea dializado fresco a través de la línea 330 y llena la línea de la trayectoria dolorosa 328, 330. Un mismo volumen o substanclalmente el mismo volumen de fluido fluye a través de la válvula V9, la línea de llenado 314 hacia el dializador de la vena 20. Debido a que el paciente o el dializador ha recibido una cantidad de fluido sin una cantidad correspondiente de fluido siendo extraído del dializador de la arteria 30, el paciente 42 experimenta una ganancia neta o bolo de fluido. Control de Ultrafiltrado - Cámara de Equilibrio Dobles Un problema potencial con las modalidades de un solo aparato de equilibrio descritos previamente, el flujo pulsátil. Los sistemas de un solo aparato de equilibrio pueden compensar la naturaleza pulsátil del flujo hasta cierto punto disminuyendo el rango de flujo de fluido fresco para el dializador en forma relativa al rango de flujo de fluido del dializador. Otras soluciones se proporcionan en el sistema 500 de la figura 25, y se muestran más adelante otros sistemas de un solo aparato de equilibrio. Estos sistemas proporcionan dos cámaras de equilibrio, dos tubos de equilibrio o dos trayectorias dolorosas que operan en paralelo y ciclos de alternancia de modo que el flujo sea suministrado al dializador o paciente, conforme está siendo eliminado del dializador o hemofiltro. El sistema 500 incluye muchos de los mismos componentes descritos anteriormente, los cuales se muestran con número similares que no necesitan volver a ser descritos. Además, el sistema 500 se muestra en operación con los dializadores de flujo de alto nivel dobles ECHD de 20 y 30 y la restricción variable 40. Se deberá de apreciar sin embargo a partir de las descripciones anteriores, que el sistema 500 puede operar con cualesquiera de las modalidades descritas en la presente invención. El sistema 500 incluye una primera y segunda cámaras de equilibrio 340a y 340b, las cuales son cada una iguales en una modalidad a la cámara de equilibrio 340 descrita anteriormente en relación con las figuras de la 17 a la 22. Las cámaras de equilibrio 340a y 340b pueden ser referidas en la presente invención de manera colectiva como un ecualizador de flujo. En la modalidad ilustrada, las bombas de dializado 370 y 390 son bombas peristálticas. Pueden de manera alternativas ser bombas de membrana u otro tipo de bombas. La bomba de dializado fresco 370 se muestra en la corriente ascendente del calentador 58, el cual es diferente a las configuraciones de un solo aparato de equilibrio. Es posible cualquier configuración para cualesquiera de los sistemas de un solo aparato de equilibrio o de doble aparato de equilibrio. Además, cada una de las válvulas utilizadas en el sistema 500 puede ser configurada en un cartucho o puede ser cualquier tipo de válvula tal como se describe en la presente invención. En un primer ciclo de intercambio, una de las cámaras de equilibrio 340a ó 340b se llenan con solución fresca y al mismo tiempo suministran un volumen igual de diallzado consumido para drenaje. En dicho primer ciclo igual, la otra cámara de equilibrio 340a ó 340b se llena con dializado efluente y al mismo tiempo empuja un volumen igual de dializado fresco al dializador 20 o al paciente, de acuerdo con la modalidad. Posteriormente en un segundo ciclo las cámaras de equilibrio 340a y 340b alternan funciones de modo que la cámara de equilibrio que suministró previamente dializado fresco al paciente, ahora suministra dializado consumido al drenaje, y al mismo tiempo la cámara de equilibrio que previamente había suministrado dializado consumido al drenaje, ahora suministra dializado fresco al dializador o paciente. Con base en la descripción anterior de la operación de la cámara de equilibrio 340 en relación con las figuras de la 17 a la 22, no es necesario repetir la descripción de la válvula para cada una de las cámaras de equilibrio 340a y 340b del sistema 500. Un aspecto importante, es si embargo que existe un pequeño tiempo de detención al final de cada ciclo de intercambio cuando todas las válvulas están cerradas para asegurar que las dos cámaras de equilibrio 340a y 340b estén en sincronía para el siguiente ciclo. El ecualizador de flujo o cámara de equilibrio 340a y 340b se utilizan en forma diferente a otros sistemas que emplean un ecuallzador de flujo, desde el punto de vista de que no existe un aparato de eliminación UF separado en el sistema 500. Esto es, en otros sistemas que emplean un ecualizador de flujo o cámara de equilibrio dual, las cámaras de equilibrio están dedicadas a eliminar una cantidad de fluido del dializador, en tanto que al mismo tiempo se llene el dializador con una cantidad igual de fluido. El sistema 500, por otra parte, utiliza cámaras de equilibrio 340a y 340b, para dicho propósito, y también para eliminar una cantidad neta de fluido o ultrafiltrado del paciente 42. La presión de la válvula para eliminar la pérdida neta o ultrafiltración del fluido del paciente, incluye abrir las válvulas V1, V2, V6, V7 y V9, y al mismo tiempo cerrar las válvulas V3, V4, V5, V8 y V10. Esta configuración de las válvulas empuja dializado efluente al drenaje empujando el dlalizado fresco de la cámara de equilibrio 340b a la cámara de equilibrio 340a. Los sistemas de la presente invención incluyen el sistema 500 que tiene cámaras de equilibrio dobles 340a y 340b, y permiten que varíe con el tiempo el rango de eliminación de ultrafiltrado, el cual algunas veces es referido como un perfil de ultrafiltrado. Por ejemplo, si un ciclo de ultrafiltrado normalmente se lleva a cabo después de cada cinco ciclos de intercambio, se podría cambiar el rango en el cual se elimine el ultrafiltrado del paciente, incrementando o disminuyendo la frecuencia de los ciclos. Por ejemplo, esto podría dar como resultado que se elimine más fluido durante una primera parte de la terapia que durante una segunda parte. En la presente invención, el procesador de la máquina de falla renal puede estar configurado para correr un algoritmo, el cual permita a un paciente seleccionar un perfil, un tiempo de tratamiento y un volumen general que será eliminado. El algoritmo calcula automáticamente un perfil de frecuencia de ultrafiltrado, que logra de acuerdo con el perfil, un volumen de ultrafiltrado acumulado neto ingresado durante un tiempo de tratamiento ingresado. Dichos parámetros pueden ingresarse a través de una tarjeta de datos del paciente o a través de una conexión de datos segura.

El sistema 500 también puede proporcionar un bolo de solución al paciente cuando sea necesario. Las válvulas V2, V3, V7, V8 y V10 se abren y las válvulas V1, V4, V5, V6 y V9 se cierran. La bomba 370 opera empujando un bolo de dializado y/o fluido de sustitución de la cámara de equilibrio al dializador o paciente. En cualesquiera de las modalidades aquí descritas, es importante que las válvulas de los sistemas sean revisadas para asegurar que se abran y cierren en forma adecuada. En una modalidad, las válvulas son revisadas en forma periódica a lo largo del tratamiento utilizando detección conductiva. Esto es, si el fluido se escapa del sistema a través de una válvula con falla o gotea en una membrana de cartucho, los sensores conductivos que miden un flujo de electricidad a través de un líquido pueden enviar una-alarma y activar una acción adecuada. Además, con un cartucho, se puede emplear detección de temperatura, por ejemplo, aplicando un termistor, sensor IR o termoacople en un lado de lado de la cubierta de cartucho. Aquí, el sensor de temperatura se agrega al instrumento de terapia de sangre, y, por ejemplo contacta la membrana de la cubierta para obtener una lectura rápida de la temperatura del dializado. Imprimación y Enjuague de Retorno Haciendo referencia ahora a la figura 26, es necesario imprimar los circuitos extracorpóreos de la presente invención con solución estéril antes de conectar la línea de acceso al paciente 44a, y la línea de acceso a la vena 44b al paciente. Para hacer esto, los extremos de las líneas de la arteria y de la vena se conectan juntas a la conexión 358. En una modalidad, la bomba de dializado fresco 370 y la bomba de dializado efluente 390 operan y bombean fluido a través de las cámaras de equilibrio 340a y 340b (o a través de cualesquiera de los aparatos de equilibrio dobles aquí descritos), hasta que el dializado o sustitución llenan el circuito de dializado. La máquina de terapia de sangre posteriormente ingresa a un modo de bolo. En una modalidad, la bomba de sangre 48 opera en forma inversa hasta que la cámara de goteo de la vena 52 se llena con fluido. El aire en exceso en la línea y la cámara de goteo se ventila a través de un protector de transductor o ventilación 64 abastecido con o en comunicación con la cámara de goteo 52. El protector de transductor o ventilación 64 en una modalidad, es una membrana hidrofóbica de 0.2 mieras. En el siguiente paso de este primer método de imprimación de la presente invención, la bomba de sangre 48 opera en su dirección de operación hasta que la mitad del volumen de la cámara de goteo se mueve. Posteriormente, la bomba de sangre 48 opera en la dirección inversa nuevamente hasta que la cámara de goteo 52 se llena y ventila nuevamente. Posteriormente la bomba opera nuevamente en la dirección de operación normal lo suficiente para mover la mitad de un valor de volumen de la cámara de goteo de fluido en la dirección de operación normal. En cada ciclo, el fluido de dializado o de sustitución es filtrado de regreso a través del dializador 20, 30 (o un filtro diferente para una modalidad diferente), agregándose al volumen final de fluido en el circuito extracorpóreo durante cada período del ciclo. Este primer método de imprimación se recicla hacia delante y hacia atrás tal como se describió hasta que el circuito extracorpóreo está completamente lleno con dializado o fluido de sustitución. Se deberá apreciar que este método de imprimación aplica a cualesquiera de las modalidades aquí descritas, cualesquiera de los ajustes de bombeo aquí descritos y cualesquiera de los métodos de control volumétrico aquí descritos. En un segundo método de imprimación, se conecta una bolsa de fluido de imprimación o solución salina 368 separada al circuito extracorpóreo a través de la línea de solución salina 372. En la modalidad ilustrada, la línea de solución salina 372 se coloca en el circuito extracorpóreo en dos lugares, en la corriente ascendente y corriente descendente de la bomba de sangre 48. Las válvulas V11 y V12 se colocan en la línea de solución salina 372, de modo que se permita que la solución salina fluya de forma selectiva hacia una o ambas de las conexiones colocadas de la corriente ascendente y corriente descendente de la bomba de sangre 48. La línea de acceso de la arteria 44a se conecta nuevamente a la línea de acceso de la vena 44b a través de las conexiones 358. En la operación del segundo método de imprimación de la presente invención, la válvula V11 que se localiza en la corriente descendente de la válvula 48 se abre, permitiendo que la bomba de sangre 48 opere en forma inversa y bombee solución salina de la bolsa 368, a través de la línea de solución salina 372, a través de la válvula V11, a través de la línea de acceso 44a, a través de la conexión 358, a través de la línea de acceso 44b, y hacia la cámara de goteo 52. La bomba de sangre 48 bombea solución salina hasta que la cámara de goteo 52 esta llena y se purga el aire a través de la ventilación 64. Posteriormente la válvula V11 y la sujeción del detector de aire 53 se cierran y se abre la válvula V12, permitiendo que la bomba de sangre 48 extraiga solución salina de la bolsa 68 y empuje dicho volumen de fluido en la dirección de operación normal de la corriente descendente de la bomba 48, ventilando el área a través de la ventilación 64. Este ciclo continua hasta que el circuito extracorpóreo está completamente imprimado.

