ES2256873T3

ES2256873T3 - Aparato para el tratamiento de la sangre mediante circulacion extracorporea y procedimiento de fabricacion.

Info

Publication number: ES2256873T3
Application number: ES97420168T
Authority: ES
Inventors: Michel Thomas; Pierre Valette
Original assignee: Gambro Industries SAS
Current assignee: Gambro Industries SAS
Priority date: 1996-09-19
Filing date: 1997-09-18
Publication date: 2006-07-16
Anticipated expiration: 2017-09-18
Also published as: DE69734862T2; US6454998B1; EP0830867A1; DE69734862D1; CA2214481C; JPH1099431A; CA2637712C; CA2637712A1; EP0830867B9; JP3896197B2; EP1616586A3; FR2758990A1; FR2758990B1; EP0830867B1; ATE312633T1; EP1616586A2; US6010475A; CA2214481A1

Abstract

APARATO DE TRATAMIENTO DE LA SANGRE O EL PLASMA POR CIRCULACION EXTRACORPOREA, QUE COMPRENDE: LA CIRCULACION DE LA SANGRE PROVISTO DE DOS ACCESOS; ESTE COMPARTIMIENTO TIENE POR LO MENOS UNA SUPERFICIE INTERNA DESTINADA A QUEDAR REVESTIDA, PREVIA ESTERILIZACION, CON POR LO MENOS UNA CAPA MOLECULAR DE UNA SUSTANCIA SOLUBLE EN UNA SOLUCION ACUOSA SUSCEPTIBLE DE MEJORAR SU BIOCOMPATIBILIDAD, Y DETERMINADA DE LA SUSTANCIA DEPOSITADA DENTRO DEL COMPARTIMIENTO DE LA SANGRE POR UNO DE LOS ACCESOS, EN FORMA TAL QUE LA SUSTANCIA PUEDA RECIBIR PRACTICAMENTE SIN ALTERACION UNA IRRADIACION CAPAZ DE ESTERILIZAR EL APARATO. LA CANTIDAD DE SUSTANCIA SE DETERMINA DE TAL MANERA QUE LA CIRCULACION DE UN VOLUMEN DADO DE SOLUCION ACUOSA EN EL COMPARTIMIENTO DE LA SANGRE, A PARTIR DEL ACCESO EN EL QUE SE DEPOSITO LA SUSTANCIA, ORIGINE LA FORMACION POR UNION DURADERA DE POR LO MENOS UNA CAPA MOLECULAR DE LA SUSTANCIA EN LA SUPERFICIE INTERNA A TRATAR DEL COMPARTIMIENTO DE LA SANGRE.

Description

Aparato para el tratamiento de la sangre mediante circulación estracorpórea y procedimiento de fabricación.

La presente invención se refiere a un procedimiento de fabricación de un aparato para el tratamiento de la sangre mediante circulación extracorpórea y a un aparato obtenido mediante este procedimiento.

Se utilizan unos aparatos para el tratamiento de la sangre mediante circulación extracorpórea en diversas aplicaciones médicas o paramédicas tales como: el tratamiento de la insuficiencia renal mediante diálisis o hemofiltración, la plasmaféresis y la aféresis con fines terapéuticos y no terapéuticos, la oxigenación de la sangre, la inmunodepuración, etc.

Todos estos aparatos tienen en común que comprenden un compartimiento de la sangre provisto de dos accesos, en el cual, durante el tratamiento considerado, se pone en circulación la sangre del paciente. Para ello, se conecta una conducción para la extracción de sangre entre un vaso sanguíneo del paciente y un acceso, utilizado como entrada, al compartimiento de la sangre; se conecta una conducción para la restitución de sangre entre el otro acceso al compartimiento de la sangre, utilizado como salida, y un vaso sanguíneo del paciente; y se pone en circulación la sangre del paciente en este circuito extracorpóreo que queda completado encima del paciente, por medio de una bomba generalmente dispuesta en la conducción para la extracción.

Generalmente el compartimiento de la sangre de estos aparatos está delimitado por una parte de las paredes de una caja del aparato y por una pared de un elemento activo del aparato, por medio del cual se efectúa el tratamiento de la sangre. A título de ejemplo, en un dializador de fibras huecas, el compartimiento de la sangre está delimitado por el interior de las fibras de un haz de fibras huecas, que constituyen una membrana semipermeable, por la superficie exterior de los discos adhesivos utilizados para fijar el haz de fibras en los dos extremos de una caja tubular del aparato, y por dos boquillas fijadas en cada extremo de la caja.