Se deberá apreciar que este segundo método de imprimación es igualmente aplicable a cualesquiera de las modalidades, regímenes de bombeo y métodos de control volumétrico aquí descritos. También se pueden realizar modificaciones ya sea al primero o segundo métodos de imprimación para proporcionar un enjuague de regreso de la sangre al paciente 42. Esto se realiza al final de la terapia para realizar cualquier residuo de sangre que existe en la línea extracorpórea al paciente. La principal diferencia para el enjuague de regreso de la sangre es que las líneas de acceso de la sangre 44a y 44b están conectas al paciente 42 en lugar de a cada uno de los otros a través de la conexión 358. Por ejemplo, al utilizar la fuente de solución salina 368 u otra fuente adecuada, la válvula V11 y la bomba 48, opera a la inversa para enjuagar de regreso la sangre para la parte de la bomba previa de la línea de la arteria 44a. Un detector de aire 54 en dicha parte de la línea de la arteria 44a detecta cualquier aire en la sangre o solución salina y sujeta los circuitos si se detecta aire. La bomba 48 opera durante una cantidad de tiempo adecuada para asegurar que la sangre haya sido completamente enjuagada de regreso al paciente a través de la parte previa de la bomba de la línea de la arteria 44a. Posteriormente, la válvula V11 se cierra y se abre la válvula V12, permitiendo que la bomba 48 extraiga solución salina del suministro 368 y opere en la dirección normal. La bomba 48 bombea solución salina u otro fluido adecuado desde la fuente 368 a través de la parte restante de la línea de la arteria 44a, a través del dializador 20, 30 dependiendo de la modalidad, y a través de la línea de la vena 44b incluyendo la cámara de goteo 52. El enjuague de regreso, regresa la sangre de dichas partes del circuito extracorpóreo al paciente 42. En una modalidad, los sensores de solución salina en las líneas de la arteria y de la vena 44a y 44b, respectivamente originan una alarma si el circuito extracorpóreo no está despejado o transparente de una cantidad de enjuague de regreso ajustada previamente. Después de que la sangre se enjuaga completamente de regreso hacia el paciente, el paciente es instruido de desconectarse del sistema de terapia de falla renal de la presente invención. El primer método de imprimación descrito anteriormente, también puede ser adaptado para el enjuague de regreso de la sangre. Aquí cualquier dializado o solución salina es filtrado de regreso a través del dializador u otra modalidad de filtro. La bomba de sangre 48 opera a la inversa y sigue los ciclos con relación con el primer método de imprimación. La bomba 48 puede operar a una velocidad menor para el enjuague de regreso de la sangre para limitar una cantidad de mezclado entre la solución salina y la sangre. La solución salina y otra solución necesaria para enjuagar de regreso completamente la sangre al paciente se minimiza de esta forma. En un método alternativo para el sistema de imprimación 500 o regresar la sangre enjuagada al paciente, uno de los sujetadores de la línea 54 en el circuito extracorpóreo se cierra, y se bombea la solución salina o diallzada a través de una o ambas de las bombas de dializado 370 y 390 en el circuito extracorpóreo hasta que la cámara de goteo 52 se llena hasta un nivel ajustado previamente, tal como 3A lleno. Después de que la cámara de goteo 52 se llena hasta el nivel ajustado previamente el dializado o infusión salina se detiene, y las bombas 370 y 390 ya no bombean fluido dentro del circuito extracorpóreo. Posteriormente se abre el sujetador de la línea 54. La bomba de sangre 48 circula el dializado a través del circuito extracorpóreo. Si se necesita, el sujetador de la línea 54 puede ser sujetado nuevamente para repetir el proceso. En una modalidad de imprimación o enjuague de regreso alternativa adicional, la solución salina 368, el dializado del suministro o bolsa del drenaje, la línea de solución salina 372, la válvula V12 y la parte de la línea 372 que conducen al circuito extracorpóreo entre el sujetador 54 y la bomba de sangre 48 son utilizados. Aquí, no se necesita la válvula V11 de la figura 26. El dializado o solución salina es bombeada a través de una o más bombas de dializado 370 y 390 a través del dializador 20,30 con la bomba de sangre 48 operando en la dirección inversa y la válvula V12 cerrada para imprimar o el regreso del enjuague de la línea de la arteria 44a. Posteriormente, se abre la válvula V12 y la solución salina o dializado es extraído de la bolsa de suministro 368 con la bomba 48 operando en la dirección de operación normal para imprimar o enjuagar de regreso hacia la línea de la vena 44b. Este método utiliza dializado o solución salina bombeado a través del circuito de dializado así como una fuente de dializado o solución salina que corre directamente al circuito extracorpóreo. Esta modalidad elimina la válvula V11 mostrada en el sistema 500. Se deberá apreciar que cada uno de los métodos anteriores de imprimación y enjuague de regreso pueden ser utilizados en cualesquiera de las modalidades, configuraciones de bomba y esquemas de control volumétrico anteriores. Además, los expertos en la técnica pueden tener la capacidad de determinar operaciones de válvulas adicionales para lograr una imprimación y enjuague de regreso efectivos utilizando los aparatos y métodos de la presente invención.

Control de Ultrafiltrado-Tubo de Equilibrio Doble Aunque la presente invención establece múltiples modalidades de aparatos de equilibrio, se considera que los tubos de equilibrio proporcionan una buena negociación entre facilidad de fabricación, costo y efectividad. Las cámaras de equilibrio mostradas anteriormente por ejemplo en las figuras 25 y 26 son probadas con el tiempo y han probado medir y controlar en forma efectiva el ultrafiltrado en las terapias de sangre por falla de riñon, tal como hemodiálisis. Las cubiertas y cámaras asociadas con las cámaras de equilibrio, aunque ciertamente pueden ser fabricadas, presentan un cartucho más complicado que simplemente uno que tiene cámaras de válvula, tubería para bombas peristáltica y tubos para los tubos de equilibrio de la presente invención. La modalidad de trayectoria dolorosa, aunque posiblemente comprende el cartucho más simple, puede no ser tan deseable con respecto al uso eficiente del dializado fresco (debido a la tendencia de mezclarse de los dializados frescos y efluentes). Nuevamente, este inconveniente potencial no es muy preocupante cuando el dializado se elabora en línea. Sin embargo, los tubos de equilibrio pueden ofrecer la mejor solución para uso doméstico con bolsas de dializado fresco. Haciendo referencia a las figuras 27A a 27D, se ¡lustran diferentes ciclos de flujo pertinentes para el control volumétrico de dializado utilizando tubos de equilibrio dobles. Se deberá apreciar que la distribución de las válvulas V1 a V10 con respecto a los tubos de equilibrio 360a y 360b, es igual que la distribución de las válvulas V1 a V10 con respecto a las cámaras de equilibrio doble 340a y 340b de las figura 25 y 26. Por consiguiente se puede visualizar fácilmente el tubo de equilibrio 360a como utilizado en lugar de la cámara de equilibrio 340a y el tubo de equilibrio 360b como siendo utilizado en lugar de la cámara de equilibrio 340b en la figura 25. El ciclo mostrado en la figura 27A, es el primer ciclo de intercambio de dializado. Aquí, las válvulas V1 , V4, V5, V8, V9 y V10 se abren en tanto que las válvulas V2, V3, V6 y V7 se cierran. Al inicio de este ciclo, el tubo de equilibrio 360a se llena con dializado fresco y el separador 366a se localiza al menos sustancialmente al final de la parte gastada 364a. Asimismo, el tubo de equilibrio 360b se llena con dializado efluente y el separador 366b se localiza al menos sustancialmente al final de la parte fresca 362b y el tubo de equilibrio 360b. En este primer ciclo, la bomba de dializado fresco 370 bombea dializado fresco a través de la línea 330, la línea 330b y la válvula V5 en la parte de dializado fresco 362b del tubo de equilibrio 360b. La fuerza del fluido que entra a la parte fresca 362b empuja el separador 366b, el cual a su vez empuja dializado consumido a través de la válvula abierta V8, la línea 338b, el múltiple 338 y la válvula V9 a una de las bolsas de drenaje. Al mismo tiempo la bomba de dializado consumido 330 empuja dializado efluente desde un dializador de hemofiltro a través del múltiple 328, la línea 328a, la válvula V4 y hacia la parte de fluido consumido 364a del tubo de equilibrio 360a. La fuerza del fluido que entra a la parte de fluido consumido 364a del tubo de equilibrio 360a, origina que el separador 366a se mueva hacia la parte de fluido fresco 362 y el tubo de equilibrio 360a. A su vez, el dializado fresco es empujado a través de la válvula V1, la línea 314a, el múltiple 314 y la válvula V10 a un dializador o a un circuito extracorpóreo, dependiendo de la modalidad utilizada. Se deberá apreciar a partir de la descripción de las válvulas de la figura 27A, que una de las cámaras de equilibrio está midiendo fluido fresco para el paciente, en tanto que la otra cámara de equilibrio está midiendo fluido consumido para el drenaje. La figura 27B muestra separadores 366a y 366b en el extremo del fluido fresco 362a y en el extremo de fluido consumido 364b de los tubos de equilibrio 360a y 360b, respectivamente (al final del recorrido del ciclo mostrado en la Figura 27A). En este momento se cierran las válvulas V1 a V10. La secuencia de todas las válvulas cerradas asegura que los tubos de equilibrio 360a y 360b y las válvulas V1 a V10 estén en sincronía para el siguiente ciclo de transporte del fluido. Haciendo referencia ahora a la figura 27C, se ilustra un ciclo de transporte de fluido opuesto al que se ilustra en la figura 27A, comenzando aquí a partir de las condiciones de la válvula que se muestra en la figura 27B, es decir con el tubo de equilibrio 360a lleno con dializado efluente y el tubo de equilibrio 360b lleno con dializado fresco. Ahora surge el flujo opuesto en donde el tubo de equilibrio 360a mide el fluido consumido para el drenaje, en tanto que el tubo de equilibrio 360b mide el fluido fresco para el dializador o circuito extracorpóreo. En este ciclo, las válvulas V2, V3, V6, V7, V9 y V10 se abren, en tanto que las válvulas V1, V4, V5 y V8 se cierran. La bomba de dializado fresco 370 bombea dializado fresco a través del múltiple 330, la línea 330a y la válvula v3 en la parte de fluido fresco 362a del tubo de equilibrio 360a. Dicha acción origina que el separador 366a empuje dializado consumido a través de la válvula V2, la línea 338a, el múltiple 338 y la válvula V9 al drenaje. Al mismo tiempo, la bomba de dializado consumido 390 bombea dializado consumido del dializador o hemofiltro a través del múltiple 328, la línea 328b, la válvula V6 y hacia la parte de fluido consumido o efluente 364b del tubo de equilibrio 360b. Dicha acción origina que el separador 366b empuje el dializado fresco a través de la válvula V7, la línea 314b, el múltiple 314 y la válvula V10 al paciente o dializador. Después de que el ciclo de la figura 27C se completa, cada una de las válvulas se cierra con los tubos de equilibrio en el mismo estado mostrado en la figura 27A, de modo que los tres ciclos anteriores mostrados en las figuras 27a y 27C se puedan repetir. Se deberá apreciar que el estado de todas las válvulas cerradas de la figura 27B, ocurre durante un período de tiempo relativamente corto, de modo que el flujo de fluido al paciente o al dializador y desde el dializador o hemofiltro es sustancialmente no pulsátil. Dicho flujo no pulsátil es conveniente versus el flujo relativamente pulsátil de los sistemas de un solo aparato de equilibrio debido (i) a que el tratamiento se administra en forma más eficiente y (ii) los ciclos de bombeo de fluido fresco y consumido pueden llevarse a cabo en la misma velocidad reduciendo el riesgo de extraer demasiado fluido del paciente. Haciendo referencia ahora a la figura 27D, se ilustra una modalidad para llevar a cabo ultrafiltración con los tubos de equilibrio doble 360a y 360b de la presente invención. Se deberá apreciar que el estado de los separadores 366a y 366b y los fluidos que se mantienen dentro de los tubos de equilibrio 360a y 360b es el mismo que en la figura 27A. Sin embargo, en lugar de llevar a cabo el ciclo de intercambio, se emplea el arreglo de la válvula mostrado en la figura 27D. Aquí, se abren las válvulas V1, V4, y V7 a v9, en tanto que las válvulas V2, V3, V5, V6 y V10 se cierran. En el ciclo de ultrafiltración se opera únicamente la bomba de dializado utilizado 390. La bomba 370 puede detenerse u operar a través de la línea de recirculación 332. La bomba 390 bombea fluido efluente a través del múltiple 328, la línea 328a, y la válvula V4 para empujar el separador 366a desde la parte de fluido consumido 364a del tubo de equilibrio 360a hacia la parte del fluido fresco 362a del tubo. Dicha acción origina dializado fresco a través de la válvula V1 , línea 314a, múltiple 314, línea 314b y válvula V7 en el tubo de equilibrio 360b. El fluido que entra al tubo de equilibrio 360 empuja el separador 366b, forzando fluido efluente a través de la válvula V8, la línea 338b y el múltiple 338 para drenaje a través de la válvula V9. El fluido enviado para el drenaje representa ultrafiltrado debido a que durante dicho ciclo no se envía una cantidad de fluido correspondiente al paciente o dializador. Este ciclo de ultrafiltrado puede ser variado en frecuencia con relación a los ciclos de intercambio de fluido para variar el rango de eliminación de ultrafiltrado con el tiempo. Se deberá apreciar que se puede administrar al paciente en una forma similar un bolo de fluido, con el ingreso de dializado fresco que empuja dializado efluente a través de un separador procedente de un tubo de equilibrio o el otro, forzando al separador en el otro tubo de equilibrio a empujar solución fresca hacia el dializador o circuito extracorpóreo dependiendo de la modalidad. El paciente o dializador ganan fluido, sin una pérdida correspondiente de fluido del paciente, dando como resultado un bolo de fluido. Haciendo referencia ahora a la figura 28, se ilustra una configuración de válvula alternativa para el tubo de equilibrio 360a de la presente invención. Aquí, coinciden un par de pequeños insertos 374 o se sellan a los extremos 362a y 364a del tubo de equilibrio 360a. Las válvulas V1 a V4 se colocan en la misma configuración relativas a las entradas y salidas del tubo 360a mostradas en las figuras 27A a 27D. Aquí, solamente una trayectoria hacia cada extremo 362a y 364a del tubo de equilibrio 360a es necesaria. Tal como en las figuras 27A a 27D, la válvula V2 controla si el dializado efluente es suministrado al drenaje o a la bolsa de drenaje a través de la línea 338. La válvula V4 controla si el dializado efluente del dializador o hemofiltro entra al tubo de equilibrio 360a a través de la línea 328a. Las válvulas V2 y V4 se localizan ambas en el extremo del dializado consumido 364a del equilibrio 360a.

La válvula V3 controla el dializado fresco procedente de una de las bolsas de suministro ingresa al tubo de equilibrio 360a a través de la línea 330a. La válvula V1 controla si el dializador abandona el tubo del equilibrio 360a a través de la línea 314a. Las válvulas V1 y V3 ambas se localizan en el extremo de dializado fresco362a del equilibrio 360a. La figura 28 también ilustra que se coloca un par de sensores 376, tal como sensores ópticos, en el instrumento de modo que se detecta y asegura que el separador 366a ha viajado al extremo adecuado 362a ó 364a del tubo de equilibrio 360a. Por ejemplo si se espera que el fluido sea recibido del dializador a través de la línea 328a y V4, la lógica en la máquina de falla renal espera ver un rayo de luz del sensor 376 en el extremo 362a roto y posteriormente restablecido una vez que el separador 366a pasa por el sensor 376 y llega al final de su golpe. Si el rayo de luz está ya sea no roto o restablecido, la máquina sabe que el separador 366a no ha recorrido hasta su destino adecuado para el ciclo determinado y envía una señal adecuada. Se pueden emplear sensores alternativos, tal como proximidad, capacitancia, Efecto Hall, ultrasonido y otros en lugar de los sensores ópticos ilustrados 376. Estos sensores también pueden ser empleados para que funcione la válvula de revisión. Aquí, si el separador 366a, se mueve debido a que la válvula está abierta cuando supuestamente la válvula debe estar cerrada, se detecta que la válvula tiene una filtración. Control de Ultrafiltrado-Travectoria Dolorosa Doble Haciendo referencia ahora a la figura 29, se ilustra otra modalidad del aparato de equilibrio doble. Aquí, las cámaras de equilibrio y los tubos de equilibrio mostrados previamente en las figuras 25 a 28, se reemplazan por par de trayectorias dolorosas 470a y 470b. Las trayectorias dolorosas 470a y 470b se colocan entre las válvulas V1 a V8 tal como se puede apreciar en las figuras 25, 26. De hecho las operación de las válvulas V1 a V8 en las figuras 25, 26 y 29 operan en forma idéntica al envío continuo del fluido al paciente, envío de fluido consumido al drenaje y eliminación de ultrafiltrado del dializador o hemofiltro. Tal como se indicó anteriormente, las trayectorias dolorosas dobles 470a y 470b pueden ser implementadas con cualquier modalidad y con cualquiera de los diferentes tipos de bombas aquí descritos. Para empujar fluido fresco al dializador 20, 30, la línea de la trayectoria dolorosa 328a, 330a o la línea 328b, 330b se llena con dializado fresco. Cualquiera de las válvulas V1 y V4 para la trayectoria dolorosa 470a o válvulas V6 y V7 para la trayectoria dolorosa 470b, están abiertas. La bomba 390 bombea dializado consumido a través de cualesquiera de las líneas 328a, 330a, o línea 328b, 330b, para empujar el volumen correspondiente de dializado fresco al dializador. Posteriormente, cualquiera de las válvulas V2 y V3 o las válvulas V5 y V8 se abren para empujar fluido consumido al drenaje.

En una modalidad preferida, las trayectorias dolorosas 470a 470b se alternan de modo que una trayectoria suministre dializado al dializador durante un ciclo y la otra trayectoria dolorosa suministre dializado al dializador durante el mismo ciclo. Durante los papeles de las trayectorias 470a y 470b se invierten posteriormente. Aunque una trayectoria está suministrando dializado al dializador, la otra se está llenando con solución fresca y suministrando dializado consumido al drenaje. Cada una de las trayectorias dolorosas 470a y 470b están construidas para tener una longitud y diámetro que intenta minimizar la cantidad de mezclado entre los fluidos frescos y consumidos, de modo que los fluidos tiendan a moverse en volumen a su destino deseado. Para eliminar ultrafiltrado, el fluido fresco de una línea 328a, 330a, ó 328b, 330b, puede moverse a su vez para desplazar el fluido consumido de la otra línea del drenaje. Por ejemplo, las válvulas V1 y V4 de la trayectoria dolorosa 470a, pueden abrirse de modo que el dializado consumido entre a la línea 328a, 330a, y desplace dializado fresco a través de la válvula abierta V7 dentro de la línea 328b, 330b, de la trayectoria dolorosa 470b. La válvula V6 se abre y el dializado consumido se mueve a través de la línea 572 hacia el drenaje. Si se necesita, se puede agregar una válvula después de la bomba de dializado 390 para que el fluido consumido no fluya de regreso a la bomba 390 durante el ciclo de ultrafiltrado. Tal como se ilustra, se puede agregar al sistema 550 una bomba de ultrafiltrado separado 570 o a cualquiera de los sistemas anteriores. La bomba de ultrafiltrado 570 permite que las trayectorias dolorosas 470a y 470b operen en forma continua para enviar fluido hacia y tomar cantidades iguales de fluido del dializador o hemofiltro. La bomba de ultrafiltro 570 elimina dializado a través del ultrafiltro 572 hacia una de las bolsas de drenaje. Se considera que la eliminación de la función del ultrafiltrado de las trayectorias dolorosas 470a y 470b, puede reducir el mezclado de los fluidos frescos y consumidos. La bomba de ultrafiltrado adicional 570, también puede operar a la inversa con la bomba 390 para proporcionar un bolo del fluido a un paciente que necesita del mismo. Se deberá apreciar que cualesquiera de los sistemas del aparato de equilibrio doble descritos en la presente invención, pueden emplear los contactos ADS 354 y 356 y las electrónicas asociadas para detectar cuando una de las líneas de acceso 44a, 44b es desconectada en forma accidental del paciente durante el tratamiento. Además, cualquier sistema puede emplear una o más de las diversas liberaciones de presión 332 mostradas en las figuras 25, 26 y 29 y tal como se describió anteriormente. Además, el calentador puede colocarse antes o después de la bomba de dializado fresco 370. Nuevamente, las bombas pueden ser de cualesquiera de las variedades aquí descritas. Además, cualesquiera de los sistemas del aparato de equilibrio doble pueden utilizarse con cualesquiera de los módulos de preparación de fluidos descritos anteriormente, así como con los circuitos de recirculación. Los sistemas también pueden emplear aparatos de medición y temperatura no invasiva para medir la temperatura de fluido dentro de un cartucho desechable. Control de Ultrafiltrado-Escalas de Peso Haciendo referencia ahora a las figuras 30 y 31, un método alternativo adicional para controlar la cantidad de dializado ultrafiltrado e intercambiado eliminado, se lleva a cabo midiendo el peso del fluido dentro del suministro y las bolsas de drenaje 12 a 18. Por conveniencia, en la figura 30 únicamente se muestran las bolsas de suministro/drenaje 14, 16 y 18. Es bien conocido el uso de peso para controlar un proceso de terapia de falla renal. Se puede emplear una sola escala que cuenta tanto la pérdida de fluido fresco como el fluido consumido ganado. Aquí, debido a que se elimina o ultrafiltra del paciente un volumen de fluido neto, el sistema espera ver un incremento en peso con el tiempo. Como alternativa, se utiliza una primera escala para las bolsas de fluido fresco y una segunda escala para las bolsas de drenaje. Se producen dos señales y se suman para determinar la cantidad de ultrafiltrado acumulado durante cualquier punto de tiempo determinado. El sistema de las figuras 30 y 31 utiliza una sola escala, sin embargo, se puede utilizar más bien el método de escala doble.