Todos los materiales utilizados en la fabricación de estos aparatos se eligen para ser lo más biocompatibles posible de modo que las reacciones (coagulación, especialmente) que se producen cuando la sangre entra en contacto con un material ajeno no se produzcan o a unos niveles relativamente benignos.

Es ampliamente conocido tratar, en la masa o en superficie, los materiales destinados a estar en contacto con sangre para mejorar la biocompatibilidad. Los tratamientos conocidos intervienen o bien durante la preparación de las soluciones de polímeros utilizadas para fabricar tal o cual parte de un aparato (tratamiento másico), o bien después de que se hayan ensamblado las diferentes partes del aparato y antes de la esterilización del aparato, o bien, extemporáneamente, justo antes de la utilización del aparato.

El documento US 5 162 102 revela un instrumento médico que tiene una porción en contacto con la sangre formada por un material hidrófobo en el cual se deposita un agente activo de superficie, que no representa ningún peligro para el cuerpo humano, en toda o parte de la porción en contacto con la sangre; por ejemplo se puede depositar el agente activo de superficie solamente en la superficie interna de la entrada de sangre o de la salida de sangre del instrumento, de modo que al introducir un líquido de enjuague en el instrumento, el agente activo de superficie esté repartido por toda la parte del instrumento que está en contacto con la sangre.

Se plantea un problema de resolución particularmente difícil cuando se pretende mejorar la biocompatibilidad del elemento activo de un aparato (membrana de diálisis, por ejemplo) respetando las condiciones siguientes:

1): la elección de la sustancia utilizada para el tratamiento y las modalidades del tratamiento deben tener como resultado la modificación de un elemento activo conocido, teniendo esta modificación como efecto el mejorar la biocompatibilidad del elemento activo a la vez que ha de preservar todas las cualidades conocidas (por ejemplo, para una membrana de diálisis/hemofiltración: características funcionales de las transferencias difusivas y convectivas, capacidad de adsorción de sustancias indeseables, etc);

2): la esterilización del aparato no debe tener ninguna influencia sobre el tratamiento;

3): el tratamiento no debe requerir ninguna manipulación particular por parte del usuario.

La finalidad de la invención consiste en proponer un procedimiento de fabricación de un aparato que cumpla con estas condiciones.

De modo más específico, la finalidad de la invención consiste en proponer un procedimiento de fabricación de un aparato que cumpla con las condiciones enunciadas anteriormente y cuyo elemento activo, antes del tratamiento, presente unas cargas negativas en la superficie. Cuando la sangre entra en contacto con una superficie cargada negativamente, en ella se produce un fenómeno biológico, llamado activación de la fase de contacto que se manifiesta mediante la generación de sustancias activas, la kalicreina y el factor XIIa, a partir de sustancias inactivas, prekalicreina y factor XII.

\newpage

La activación de la fase de contacto es benigna en sí, pero cuando se produce simultáneamente con ciertos factores perturbadores (toma de medicamentos hipotensores del tipo IEC por parte del paciente, dilución de la sangre que penetra en el aparato lleno de solución salina, disminución concomitante del pH), parece ser la causa de unas reacciones indeseables, denominadas anafilactoides que se manifiestan unos minutos después del inicio del tratamiento a través de diversos síntomas, entre los cuales la sensación de calor generalizado, el entumecimiento de los dedos, de los labios o de la lengua, el jadeo, la náusea, el edema laringeo. Cabe recordar que las reacciones anafilactoides no están ligadas exclusivamente a la utilización de aparatos médicos en los que el compartimiento de la sangre tiene una superficie interna cargada negativamente. Se han observado estas reacciones en unos intercambiadores que tienen unas membranas de diferentes composiciones químicas, a veces durante una primera utilización, otras veces después de varias utilizaciones cuando los intercambiadores, en lugar de ser inutilizados después de un solo uso, son reutilizados múltiples veces y son reciclados después de cada uso. Como ejemplo de intercambiadores entre los cuales una primera utilización ha ido acompañada de una reacción indeseable, se pueden citar los dializadores que tienen una membrana de polimetilmetacrilato y de poliacrilonitrilo. También se han documentado bien unas reacciones asociadas a la reutilización de los dializadores con membrana de acetato de celulosa y de polisulfona (véase "Anaphylactoid reactions associated with reuse of hollow-fiber hemodialysers and ACE inhibitors" in Kidney International, vol. 42 (1992), pp. 1232-1237).