La importancia de las figuras 30 y 31 es mostrar un aparato a través del cual se puede implementar un aparato de medición de escala o pesa en los diversos sistemas aquí descritos. En la figura 30, se ilustra una máquina de tratamiento de sangre 140. En la modalidad ilustrada, la máquina 140 acepta un cartucho en la parte de carga del cartucho 142, el cual está en una parte frontal y angulada de la máquina 140. En las figuras 35 a 39, que se encuentran más adelante se muestran otras modalidades de una máquina que puede aceptar una cartucho desechable y emplea una escala. Las bolsas 14, 16 y 18, están cargadas en la tarima 144. La tarima 144 está acoplada a la flecha 146. La figura 31, muestra una vista expandida del corte en la figura 30 y como la flecha 146, la tarima 144 y las bolsas están soportadas por una pata 152 que descansa en una tabla de la máquina 140 que se coloca para el tratamiento. La flecha 146 se puede mover en forma lineal dentro de un cojinete lineal 148. Una tapa 154 que tiene una pluralidad de pernos anti-rotación 162 se ajusta al extremo de la flecha movible 146. Los pernos 162 residen dentro de las ranuras u ondas de correspondencia definidas en el alojamiento de la máquina 140. Los pernos 162 y las ranuras u ondas de correspondencia permiten a la flecha 146 moverse en forma lineal, aunque no en forma de rotación con respecto a la máquina 140. Un asiento 164 sella un extremo del diafragma de rodillo 168 entre el asiento y la tapa 154. Un alojamiento 176 acoplado a la pata 152 y la estructura de la máquina sella el otro extremo del diafragma de rodillo 168 entre el alojamiento 176 y la estructura de la máquina 140. El alojamiento 176, el diafragma de rodillo 168 y el asiento 164 forman una cámara de volumen cerrada. El diafragma de rodillo permite que el volumen permanezca cerrado y también permite que la flecha 146 fluctúe hacia arriba y hacia abajo debido al peso variado dentro de las bolsas de drenaje del extremo de suministro. El diafragma de rodillo 168 puede ser elaborado de cualquier material deformable pero impermeable, tal como una cubierta de hule o plástico. El volumen de aire dentro de la cámara de volumen cerrado se presuriza debido al peso de las bolsas 14 a 18 y el aparato de soporte. La cantidad de presión indica o varía con la cantidad de líquido en las bolsas 14 a 18. Se proporciona un sensor de presión el cual puede ser cualquier tipo de sensor adecuado (no ilustrado), por ejemplo dentro de una abertura 178 definida por el asiento 164. El sensor de presión detecta la cantidad de presión dentro de la cámara de volumen cerrado. El sensor envía una señal a un procesador o un controlador dentro de la máquina 140, la cual procesa dicha señal y determina el peso correspondiente en la bolsas 14 a 18. El sistema de control de peso es deseable debido a que elimina la necesidad de los aparatos de control volumétrico descritos anteriormente. El cartucho de la máquina 140 es muy simple, incluyendo principalmente las trayectorias de flujo de la válvula. Una desventaja del sistema de pesas es que requiere que el paciente cargue las bolsas en forma adecuada en la tarima 144. La tarima y el ensamble descritos en relación con la figura 30 y 31 también agregan peso y tamaño al aparato en general. La máquina de terapia para falla renal doméstica de la presente invención, es deseablemente más pequeña y ligera, de modo que una persona pueda viajar o maniobrar el aparato fácilmente dentro o fuera del hogar.

Filtro ECHD Haciendo referencia ahora a la figura 32, se ilustra una modalidad para un filtro ECHD a través de un filtro 600. Tal como se incorporó anteriormente, en la Patente Norteamericana No. 5,730,712, asignada al cesionario de la presente invención se describe un filtro ECHD adecuado. El filtro 600 igual que el filtro descrito en dicha patente se proporciona en una sola unidad. Sin embargo el filtro 600 difiere del de la patente, en cuanto a que permite la operación con una restricción variable 40. El filtro 600 incluye un alojamiento 602 que corresponde al dializador de la vena 20 y un alojamiento 602 que corresponde al dializador de la arteria 30. El alojamiento 602 puede estar elaborado de cualquier material adecuado, tal como plástico rígido, cilindrico. Las membranas fibrosas, semipermeables, se cargan dentro de la sección de la vena 20 y la sección de la arteria 30. Dichas membranas se conservan en tarros en los extremos exteriores de los alojamientos 602 a través de un tarro 604 de acuerdo con cualquier método conocido para los expertos en la técnica. Las membranas se conservan en tarros en los extremos internos de cada una de las secciones de la vena 20 y de la arteria 30 del filtro 600 a través de un tarro 606. Se fija la tapa de entrada de sangre 608 en una forma sellada al alojamiento 602 de modo que la sangre pueda entrar a la tapa 608 a través de un tubo de sangre, pueda ser disperso dentro de la tapa e ingresar al interior de las membranas de fibra semipermeables huecas de la sección de la arteria 30. Al mismo tiempo, la sangre es bloqueada para que no entre el alojamiento 602 en la parte externa de las membranas de fibra hueca a través del tarro 604. La sangre viaja a través del filtro 600 a través de la flecha mostrada en la figura 32. Esto es, la sangre viaja hacia arriba a través de la parte de la arteria 30 del filtro 600 y fuera del tarro interno 606 de la parte de la arteria 30. Posteriormente la sangre entra a una cámara intermedia 642. La cámara intermedia 642 es un tubo de enlace o externo que está asegurado en forma de sello a los extremos internos de los alojamientos 602. Posteriormente la sangre entra al segundo grupo de membranas semipermeables huecas alojadas dentro de la parte de la vena 20 del filtro 600. La sangre entra a las fibras y se evita que entre el alojamiento 602 de la parte de la vena 20 fuera de las fibras a través de los tarros internos 606 en el extremo interno del alojamiento 602 de la parte de la vena 20. La sangre fluye a través de las membranas de la parte de la vena, a través de un tarro externo 604 y dentro de una tapa de salida de sangre 632. La tapa de salida de sangre 632 se acopla a su vez en forma de sello a un tubo que lleva la sangre lejos del filtro 600, dentro del circuito extracorpóreo.

El alojamiento 602 de la parte de la vena 20 incluye un puerta de entrada del dializado 634 y una puerta de salida del dializado 636. De igual forma, el alojamiento 602 de la parte de la arteria 30 incluye una puerta de entrada de dializado 638 y una puerta de dializado y ultrafiltrado 640. Las puertas 634, 636, 638 y 640 pueden ser de cualquier tipo adecuado para corresponder en forma de sello con una tubería de fluido médico. La puerta 634 recibe dializado del suministro de dializado. La puerta 640 permite al dializado y ultrafiltrado procedente de los pacientes, que sea extraído del filtro 600. La corriente de dializado efluente sale del filtro 600 a través de la puerta 640. Se coloca una restricción variable 40 en comunicación de fluidos con las puertas 636 y 638. La restricción puede elaborarse más o menos restrictiva de modo que se filtre de regreso mayores o menores cantidades de dializado fresco dentro de las membranas de fibra hueca localizadas en el alojamiento 602 de la parte de la vena 20. Tal como se describió anteriormente, el despeje del filtro 600 es de convección y de difusión. El filtro 600 logra una meta deseada de la presente invención, es decir, proporciona un tratamiento efectivo general de moléculas pequeñas, medianas y grandes del desecho de un paciente a través de modos de despeje tanto de convección como de difusión. Los alojamientos 602, las tapas 632, 608, el material de tarros, las fibras porosas y las puertas pueden ser elaboradas de cualesquiera materiales adecuados. Aparato para Proporcionar Restricción de Flujo Variable Haciendo referencia ahora a la figura 33, se ilustra una modalidad de la restricción de flujo variable 40. Aunque se entiende que existen muchas diferentes formas de proporcionar una restricción de flujo variable repetible y precisa, la restricción variable 40 de la figura 33 proporciona una configuración adecuada. El sistema 40 incluye un motor stepper 954, el cual esta acoplado a un brazo de palanca 956 a través de un acoplador 958. Los motores stepper son conocidos en la técnica como aparatos de colocación altamente precisos y repetibles que pueden recibir señales de un microprocesador que comanda el motor stepper 954 para girar una distancia precisa, y posiblemente a una aceleración y velocidad deseada. En la figura 33, se utiliza el motor 954 principalmente para colocar el brazo de palanca 956 a una posición precisa con respecto a una superficie fija 960. En las figuras 1, 4, 5, 9, 12, y 14, también se muestra una sección de tubo 962, conecta el tubo de dializado entre los dializadores 20 y 30. La figura 33 ilustra que dicha sección 956 se mantiene en su lugar contra la superficie 960 a través de la ménsula 964. Tal como se puede apreciar en la figura 33 el brazo de palanca 956 normalmente está en una posición que permite un flujo completo a través de la sección de tubo 962. Esto es, en la configuración ilustrada en la figura 33, muy poco dializado puede fluir de regreso a través de las membranas de uno de los dializadores 20 ó 30. Conforme gira el brazo de palanca 956 en una dirección contraria a las manecillas del reloj, tal como se aprecia en la figura 33, la sección de tubo 962 se deforma y disminuye en incrementos en el área de sección transversal, originando que la cantidad de restricción en el aparato 40 incrementa en forma continua. De hecho, el brazo de palanca 956 puede ser girado hasta un punto que pudiera restringir virtualmente todo el flujo a través de la sección de tubo 962 forzando virtualmente todo el fluido de la terapia a que entre al circuito extracorpóreo 50 a través de las membranas de uno de los dializadores 20 ó 30. De manera importante, el motor stepper 954 es preciso y repetible. Esto es, el motor stepper 954 puede ser comandado para girar el brazo de terapia 956 virtualmente a la misma posición varias veces. Debido a que la sección de tubo 962 se mantiene en la misma posición a través de la ménsula 964, con relación al brazo de palanca 956 y la superficie fija 960, el brazo de palanca 956 crea en forma precisa y repetida la misma cantidad de restricción a través de la línea 962 cuando el brazo 956 viaja hacia la misma posición. La naturaleza programable del motor stepper 954 también permite que la restricción 40 tenga virtualmente cualquier perfil de restricción deseado que varíe durante el tiempo de la terapia según lo desee el paciente, médico u otro operador. Dichos perfiles de restricción variables se describen anteriormente y pueden ser almacenados como programas dentro de un aparato de memoria del controlador de los sistemas aquí descritos, de modo que uno de los perfiles de restricción variable pueda ser convocado e implementado según se desee. Interfase entre el Cartucho. Máquina de Tratamiento de . Sangre v Bolsas de Solución Haciendo referencia a la figura 34, el cartucho 100a (mostrado anteriormente en las figuras 2 y 3) se muestra en una posición operable en interfase con un número de aparatos de flujo que se localizan dentro de la máquina de tratamiento de sangre. El cartucho 100a, tal como se ilustra incluye un alojamiento 104. Adherido al alojamiento 104 se encuentra un número de componentes de flujo, los cuales se proporcionan ya sea en parte o completamente sobre o dentro del cartucho 100a. Tal como se ilustra, los dializadores 20 y 30 se adhieren al alojamiento 104. La tubería 102 se extiende para tener la capacidad de enrollarse alrededor de la parte de la cabeza de la bomba, de la bomba de sangre peristáltica y se conecta en forma de fluidos al alojamiento 104 del cartucho 100a. Las líneas de la arteria de la vena del paciente 44a y 44b, respectivamente, también están adheridas a, o se comunican con, el cartucho 100a. Tal como se ¡lustra en la figura 33, las líneas de acceso del paciente 44a y 44b se conectan inicialmente juntas para conservar la esterilización del aire dentro de dichas líneas. Un número de sensores, tal como los sensores de presión 46 se integran en forma adicional con el cartucho 100a. Como referencia, el contenedor de drenaje 12 y las bolsas de solución 14 a 18 se muestran en una posición próxima posible al cartucho 100a de la figura 34. Las bolsas 12 a 18 se conectan a través de los tubos (no ilustrados) a las puertas de la bolsa 132 a 138, respectivamente, extendiéndose desde el alojamiento 104 del cartucho 100a. Las puertas 132 a 138 también se muestran en las figuras 2 y 3. Las figuras 2 y 3 también muestran un número de puertas adicionales. Por ejemplo, las puertas 106 se conectan a los dializadores 20 y 30. Las puertas 108 se conectan a la bomba peristáltica 102 que se muestra en las figuras 2 y 12. Las figuras 2, 3 y 12 también muestran un número de puertas adicionales 116, las cuales se conectan a los filtros 20, 30 tal como se observa en relación con las figuras 2 y 3. Las puertas adicionales, tales como las puertas 116 y las partes de la válvula 156 pueden ser agregadas al cartucho 100a para operar y comunicarse con el cartucho absorbente 222 de las figuras 5 a 8. La figura 34, también ilustra un número de aparatos que se alojan dentro de la máquina de tratamiento de sangre. Por ejemplo, la figura 4 ilustra un número de válvulas 56, las cuales se conectan en forma operable a las posiciones de la válvula de cartucho 156 que se muestra en la figura 2. Los fluidos todo el tiempo fluyen a través del cartucho estéril 100a, el cual es deseable. Las mecánicas y electrónicas de las válvulas 56, por otra parte, se colocan dentro de la máquina y se utilizan nuevamente. En una forma similar, el calentador 58 se acopla en forma operable a la parte de calentamiento de fluido 158 del cartucho 100a que se muestra en la figura 2. La figura 34 también muestra cámaras de goteo 52 (referidas colectivamente como cámaras 52a a 52c), así como sensores de temperatura 62 que operan con el cartucho 100a. Además, los accíonadores de la bomba de infusión de las bombas 22 y 24, mostradas en la figura 12, se acoplan en forma operable a las cámaras de la bomba 122 y 124, tal como se puede apreciar en la figura 2. De igual manera, los accionadores de las bombas de ultrafiltrado o las bombas 26 y 28 se acoplan en forma operable a las cámaras de la bomba 126 y 128 que se muestran en la figura 2. Haciendo referencia ahora a la figura 35, los aparatos de flujo de la figura 34 se muestran esta vez alojados dentro de la máquina de tratamiento de sangre 150. La máquina de tratamiento de sangre 150 es una máquina que lleva a cabo cualesquiera de los sistemas y terapias aquí descritos. La figura 35 ilustra que en una modalidad, la bolsa de drenaje 12 y las bolsas de la solución 14 a 18 se almacenan en operación en un ajuste de dos por dos en la parte superior de la máquina 150. La máquina 150 también muestra la colocación relativa del cartucho 100 con la máquina 150. En particular, las puertas de la bolsa 132 a 138 se extienden hacia arriba desde la parte superior de la máquina en una proximidad relativamente cercana con las bolsas 12 a 18. Las puertas 116 (por ejemplo, que se adhieren a los dializadores o hemofiltros, el cartucho absorbente o que se adhieren a las cámaras de goteo 52, etc., se extienden desde la parte lateral de la máquina 150.

La figura 35 también ilustra que la línea de sangre de la bomba peristáltica 102 se extiende hacia la parte externa de la máquina 150 y coincide con la parte de la cabeza de bombeo de la bomba peristáltica 48, la cual se aloja principalmente dentro de la máquina 150, pero la cual tiene una cabeza de rotación que se localiza fuera de la máquina 150 para recibir el tubo 102. El cartucho 100a se desliza casi completamente dentro de la máquina 150, dejando los dializadores 20 y 30, la línea peristáltica 102, las líneas de acceso del paciente 44a y 44b, y las puertas 116 fuera de la máquina 150. La máquina 150 incluye una interfase del usuario gráfica 160 que permite al paciente 42, enfermera u otro operador, comenzar la terapia, monitorear la terapia, recibir mensajes de estado de la terapia, así como recolectar datos del análisis posterior a la terapia del tratamiento y estado del paciente. La interfase del usuario gráfica ("GUI") 160 también permite que el paciente 42 u otro operador selecciona la terapia deseada y ajuste la pérdida de fluido deseada o necesaria o volumen UF por cada tratamiento. La GUI 160 recibe entradas de prescripción a través de los paquetes de datos en paquete o revisados por medio de la tarjeta de memoria, memoria flash, módem, conexión de Internet, u otro modo de comunicación de datos de área local o área ancha adecuada. La arquitectura de electrónica y software que opera la GUI 160, es redundante en una modalidad preferida, para monitorear y controlar cualquier función importante que se ejecuta a través del hardware y software por separado. La GUI 160, en una modalidad, incluye una pantalla de contacto que permite al paciente 42 u operador ingresar parámetros deseados. En una modalidad alternativa, la GUI 160 utiliza aparatos electromecánicos, interruptores de membrana, activación de voz, tarjetas de memoria o cualquier combinación de los aparatos de entrada antes descritos. En una modalidad, la GUI 160 se opera a través de procesadores múltiples, tal como un sistema de procesador de supervisor-delegado. Se proporciona un procesador por separado para monitorear y revisar que las funciones importantes de la máquina se estén llevando a cabo en forma correcta. Esto es, en tanto que un procesador está dedicado a controlar los aparatos de flujo del sistema para lograr la terapia deseada, se proporciona otro procesador para revisar que el procesador del hardware y los aparatos de flujo asociados estén operando en forma adecuada. Las figuras 36 y 37, ilustran una máquina de tratamiento de sangre alternativa 170, la cual difiere a la máquina 150 principalmente en el ajuste de la bolsa de extracción 12 y las bolsas de solución 14 a 18. En particular, la máquina 170 utiliza un ajuste tipo carrusel 172 que permite a los contenedores 12 a 18 mantenerse en forma vertical. La figura 36 ilustra el cartucho 100a eliminado de la máquina 170. La máquina 170 define la ranura 174 mostrada en la figura 36, la cual permite que el cartucho 100a sea insertado en la máquina 170, tal como se ilustra en la figura 37. Tal como se ilustra, la máquina 170 emplea la GUI 160 descrita anteriormente en relación con la figura 35. Las figuras 35 a 37 ilustran que es posible configurar el soporte de las bolsas de solución 12 a 18 e múltiples formas. Haciendo referencia ahora a las figuras 38 a 41, una máquina de tratamiento de sangre alternativa 180 emplea bombas de tubería lineal para mover uno o ambos del dializado y la sangre en lugar de las bombas descritas anteriormente para el transporte de dicho fluido. De hecho, es posible utilizar cualesquiera de una multitud de diferentes tipos de tecnologías de bombeo ya sea para la trayectoria de flujo del dializado para el circuito de sangre del paciente. Por ejemplo, tal como se muestra en la figura 34, las bombas peristálticas, tal como la bomba 48, que se utilizaron anteriormente para el circuito de sangre pueden ser utilizadas en lugar de las bombas volumétricas 22 a 28 descritas anteriormente para la trayectoria de flujo del dializado. Las bolas peristálticas, como la bomba 48, se localizan principalmente en la máquina de terapia de sangre y reciben tubos fuera de la máquina, similar al tubo 102, pero que bombean dializado o fluido de terapia. La máquina 180 de la figura 38, ilustra un tipo de alternativa similar, la cual utiliza una serie de dedos de conducción redondos colocados en forma adyacente 182, que generalmente operan en forma perpendicular a los tubos de flujo de dializado o de la terapia, los cuales se localizan dentro del cartucho alternativo 190. Los dedos lineales 182 comprimen los tubos de dializado 184 en forma secuencial, en una forma similar a los rodillos en una bomba peristáltica que comprimen y mueven el fluido dentro de los tubos de dializado flexibles 184 del cartucho 100b a través de dichos tubos y hacia el destino deseado del fluido. Los dializadores de flujo de alto nivel 20 y 30, se conectan al cartucho alternativo 100b tal como se describió anteriormente, y en una modalidad se extienden desde una parte de la máquina 180, tal como se ilustra. Se proporcionan uno o más motores 186 para girar las levas que conducen los dedos lineales 182 de acuerdo con la secuencia prescrita. Haciendo referencia ahora a la figura 39, se ilustra una modalidad del sistema de tubería lineal. Aquí, la bolsa de drenaje 12 y una pluralidad de bolsas de solución 14, 16, 18 y 188 se soportan a través de una sobremesa 192. Las conexiones de tubería, tal como a través de los tubos 194 y 196, están elaboradas entre el cartucho alternativo 100b y las bolsas 12 a 18 y 188. El cartucho 100b se coloca en una ranura 198 definida por la máquina 180. La máquina 180 también incluye la GUI 160 que se describió anteriormente.