Para alcanzar esta finalidad, se prevé, de conformidad con la invención

\hbox{un procedimiento según la
reivindicación 1.}

En el sentido de la invención, la aptitud para la disolución en una solución acuosa, que es una característica de la sustancia, debe entenderse en función del objetivo a alcanzar, que es que al finalizar el procedimiento, como mínimo una capa molecular de la sustancia está ligada a la superficie interna para tratar del compartimiento de la sangre. Además, en el caso de que no fuera conveniente que la sustancia estuviera introducida en la sangre del paciente, al finalizar el procedimiento toda la sustancia debería haberse disuelto y ningún residuo debería permanecer en el compartimiento de la sangre. En otros términos, esta aptitud comprende a la vez la capacidad física para disolverse en una solución acuosa y una velocidad de disolución, que depende de varios parámetros: volumen de solución acuosa utilizado, temperatura de la solución acuosa, caudal de la solución acuosa en el compartimiento de la sangre. Si se fijan estos parámetros decidiendo por ejemplo que la última etapa del procedimiento se realizará inmediatamente antes de la utilización del aparato durante el proceso de puesta en marcha del aparato, entonces la sustancia debe ser elegida, entre otros criterios, de modo que se alcance el objetivo de la invención haciendo circular en el compartimiento de la sangre, por ejemplo, dos litros de suero fisiológico, a temperatura ambiente (de 20ºC a 24ºC), con un caudal de 200 ml/min (condiciones clásicas de la puesta en marcha de un dializador en un centro de diálisis).

El procedimiento presenta dos ventajas mayores: por una parte, sólo se obtiene la superficie modificada por la sustancia después de la esterilización del aparato de modo que esta superficie modificada, biocompatible, no corre el riesgo de ser dañada por una esterilización muy energética, como la esterilización mediante irradiación g, por otra parte, cuando la solución acuosa utilizada es la solución de puesta en marcha del intercambiador, la implementación del aparato por parte del usuario es exactamente idéntica a la de todo aparato del mismo tipo.

Según una variante de la invención, en un aparato cuyo compartimiento de la sangre tiene dos accesos simétricos, se deposita la cantidad determinada de sustancia en el lugar donde está situado cada acceso de modo que, sea cual sea el sentido de la circulación ulterior de la solución acuosa en el compartimiento de la sangre, se forme una capa molecular de la sustancia en la superficie interna a tratar.

Este procedimiento presenta la ventaja de ser muy fácil de implementar a escala industrial.

La invención tiene también por objeto un aparato para el tratamiento de la sangre o del plasma según la reivindicación 8.

Según una variante de la invención, la superficie a tratar presenta unas cargas negativas y la sustancia es catiónica de modo que una capa molecular de la sustancia oculta las cargas negativas de la superficie.

En un modo de realización de la invención, el aparato es un hemodializador/hemofiltro provisto de una membrana fabricada a partir de un copolímero de acrilonitrilo y de metalilo sulfonato de sodio (membrana conocida por el nombre comercial AN69). La sustancia elegida para mejorar la biocompatibilidad de esta membrana es la polietilenimina (PEI) que tiene una masa molecular (medida mediante difusión de luz) comprendida entre alrededor de 10 y alrededor de 2000 k \mu (\mu = unidad de masa atómica = Dalton). La cantidad de PEI (masa molecular, 25 k \mu) depositada en el lugar donde está situado uno o cada acceso a la sangre está comprendida preferentemente entre alrededor de 5 y alrededor de 10 mg por m^{2} de membrana destinada a estar en contacto con la sangre.

Este aparato no activa la fase de contacto y tiene las mismas características funcionales que un hemodializador/hemofiltro no modificado.

Otras características y ventajas de la invención irán apareciendo a partir de la lectura de la descripción que sigue. Se hará referencia a los dibujos adjuntos en los cuales:

la figura 1 representa una vista en corte longitudinal esquemático de un dializador de fibras huecas según la invención;

la figura 2 representa el efecto de la cantidad de PEI utilizada para el tratamiento de la membrana AN69 sobre el potencial eléctrico de superficie de esta membrana;

la figura 3 representa el efecto de la cantidad de PEI (masa molecular: 25 k \mu) utilizada para el tratamiento de la membrana AN69 sobre la activación de la fase de contacto;

la figura 4 representa el efecto de la cantidad de PEI (masa molecular: 750 k \mu) utilizada para el tratamiento de la membrana AN69 sobre la activación de la fase de contacto;

la figura 5 representa la cinética de adsorción del Citocromo C en una membrana AN69 clásica y en una membrana AN69 a la cual se ha ligado PEI;

la figura 6 representa el nivel de activación de la fase de contacto mediante una membrana experimental desprovista de PEI y mediante la misma membrana a la cual se ha ligado PEI;

la figura 7 representa el nivel de activación de la fase de contacto mediante una membrana con una base de poliacrilonitrilo desprovista de PEI y mediante la misma membrana a la cual se ha ligado PEI;

la figura 8 representa el nivel de activación de la fase de contacto mediante una membrana AN69 desprovista de DEAE dextran y mediante la misma membrana a la cual se ha ligado DEAE dextran; y

las figuras 9a y 9b ilustran la hemocompatibilidad de una membrana de diálisis según la invención.

Para ilustrar la invención, se describirá un tipo particular de aparato para el tratamiento extracorpóreo de la sangre que se utiliza para paliar la insuficiencia renal.

Un hemodializador/hemofiltro comprende, de modo clásico, dos compartimientos separados por una membrana semipermeable. Un primer compartimiento está destinado a estar unido por medio de una conducción para la extracción y de una conducción para la restitución con el circuito vascular del paciente, mientras que el segundo compartimiento tiene una entrada eventualmente unida con una fuente de líquido de diálisis (tratamiento mediante hemodiálisis y hemodiafiltración) y una salida unida con una evacuación de líquido usado (dializado usado y/o ultrafiltrado). Se elige la membrana para permitir las transferencias difusivas y/o convectivas de los desechos del metabolismo, a partir del compartimiento de la sangre hacia el compartimiento para líquido usado. Se puede fabricar la membrana en forma de una membrana plana o de un haz de fibras huecas. Un dializador de membrana plana comprende una banda de membrana plana plegada en acordeón, estando introducida una placa de separación en todos los pliegues que abren de un mismo lado. Como se puede ver en la figura 1, un dializador de fibras huecas comprende un haz de fibras huecas 1, que está dispuesto en una caja tubular 2 en la que está sujetado en sus dos extremos mediante un disco adhesivo 3, 4. Además de ligar las fibras unas con otras, los discos adhesivos 3, 4 tienen la función de delimitar en la caja tubular 2 un compartimiento estanco al cual dos tubos 5, 6 perpendiculares al eje de la caja 2, dan acceso. En cada extremo de la caja 2 está fijada una boquilla 7, 8 que comprende un tubo de acceso axial 9, 10. Los dos tubos 9, 10 son simétricos. El compartimiento de la sangre de este aparato está constituido por el espacio interior delimitado entre cada disco adhesivo 3, 4 y la boquilla 8, 9 que cierra el extremo correspondiente de la caja tubular 2, y por el interior de las fibras huecas.

De conformidad con la invención, para mejorar la biocompatibilidad de este aparato modificando una superficie interna del compartimiento de la sangre, se deposita en cada boquilla 8, 9, después de que se haya ensamblado el aparato como está representado en la figura 1, una cantidad determinada de una sustancia soluble en una solución acuosa y apta para modificar la superficie implicada del modo deseado. Se elige la cantidad de sustancia de modo que, después de que circule una cantidad determinada de solución acuosa en el compartimiento de la sangre, como mínimo una capa molecular de la sustancia recubra la superficie cuya biocompatibilidad está por mejorar. La cantidad de sustancia se deposita en forma de una gota 11, 12 por medio de un dispositivo de inyección clásico. La gota está formada o bien por un gel de la sustancia o bien por un material matriz en el cual se incorpora la sustancia.

Después de que se haya efectuado el depósito de la sustancia, se proveen los tubos de acceso 5, 6, 9, 10 de tapones y se puede esterilizar el aparato, por ejemplo por medio de óxido de etileno o mediante irradiación \gamma.