Haciendo referencia ahora a las figuras 40 y 41, el cartucho 100b y un cartucho alternativo 100c ilustran en forma esquemática y respectiva varias modalidades para configurar los cartuchos de la presente invención, para operar con las bombas de tubería lineal. Los cartuchos 100b y 100c operan ambos con la bolsa de drenaje 12 y las bolsas de solución 14 a 18 y 188. Ambos cartuchos 100b y 100c incluyen un número de sensores, tales como el detector de filtración de sangre 66, una pluralidad de sensores de presión 46 y una pluralidad de sensores de nivel de agua/aire 68. Ambos cartuchos 100b y 100c operan con dializadores de flujo de alto nivel 20 y 30 montados en forma externa, tal como se describió anteriormente. Se coloca una restricción 40 en la trayectoria de dializado entre los dializadores de la arteria y de la vena. Los cartuchos 100b y 100c incluyen ambos parte de tubería lineal 184 que se muestran anteriormente en la figura 38. Las figuras 40 y 41 ilustran una ventaja de las bombas de tubería lineal de la presente invención, es decir, que los dedos de conexión 182 asociados con la máquina 180 se pueden operar con las partes de tubería lineal 184 del cartucho 100b/100c tanto para las trayectorias de flujo de sangre como de dializado, eliminando la necesidad de tener dos tipos de sistemas de bombeo. El cartucho 100c de la figura 41, incluye una parte de tubería lineal adicional 184 que se conecta en forma de fluidos con la línea de recirculación 220, la cual conduce a un carbono activado o cartucho absorbente 222. La línea de recirculación 220 también se extiende desde el cartucho 222 en la entrada del dializado y del dializador de flujo de alto nivel 30. El flujo de dializado al dializador de la vena 20 y desde el dializador de la arteria 30, se monitorea en relación con las bombas de tubería lineal en una modalidad a través de un aparato de medición de flujo, que mide el flujo en la línea de entrada 202 en el dializador de la vena 20, que detecta qué tanto dializado fresco se suministra desde las bolsas 14, 16, 18 y 188. Un aparato de medición de flujo también mide el flujo que abandona el dializador de la arteria 30 a través de la línea 204, que se conduce a través del detector de filtración 166 hasta la bolsa de drenaje 12. La figura 41, muestra una línea de ramificación 206 que permite en forma selectiva que una parte del dializado consumido UF sea desviado a través de la línea de recirculación 220 al cartucho de carbón o absorbente 222, y posteriormente de regreso al dializador de la arteria 30. Calentador Inductivo Haciendo ahora a las figuras 42 y 43, se ilustran dos modalidades del calentador 58 de la presente invención, a través de los calentadores 58a y 58b, respectivamente. Tal como se describió, el calentador 58 puede ser cualquier tipo de calentador de fluido médico tal como un calentador de placa, infrarrojo u otro tipo de calentador radiante, calentador de convección o cualquier combinación de los mismos. El calentador 58a, es un calentador inductivo o calentador con una bobina inductiva. El calentador inductivo 58a está configurado en forma integral o conectado en forma fija a un cartucho desechable, tal como el cartucho 100. Por otra parte el calentador inductivo 58b, se conecta al cartucho desechable 100 a través de un par de tubos y se localiza lejos del cuerpo principal del cartucho 100. Tal como se puede apreciar en la figura 42, se muestra una parte del cartucho 100. El cartucho 100 define la trayectoria de flujo de fluido 76 y la trayectoria de flujo de fluido 78. En la modalidad ilustrada, la trayectoria de flujo de fluido 76 es la entrada al calentador inductivo 58a. La trayectoria de flujo de fluido 78 es la salida del calentador de fluido 58a. Esto es, la bomba de dializado fresco puede bombear fluido a la trayectoria de flujo 76 y hacia la cámara de fluido 74a definida por el alojamiento del calentador 72a. Posteriormente el fluido calentado fluye desde la cámara de fluido 74 a través del canal de flujo 78a, por ejemplo, a un dializador o aparato de equilibrio volumétrico. Con respecto al calentador en línea 58b, el fluido fluye a través de una bomba de dializado a través de un tubo (no ilustrado) conectado en forma de sello a la puerta de entrada 82. El fluido fluye fuera del calentador 58b hacia el cartucho desechable a través de un tubo (no ilustrado) conectado en forma de sello a la parte de la salida 88 y una puerta similar localizada en el cuerpo principal del cartucho desechable. Los calentadores 58a y 58b incluyen cada uno un elemento de calentamiento o bobina inductiva 80. El elemento de calentamiento 80 se inserta en cada uno de los canales de flujo de fluido 74a y 74b. En una modalidad, el elemento de calentamiento 80 es sustancialmente cilindrico y cuando se coloca dentro de los alojamientos substancialmente cilindricos 72a y 72b, respectivamente, crea una trayectoria de flujo de fluido anular que fluye en forma longitudinal hacia abajo de la parte externa del elemento de calentamiento 80 y arriba de la parte interna del elemento de calentamiento 80 antes de abandonar el calentador 58a ó 58b. Los elementos de calentamiento 80 pueden ser corrugados o tener de otra forma estructuras tipo aleta para incrementar el área de la superficie del elemento de calentamiento con respecto al fluido que fluye a través de los calentadores 58a y 58b. En una modalidad, el elemento de calentamiento 80 es o actúa como una bobina secundaria acortada de un transformador. El elemento cerrado o atado con un lazo no permite que la energía se disipe en forma eléctrica, más bien se convierte en calor. Un transformador localizado en la máquina incluye una bobina principal. La bobina principal puede ser energizada a través de un suministrador de alta frecuencia CA. Los calentadores de fluido 58a y 58b incorporan uno o más sensores de temperatura localizados de modo que la temperatura del líquido que fluye a través del calentador pueda ser monltoreada. Los sensores de temperatura en una modalidad, son sensores de temperatura infrarroja. El elemento de calentamiento 80 en una modalidad, está elaborado de un metal no corrosivo, tal como acero inoxidable. En operación, el diallzado a temperatura ambiente o frío se bombea en los calentadores de inducción 58a y 58b, a lo largo de la parte externa del elemento de calentamiento 80, alrededor de la parte del fondo del elemento de calentamiento 80 y posteriormente a lo largo de la parte interna de elemento de calentamiento 80, o finalmente salen del calentador. En una modalidad, el cartucho desechable, tal como el cartucho 100 se inserta de modo que la cavidad de calentamiento definida por el alojamiento 72a, se coloque directamente en la bobina primaria localizada dentro de la máquina de terapia renal. Cuando se energiza, la bobina primaria incluye en forma magnética una corriente en la bobina acortada 80, originando que el elemento 80 y el fluido circundante se calienten. La bobina principal sirve como propósito secundario para centrar y estabilizar el cartucho dentro de la máquina de terapia de falla renal.

En una implementación, el área de superficie del elemento 80 puede estar alrededor o a menos de 25.4 cm2 (10 pulgadas2) para calentar el dializado desde una temperatura de 5°C hasta 37°C en un rango de flujo de aproximadamente 150 mililitros por minuto. El calentador puede tener una dimensión de aproximadamente 1 pulgada (25.4 mm) de diámetro por 1.5 pulgadas (38.1 mm). También utilizar como alternativa otros tamaños, formas y/o múltiples bobinas 80. Cartucho con Cámaras de Equilibrio Haciendo referencia ahora a la figura 44, se muestra una parte del cartucho 100 en. sección transversal que ilustra una modalidad para proporcionar una cámara de equilibrio a base del cartucho 340 de la presente invención. El cartucho 100 (incluyendo cada uno de los cartuchos 100a a 100c) incluye una parte superior 96, una parte inferior 98 y una cubierta flexible 346. En una modalidad, las partes 96 y 98 están elaboradas de un plástico rígido adecuado. En una modalidad, la membrana o diafragma flexible 346 está elaborado de un material de plástico o de hule adecuado, tal como PVC, sin PVC DEHP, mezcla de polipropileno Krayton o materiales similares. La cubierta 346 está soldada o unida a una mitad 96 ó 98. Se corta la cubierta en exceso. Las dos partes 96 y 98 se unen posteriormente en una interfase de correspondencia entre las partes. Esto captura la cubierta 346 entre las partes 96 y 98. Las partes 96 y 98 están configuradas de modo que la soldadura de la cubierta 346 se restringe entre las partes 96 y 98. Las partes 96 y 98 emparedan de esta forma la membrana o diafragma 346 del cartucho. Utilizando la misma nomenclatura que las figuras 17 a 21 para las trayectorias de flujo de entrada y salida a la cámara de equilibrio 340, la parte superior 96, la cual recibe y suministra dializado fresco, define una trayectoria de flujo de entrada 334 y una trayectoria de flujo de fluido fresco de salida 314. De igual forma, la parte inferior 98, la cual recibe y suministra dializado de efluente define una trayectoria de efluente de entrada 336 y un efluente de salida 338. Dichas trayectorias de fluido están en comunicación de fluidos con las líneas de fluido con números similares que se muestran en las figuras 17 a 21. Cuando la cámara de equilibrio 340 está llena de fluido fresco, una válvula localizada en la corriente ascendente de la cámara de equilibrio y la trayectoria de fluido fresco 334 se cierran. Para empujar dializado al paciente dializador, se abre una válvula que se comunica con la línea de efluente de entrada 336 ya que es una válvula que se comunica con la línea de suministro de dializado fresco 314. Dicha configuración de la válvula permite que el fluido de efluente presurizado empuje la membrana o diafragma 346 lejos de la abertura de la entrada de efluente 336 y hacia la parte superior de la cámara 340, dispersando de esta forma el dializado fresco dentro de la cámara 340 hasta un dializador o paciente. La cámara de fluido 340 puede estar orientada en forma horizontal como se muestra, o en forma vertical. Si es en forma vertical, las entradas se localizan preferentemente debajo de las salidas para permitir de mejor manera que el aire se escape del fluido. Asimismo, las puertas pueden ser combinadas a una sola puerta para cada cámara, en forma similar a la configuración de válvula alternativa de la figura 38 para el tubo de equilibrio. Las puertas simples pueden localizarse más cerca de, o directamente en forma adyacente a la interfase entre las partes 96 y 98, según se desea. En otra modalidad (no ilustrada), la parte del cartucho 100 que proporciona cámara de equilibrio no incluye partes rígidas superiores e inferiores 96 y 98. Más bien dicha parte del cartucho 100 incluye tres laminados o tres membranas flexibles separadas. Cuando el cartucho está cargado en la máquina de terapia de falla renal, la máquina extrae un vacío en las dos membranas externas, originando que las membranas externas se succionen contra las paredes de la máquina que definen la cámara de equilibrio. Esta configuración reduce la cantidad de plástico rígido necesario y se considera que es más simple y de menor costo en su producción. En una configuración alternativa, las presiones en las cavidades de la cámara de equilibrio empujan la cubierta para conformarse con las cavidades, evitando la necesidad de un vacío. Los laminados externos pueden tener puertas formadas de manera integral con, o conectadas en forma de sello a los laminados para coincidir con las líneas de dializado de entrada y salida. Tubo de Equilibrio Haciendo referencia ahora a la