La utilización de todo aparato para el tratamiento de la sangre o del plasma mediante circulación extracorpórea comprende una fase preliminar de puesta en marcha, en el transcurso de la cual el compartimiento de la sangre se enjuaga y se llena de una solución acuosa estéril.

De conformidad con la invención, se saca provecho de esta fase de preparación del aparato para disolver la sustancia de tratamiento y ponerla en contacto con la superficie a tratar: el usuario, antes de que se inicie la sesión de diálisis propiamente dicha, conecta uno de los tubos de acceso 9 (10) del circuito de la sangre a una bolsa de solución estéril, conecta el otro tubo de acceso 10 (9) a una bolsa de recogida vacía, y provoca la circulación de la solución estéril en el compartimiento de la sangre, si es preciso por medio de la bomba de sangre de la máquina de diálisis. La solución estéril disuelve la sustancia y la pone en contacto con la superficie a tratar en la que se liga, por ejemplo, mediante unión iónica o covalente.

En el ejemplo de realización que se acaba de describir, es porque los dos tubos de acceso 9, 10 al compartimiento de la sangre son simétricos y para no tener que imponer al usuario un sentido de circulación de la solución salina durante la puesta en marcha del hemodializador, por lo que se ha depositado una cantidad de sustancia apropiada (gotas 11, 12) en cada una de las boquillas. La sustancia que se deposita en la boquilla ubicada más abajo durante la puesta en marcha no se utiliza por lo tanto para el tratamiento de la superficie cuya biocompatibilidad está por mejorar. Naturalmente, a condición de que se localice convenientemente la boquilla a la cual se ha de conectar la bolsa de solución salina para la puesta en marcha, es posible depositar la gota de la sustancia de tratamiento sólo en una boquilla
7, 8.

Según una variante de la invención, en lugar de fabricar un aparato de tratamiento de sangre según el procedimiento que se acaba de describir, en el que se deposita una gota de sustancia apropiada en como mínimo uno de los tubos de acceso 9, 10 al compartimiento de la sangre, se fabrica un empalme de tubos que comprende una parte hembra complementaria de estos tubos 9, 10 así como una parte macho complementaria del elemento de conexión hembra que equipa el extremo de las conducciones utilizadas para unir a un paciente con un aparato de tratamiento de la sangre. Este empalme de tubos se obtiene mediante moldeado o extrusión de una materia plástica apta para el contacto con la sangre. Se deposita en el interior de este empalme de tubos una gota de la sustancia destinada a mejorar la biocompatibilidad de un aparato de tratamiento de la sangre. El empalme de tubos se coloca después en un envase susceptible de constituir una barrera estéril y luego, el conjunto se esteriliza mediante irradiación \gamma. El empalme de tubos se monta en un aparato de tratamiento de la sangre clásico antes de la fase preliminar de puesta en marcha del aparato descrita más arriba.

En un modo de realización de la invención, la parte del hemodializador cuya biocompatibilidad está por mejorar es una membrana semipermeable cuya superficie presenta unas cargas negativas. La finalidad de la mejora es impedir la activación de la fase de contacto o que se la neutralice. De conformidad con la invención, una sustancia apropiada presenta las características siguientes:

1 \; -: debe ser catiónica de modo que se pueda ligar mediante unión iónica a la membrana y ocultar sus cargas negativas;

2 \; -: debe ser soluble en el agua de modo que se pueda disolver mediante la solución acuosa utilizada para la puesta en marcha del aparato;

3 \; -: no debe ser tóxica;

4 \; -: debe ser macromolecular y se debe elegir su tamaño de modo que una macromolécula no penetre en los poros de la membrana (a título de ejemplo, para la membrana de AN69, este tamaño debe ser de cómo mínimo 10 k \mu). En el transcurso de su utilización, una macromolécula fijada a la membrana será difícilmente expulsada por una proteína de la sangre. De este modo, una macromolécula, cuyo tamaño le impide penetrar en las células biológicas, es a priori menos tóxica que una molécula cuyas dimensiones la autorizan a penetrar en una célula;

5 \; -: debe soportar, si es preciso, aunque esté parcialmente afectada por ello, una esterilización energética, del tipo irradiación \gamma. En otros términos, como mínimo una parte de las moléculas debe mantenerse intacta y poder ligarse del modo deseado a la membrana. Por otro lado la sustancia irradiada no debe volverse tóxica;

6 \; -: no debe, una vez ligada a la membrana, alterar de modo significativo sus características (hemocompatibilidad, capacidad de transferencia difusiva y convectiva, capacidad de adsorción protéica).

A título de ejemplo, se ha descubierto, de conformidad con la invención, que la PEI de masa molecular comprendida entre 10 y 2000 k \mu que se presenta en forma de un gel soluble en el agua, es una sustancia perfectamente apropiada para la modificación de la membrana conocida por el nombre comercial AN69, cuya superficie presenta unas cargas negativas. En particular, unos ensayos in vitro han demostrado que el umbral de toxicidad potencial de la PEI irradiada corresponde a la inyección de una cantidad de PEI necesaria para elevar la concentración de un líquido interior (plasma) a 0,4 mg/ml (a título de comparación, si la cantidad de PEI suficiente para tratar un dializador clásico, es decir 10 mg, se inyectara en la sangre de un adulto, la concentración del plasma en PEI sería del orden de
0,002 mg/ml).

Otra sustancia apropiada para la modificación de la membrana conocida por el nombre comercial AN69 es el dietilaminoetilo dextran (DEAE dextran) de masa molecular media de 500 k Dalton. Como esta sustancia, a diferencia de la PEI, no está disponible en la forma de un gel soluble en el agua sino de un polvo, conviene, para poder utilizarla de conformidad con la invención, incorporarla en un gel de un material matriz neutro. A título de ejemplo, se puede utilizar para este fin un gel de carboximetil-celulosa.

Cabe recordar brevemente las principales etapas de la fabricación de una fibra hueca de AN69. Se prepara una solución de polímero, que contiene un 35% en peso de un copolímero de acrilonitrilo y de metalilo sulfonato de sodio, un 52% en peso de dimetilformamida (DMF) y un 13% en peso de glicerol. La solución de polímero se calienta a 130ºC y se extruye en una hilera que tiene dos conductos concéntricos, habiéndose inyectado nitrógeno en el conducto interno para formar la luz de la fibra hueca. En contacto con el aire ambiente (alrededor de 20-25ºC), la fibra de gel termoreversible que sale de la hilera experimenta una inversión de fase térmica. Después se recibe la fibra en un baño de agua en el cual se sustituye el solvente (DMF) en la fibra por agua. Se sumerge después la fibra en agua caliente a 95ºC donde se la estira del orden de cuatro veces. A continuación viene una fase de estabilización en agua caliente a 95ºC. Finalmente se recubre la fibra con glicerina en una mezcla de agua/glicerol.

La fabricación de una membrana plana a partir de AN69 comprende las etapas siguientes: se prepara una solución de polímero, que contiene un 21% en peso de un copolímero de acrilonitrilo y de metalilo sulfonato de sodio, y un 79% en peso de dimetilformamida (DMF). Después de la filtración y la desgasificación, se extruye esta solución de polímero por medio de una hilera con la forma de una hendidura en un cilindro rotativo calentado a 80ºC. Una parte del DMF se evapora. El film obtenido se estira del orden de tres veces y media en agua caliente a 95ºC. A continuación viene una fase de estabilización en agua caliente a 95ºC. Finalmente se recubre la membrana con glicerina en una mezcla de agua/glicerol.

Ejemplo 1

Se ha ensamblado un dializador que comprende alrededor de 8500 fibras huecas de AN69. Cada fibra tiene las dimensiones siguientes: diámetro interno: 240 \mum; grosor de la pared: 50 \mum; longitud: 0,225 m. La superficie de la membrana destinada a estar en contacto con la sangre es de alrededor de 1,44 m^{2}. Se ha depositado una gota de 10 mg de PEI (LUPASOL WF, de BASF; masa molecular: 25 k \mu) en cada tubo de acceso al compartimiento de la sangre, después de lo cual se han obturado los tubos de acceso a los dos compartimientos del dializador con unos tapones especiales y se ha esterilizado el dializador con óxido de etileno. Se han puesto en circulación dos litros de suero fisiológico estéril (solución de cloruro de sodio a 0,9 g/l) a temperatura ambiente (22ºC) con un caudal de 200 ml/min en el compartimiento de la sangre de este dializador. El suero fisiológico ha disuelto la gota de gel de PEI y las moléculas de PEI puestas en circulación en el dializador se han ligado, mediante unión iónica, a los grupos metalilo sulfonato de sodio presentes en la superficie de la membrana.