figura 45, se ilustra una modalidad del tubo de equilibrio 360. Tal como se describió anteriormente y utilizando la nomenclatura similar, el tubo de equilibrio 360 incluye un separador 366 que funciona en forma similar a la membrana flexible 346 de la cámara de equilibrio 340. En la modalidad ilustrada, el separador 366 es una bola u objeto esférico que se mueve en forma ajustada dentro de un alojamiento cilindrico 382. Un par de tapas 384 y 386 se proporcionan en cualquier extremo del alojamiento cilindrico 382. Las tapas 384 y 386 quedan selladas en la tubería cilindrica 382 a través de los anillos-O 388. El separador o bola 366 se sella a las tapas 384 y 386 a través de los anillos-O internos 392. En una modalidad alternativa, las tapas 384 y 386 quedan permanente y herméticamente selladas al tubo cilindrico 382. Las puertas 394 y 396 se forman de manera integral con, o se adhieren a las tapas 384 y 396, respectivamente. Las puertas 394 y 396 se sellan a los tubos de correspondencia a través de cualquier mecanismo conocido por los expertos en la técnica. En una modalidad, el tubo cilindrico 382 es traslúcido o transparente, de modo que un sensor óptico puede detectar si la bola o separador 366 ha llegado en forma adecuada al final del recorrido. Se pueden utilizar como alternativa sensores ultrasónicos u otros tipos de sensores. El ensamble puede ser elaborado de dos piezas de plástico moldeadas por inyección que coinciden en el centro de los tubos con el separador 366 instalado antes de la correspondencia. La correspondencia se puede realizar mediante enlace de solvente, ultrasonido u otras técnicas conocidas por los expertos en la técnica. El tubo 382 también puede ser una extrusión simple con tapas de extremo moldeadas aplicadas mediante operación secundaria. La bola o separador 366 está diseñada para ajustar de manera ceñida aunque suavemente en el interior del cilindro 382. Una pequeña cantidad de mezclado dentro del fluido fresco y efluente puede ocurrir sin afectar sustancialmente el desempeño del sistema. En una modalidad alternativa, se proporciona un separador tipo pistón cilindrico. En cualquier caso, el separador 366 puede tener un aparato de sellado adicional, tal como limpiadores o bridas deformables que ayudan a mejorar el deslizamiento o rodamiento del sello, según pueda ser el caso. Cada uno de los componentes que se muestran en la figura 25 para el tubo de equilibrio 360, pueden estar elaborados de plástico u otro material adecuado. En una modalidad, el tubo de equilibrio 360 es un artículo desechable, el cual puede formarse de manera integral con el cartucho 100 ó adherirse al cartucho a través de tubería, similar a los calentadores 58a y 58b de las figuras 42 y 43. Es importante observar que los anillos-O y los aditamentos pueden no ser necesarios si se utilizan tapas o ensambles moldeados por inyección. Además, los sensores, tales como sensores ultrasónicos u ópticos para la colocación del separador, pueden eliminar la necesidad del sellado en el extremo del tubo. Deberá quedar entendido que los expertos en la técnica podrán apreciar varios cambios y modificaciones a las modalidades preferidas de la presente invención aquí descritas. Dichos cambios y modificaciones pueden realizarse sin apartarse del espíritu y alcance de la presente invención, y sin disminuir sus ventajas proyectadas. Por consiguiente se pretende que dichos cambios y modificaciones queden cubiertos por las reivindicaciones adjuntas.

Claims

R E I V I N D I C A C I O N E S 1. Un sistema de terapia de fluido médico, que comprende: una línea de sangre configurada y ajustada para estar acoplada a un paciente; una bomba conectada a la línea de sangre; una primera parte de dializador en comunicación con la línea de sangre y colocada para recibir la sangre del paciente; una segunda parte de dializador colocada para recibir la sangre de la primera parte de dializador; una línea de fluido de terapia conectada a una fuente de fluido de terapia y en comunicación de fluidos con la primera y segunda partes del dializador; y una restricción de flujo en comunicación con la línea de fluido de terapia entre la primera y segunda partes del dializador, siendo la restricción variable para incrementar/disminuir en forma selectiva la presión de regreso del fluido de terapia en una de las primeras y segundas partes del dializador.
2. El sistema de terapia de fluido médico de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque la primera parte, la segunda parte, y restricción se proporcionan en un alojamiento simple.
3. El sistema de terapia de fluido médico de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque la primera parte y la segunda parte se alojan por separado.
4. El sistema de terapia de fluido médico de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque incluye un aparato acoplado a la restricción de flujo, el aparato siendo operable para variar la resistencia de flujo de fluido de la restricción de flujo.
5. El sistema de terapia de fluido médico de conformidad con la reivindicación 4, caracterizado porque el aparato se opera en forma manual o automática.
6. El sistema de terapia de fluido médico de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque al menos una parte de al menos una línea de sangre y la línea de fluido de terapia es desechable.
7. El sistema de terapia de fluido médico de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque al menos una de la primera parte, la segunda parte, y la restricción de flujo son desechables.
8. El sistema de terapia de fluido médico de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque comprende además un cartucho desechable que incluye al menos una de la primera parte, segunda parte, restricción de flujo, una parte de la línea de sangre, y una parte de la línea de fluido de terapia.
9. El sistema de terapia de fluido médico de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque la bomba es una primera bomba y la cual incluye al menos una bomba adicional configurada y arreglada para bombear el fluido de terapia.
10. El sistema de terapia de fluido médico de conformidad con la reivindicación 9, caracterizada porque la bomba adicional es del tipo seleccionado del grupo que consiste en: una bomba de membrana, una bomba peristáltica, una bomba de pistón, una bomba accionada en forma neumática, una bomba de pistón, una bomba activada en forma neumática y cualquier combinación de las mismas.
11. El sistema de terapia de fluido médico de conformidad con la reivindicación 9, caracterizada porque incluye un par de las bombas adicionales que operan en golpes de ciclo opuestos para suministrar fluido de la terapia a las partes del dializador.
12. El sistema de terapia de fluido médico de conformidad con la reivindicación 9, caracterizada porque incluye al menos una de las bombas adicionales que pueden operar para suministrar fluido de la terapia a una de las partes del dializador y al menos otras bombas adicionales que pueden operar para eliminar ultrafiltrado de la otra parte del dializador.
13. El sistema de terapia de fluido médico de conformidad con la reivindicación 1, caracterizada porque incluye al menos un aparato de administración de flujo de fluido de un tipo seleccionado del grupo que consiste en: un sensor de volumen de fluido de capacitancia, una operación del sensor de volumen de fluido con base en la ley de gas ideal, un sensor que cuenta el número de revoluciones/golpes realizados por una bomba peristáltica, una escala de pesado, una cámara de equilibrio simple, un tubo de equilibrio simple, una trayectoria dolorosa simple, una cámara de equilibrio doble, un tubo de equilibrio doble y una trayectoria dolorosa doble.
14. El sistema de terapia de fluido médico de conformidad con la reivindicación 1, caracterizada porque incluye un calentador de fluido en comunicación con la línea de fluido de terapia que calienta el fluido de terapia antes de que el fluido llegue ya sea a la primera o segunda partes del dializador.
15. El sistema de terapia de fluido médico de conformidad con la reivindicación 14, caracterizada porque el calentador es de al menos un tipo seleccionado del grupo que consiste en: inductivo, resistencia eléctrica, de convección y radiante.
16. El sistema de terapia de fluido médico de conformidad con la reivindicación 1, caracterizada porque la fuente de fluido de terapia incluye al menos un contenedor de fluido portátil, un módulo de preparación de fluido de terapia, una fuente de fluido de terapia en línea y cualquier combinación de los mismos.
17. El sistema de terapia de fluido médico de conformidad con la reivindicación 1, caracterizada porque la restricción está diseñada para el flujo de regreso del 10 al 90% del fluido a través de uno de los dializadores en la línea de sangre.
18. El sistema de terapia de fluido médico de conformidad con la reivindicación 1, caracterizada porque incluye al menos un detector de aire y/o aparato de eliminación en la línea de sangre.
19. El sistema de terapia de fluido médico de conformidad con la reivindicación 1, caracterizada porque lleva a cabo una terapia seleccionada del grupo que consiste en: hemodiálisis, hemofiltración, hemodiafiltración y cualquier combinación de los mismos.
20. El sistema de terapia de fluido médico de conformidad con la reivindicación 19, caracterizado porque la terapia de hemofiltración es una terapia de post-dilución, una terapia de post-dilución o una terapia de pre- y postdilución.
21. El sistema de terapia de fluido médico de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque incluye un circuito de recirculación en comunicación con la línea de fluido de terapia, en donde el fluido eliminado de uno de los dializadores, se introduce nuevamente en la línea de fluido de terapia para comunicarse en forma de fluido nuevamente con uno del primero y segundo dializadores.
22. El sistema de terapia de fluido médico de conformidad con la reivindicación 21, caracterizado porque la línea de recirculación introduce nuevamente el fluido en el dializador desde el cual se elimina el fluido.
23. El sistema de terapia de fluido médico de conformidad con la reivindicación 21, caracterizado porque el fluido se elimina para el circuito de recirculación del dializador localizado en la corriente descendente de la restricción.
24. El sistema de terapia de fluido médico de conformidad con la reivindicación 21, caracterizada porque incluye al menos un aparato de limpieza localizado en el circuito de recirculación, operando el aparato para al menos regenerar parcialmente el fluido que será reintroducido en la línea de fluido de la terapia.
25. El sistema de terapia de fluido médico de conformidad con la reivindicación 24, caracterizada porque el aparato de limpieza se selecciona del grupo que consiste en: un filtro de carbón activado, un intercambio absorbente, un limpiador químico, un intercambio químico, un limpiador biológico, un agente de absorción de enlace, un agente de reacción enzimática, un limpiador mecánico y cualquier combinación de los mismos.
26. El sistema de terapia de fluido médico de conformidad con la reivindicación 1, caracterizada porque el fluido de la terapia fluye a través de la primera y segunda partes en contracorriente al flujo de sangre.
27. El sistema de terapia de fluido médico de conformidad con la reivindicación 1, caracterizada porque el fluido de la terapia fluye a través de la primera y segunda partes en corriente en conjunto con el flujo de sangre.
28. El sistema de terapia de fluido médico de conformidad con la reivindicación 1, caracterizada porque la restricción variable incluye un sujetador controlado por un motor.
29. Un sistema de terapia de fluido médico que comprende: una línea de sangre configurada y ajustada para acoplarse a un paciente; una bomba conectada a la línea de sangre; un primer dializador en comunicación con la línea de sangre y colocado para recibir sangre del paciente; un segundo dializador alojado por separado del primer dializador, colocado y ajustado el segundo dializador para recibir sangre del primer dializador; y una restricción de flujo en comunicación con la línea de fluido de terapia entre el primero y segundo dializadores, siendo operable la restricción para incrementar la presión de regreso del fluido de la terapia en uno del primer y segundo dializadores.
30. El sistema de conformidad con la reivindicación 29, caracterizado porque la restricción es variable para incrementar/disminuir en forma selectiva la presión de retorno.
31. Una unidad desechable para una máquina de terapia de falla renal, que comprende: un alojamiento configurado y arreglado para colocarse en la máquina; una membrana flexible adherida al alojamiento, estando la membrana y alojamiento en cooperación con la máquina para llevar a cabo una función de válvulas que controla el flujo de un fluido de terapia de falla renal; primera y segundas partes del dializador llevadas por el alojamiento y conectadas en forma operable al menos a una parte de la línea de sangre del paciente; y una restricción de flujo colocada entre el primero y segundo dializadores, siendo operable la restricción para incrementar la presión de regreso en uno de los dializadores.
32. La unidad desechable de conformidad con la reivindicación 31, caracterizada porque las partes del dializador están alojadas por separado.
33. La unidad desechable de conformidad con la reivindicación 31, caracterizada porque la línea de sangre incluye una longitud de tubería configurada para acoplarse en forma operativa con una bomba peristáltica alojada en las máquinas.
34. La unidad desechable de conformidad con la reivindicación 31, caracterizada porque incluye al menos un aparato de administración de flujo de fluidos de un tipo seleccionado del grupo que consiste en: un sensor de volumen de fluido de capacitancia, una operación del sensor de volumen de fluido con base en la ley de gas ideal, un sensor que cuenta un número de revoluciones/golpes realizados por una bomba peristáltica, una báscula de pesado, una cámara de equilibrio simple, un tubo de equilibrio simple, una trayectoria dolorosa simple, una cámara de equilibrio doble, un tubo de equilibrio doble y una trayectoria dolorosa doble.
35. Un método de terapia de fluido médico, en donde el método comprende los pasos de: (a) originar que el fluido de la terapia fluya hacia la primera y segunda partes del dializador; (b) colocar una restricción de flujo variable entre la primera y segunda partes; y (c) ajustar la restricción de flujo variable de modo que una primera parte deseable del fluido fluya dentro de la línea de sangre a través de uno de los dializadores, y una segunda parte del fluido fluya substancialmente a través de una pluralidad de las membranas localizadas en el segundo dializador.
36. El método de terapia de fluido médico de conformidad con la reivindicación 35, caracterizado porque el ajuste de las restricciones origina además que una tercera parte del fluido fluya a través de las membranas localizadas en la primera parte del dializador.
37. Un método de máquina de terapia de fluido médico doméstica, en donde el método comprende los pasos de: (a) permitir que una persona cargue en su hogar un cartucho desechable en la máquina; (b) originar que el fluido de la terapia fluya hacia el cartucho desechable; (c) dirigir al menos 25% del fluido para llevar a cabo el despeje conductivo; y (d) permitir que al menos una cantidad substancial del fluido restante lleve a cabo la limpieza de difusión.
38. El método de terapia de fluido médico doméstica de conformidad con la reivindicación 37, caracterizado porque la dirección del porcentaje de fluido para llevar a cabo la limpieza conductiva incluye originar que los porcentajes de fluido sean presurizados de regreso a través de una membrana del dializador dentro del flujo de sangre del paciente.
39. Un método para llevar a cabo ultrafiltración, en donde el método comprende: proporcionar un primer y segundo aparato de equilibrio; bombear fluido de terapia consumido dentro del primer aparato de equilibrio; permitir que el fluido de la terapia expulsado del primer aparato de equilibrio por el fluido de la terapia consumido bombeado en el primer aparato de equilibrio, fluya hacia el segundo aparato de equilibrio; y permitir que el fluido de la terapia expulsado que entra al segundo aparato de equilibrio expulse al drenaje el fluido de la terapia consumido que se mantiene en el segundo aparato de equilibrio.
40. El método de conformidad con la reivindicación 39, caracterizado porque los fluidos de la terapia consumidos y expulsados son seleccionados del grupo que consiste en: fluido de dializado y de substitución.
41. El método de conformidad con la reivindicación 39, caracterizado porque los aparatos de equilibrio se seleccionan del grupo que consiste en: cámaras de equilibrio, tubos de equilibrio y trayectorias dolorosas.
42. El método de conformidad con la reivindicación 39, caracterizado porque el fluido de la terapia expulsado del primer aparato de equilibrio es fluido de terapia fresco.
43. Una prueba de integridad de válvula para una bomba de fluido colocada en la línea con válvulas de entrada y salida, en donde la prueba comprende los pasos de: (a) bombear fluido hacia una bomba con la válvula de salida cerrada y la válvula de entrada abierta; (b) cerrar la válvula de entrada y al mismo tiempo mantener cerrada la válvula de salida; (c) intentar bombear fluido desde la bomba con las válvulas cerradas; y (d) determinar que al menos una de las válvulas se está filtrando si se detecta un cambio de volumen de fluido dentro de la bomba.
44. La prueba de integridad de conformidad con la reivindicación 43, caracterizada porque incluye utilizar un sensor de volumen de fluido de capacitancia para detectar si ocurre un cambio de volumen dentro de la bomba.
45. La prueba de integridad de conformidad con la reivindicación 43, caracterizada porque incluye llevar a cabo los pasos del (a) al (d) en forma periódica a lo largo de la terapia de fluido médico.
46. La prueba de integridad de conformidad con la reivindicación 43, caracterizada porque incluye llevar a cabo los pasos del (a) al (c) para una terapia seleccionada del grupo que consiste en: hemodiálisis, hemofiltración, hemodiafiltración, diálisis peritoneal y cualquier combinación de las mismas.
47. Un método para detectar volumen en una base de tiempo real, en donde el método comprende: obtener un volumen total de aire inicial que incluye un volumen de aire en una cámara de bomba de membrana y un volumen de aire en un recipiente de volumen constante en comunicación con la cámara de la bomba; mover la membrana en la cámara de la bomba para dispersar fluido de, o extraer fluido hacia la cámara de la bomba; medir una presión inicial y una presión en el tiempo T después de que el volumen total ha cambiado; calcular el volumen de aire total para el tiempo T, utilizando el volumen total inicial, la presión inicial y la presión en el tiempo T; y determinar el volumen bombeado utilizando el volumen total de aire inicial y el volumen de aire total para el tiempo T.
48. El método de conformidad con la reivindicación 47, caracterizado porque el recipiente de volumen constante es una cámara de presión.
49. Un sistema de terapia de fluido médico, que comprende: una línea de sangre configurada y ajustada para acoplarse a un paciente; una bomba de sangre conectada a la línea de sangre; un filtro de sangre en comunicación con la línea de sangre, el filtro puede operar para permitir que una parte de líquido de la sangre del paciente pase desde el filtro hasta una trayectoria de flujo de fluido de terapia; un par de bombas de fluido peristálticas colocadas y ajustadas para bombear en forma alternativa y substancialmente continua fluido de terapia hacia y desde la línea de sangre; y al menos un aparato de control de volumen que opera para controlar una cantidad del fluido de terapia que es bombeado a la línea de sangre y una cantidad de fluido que es bombeado desde el filtro.
50. Un sistema de terapia de fluido médico de conformidad con la reivindicación 49, caracterizado porque incluye una pluralidad de válvulas que operan para permitir que las bombas peristálticas lleven a cabo el bombeo de alternación y substancialmente continuo del fluido de terapia.
51. El sistema de terapia de fluido médico de conformidad con la reivindicación 49, caracterizada porque opera para bombear en forma selectiva fluido de la terapia a la corriente ascendente o corriente descendente de la línea de sangre del filtro.
52. El sistema de terapia de fluido médico de conformidad con la reivindicación 49, caracterizada porque está configurado para bombear fluido de terapia al filtro para llevar a cabo el despeje de sangre de convección y/o de difusión. »
53. El sistema de terapia de fluido médico de conformidad con la reivindicación 49, caracterizada porque el aparato de control de volumen es de un tipo seleccionado del grupo que consiste en: un sensor de volumen de fluido de capacitancia, una operación del sensor de volumen de fluido con base en la ley de gas ideal, un sensor que cuenta el número de revoluciones/golpes realizados por una bomba peristáltica, una escala de pesado, una cámara de equilibrio simple, un tubo de equilibrio simple, una trayectoria dolorosa simple, una cámara de equilibrio doble, un tubo de equilibrio doble y una trayectoria dolorosa doble.
54. Un sistema de terapia de fluido médico, que comprende: una línea de sangre configurada y ajustada para acoplarse a un paciente; una bomba de sangre conectada a la línea de sangre; un filtro de sangre en comunicación con la línea de sangre, siendo el filtro operable para permitir que una parte de líquido de la sangre del paciente pase desde el filtro hasta una trayectoria de flujo de fluido de terapia; una primera bomba que puede operar para bombear fluido de terapia de la línea de sangre; una segunda bomba que puede operar para bombear fluido desde el filtro; una trayectoria de recirculación que puede operar para dirigir al menos parte del fluido bombeado desde el filtro, a través del aparato de regeneración de fluido, hacia la línea de sangre.
55. El sistema de terapia de fluido médico de conformidad con la reivindicación 54, caracterizada porque el aparato de regeneración incluye carbono activado, un material absorbente de cualquier combinación de los mismos.
56. El sistema de terapia de fluido médico de conformidad con la reivindicación 54, caracterizada porque puede operar para bombear en forma selectiva fluido de terapia a la corriente ascendente o corriente descendente de la línea de sangre del filtro.
57. El sistema de terapia de fluido médico de conformidad con la reivindicación 54, caracterizada porque está configurado en forma adicional para bombear fluido de terapia al filtro para llevar a cabo el despeje de sangre de o difusión: R E S U E Se proporciona un sistema, método y aparato para llevar a cabo una terapia de reemplazo renal. En una modalidad, se conectan en series dos pequeños dializadores de flujo de alto nivel. Se coloca una restricción entre los dos dializadores en la trayectoria de flujo de dializado. La restricción es variable y se puede ajustar en una modalidad preferida. La restricción construye una presión positiva en el dializador de la vena, originando un alto grado de filtración de regreso intencional. La filtración de regreso origina un flujo de dializado significativo a través de la membrana de la vena de flujo de alto nivel directamente en la sangre del paciente. La solución filtrada de regreso es subsecuentemente ultrafiltrada del paciente desde el dializador de la arteria. La difusión del dializado en el filtro de la vena y la eliminación del dializado del dializador de la arteria, originan un transporte de convección de toxinas desde el paciente. Además, el dializado que no se dispersa directamente en el paciente, sino más bien fluye a través de las membranas de ambos dializadores, proporciona un despeje de difusión de los productos de desecho.