Para medir si el dializador así fabricado y preparado para ser usado tenía el nivel de biocompatibilidad asignado como finalidad de la invención, se ha sometido este dializador al test siguiente: se ha preparado un líquido biológico, para estimular la producción de kalicreinas en contacto con una membrana cargada negativamente en superficie. El líquido biológico utilizado para el ensayo estaba constituido por plasma humano pobre en plaquetas, diluido al 5% en suero fisiológico adicionado de citrato (cabe observar que las condiciones del test utilizado están alejadas de las condiciones de utilización de un aparato para circulación extracorpórea de sangre: la tasa de dilución es muy elevada, el líquido elegido es plasma y no sangre, el plasma está adicionado de citrato, por lo tanto acidificado, mientras que en diálisis, el anticoagulante utilizado es la heparina. Se eligen estas condiciones de test a propósito ya que estimulan y amplifican la activación de la fase de contacto). Se ha puesto en circulación un litro y medio de este líquido en circuito cerrado en el compartimiento de la sangre del dializador con un caudal de 100 ml/min durante seis horas. Se han dosificado las kalicreinas plasmáticas en unas muestras de líquido extraídas a intervalos de tiempo por medio de un test cromogénico clásico, a partir del sustrato S 2302 de la sociedad BIOGENIC. El resultado de las dosificaciones muestra sin equívoco que el dializador fabricado de conformidad con la invención no provoca el aumento de la tasa de kalicreinas en un plasma diluido.

Cabe especificar que, teniendo en cuenta la sensibilidad del test cromogénico utilizado, se considera que no hay aumento significativo de la tasa de kalicreinas si la concentración de kalicreinas se mantiene por debajo de alrededor de 10 unidades por litro.

Cabe subrayar que, además de su eficacia por lo que se refiere a la mejora de la biocompatibilidad del dializador descrito anteriormente, este procedimiento de fabricación presenta un interés mayor, aún cuando la esterilización mediante óxido de etileno permitiera en principio fijar la PEI en la membrana antes de la etapa de esterilización. En efecto, teniendo en cuenta que las fibras de AN69 están recubiertas con glicerina, si se intentara tratarlas con PEI antes de la esterilización del dializador, convendría:

1 \; -: retirar la glicerina de las fibras enjuagando el dializador con una solución acuosa;

2 \; -: hacer circular en el compartimiento de la sangre una solución de PEI;

3 \; -: volver a recubrir las fibras con glicerina para retirar el agua, al no tener el óxido de etileno ninguna acción sobre un producto húmedo; y

4 \; -: purgar las fibras del exceso de glicerol.

Además de que la cuarta etapa sería difícil hasta incluso imposible de realizar, se entiende que añadir a un procedimiento de fabricación industrial cuatro etapas suplementarias encarecería su coste de modo prohibitivo. En resumen, el procedimiento según la invención, según el cual la retirada de la glicerina de las fibras y su tratamiento mediante la PEI se hace simultáneamente durante la puesta en marcha del dializador, hace que se pueda industrializar la mejora de la biocompatibilidad de un dializador cuya membrana es de AN69.

Ejemplo 2

Se ha ensamblado un dializador de membrana plana de AN69. La membrana tiene un grosor de alrededor de 20 \mum. La superficie de la membrana destinada a estar en contacto con la sangre es de alrededor de 1,50 m^{2}. Se ha depositado una gota de 10 mg de PEI (LUPASOL WF, 25 k \mu) en cada tubo de acceso al compartimiento de la sangre, después de lo cual se han obturado los tubos de acceso a los dos compartimientos del dializador y se ha esterilizado el dializador mediante irradiación \gamma (36 KGy). Se han puesto en circulación dos litros de suero fisiológico estéril a temperatura ambiente (alrededor de 22ºC) en el compartimiento de la sangre de este dializador. El suero fisiológico ha disuelto la gota de gel de PEI y las moléculas de PEI puestas en circulación en el dializador se han ligado a los grupos metalilo sulfonato de sodio presentes en la superficie de la membrana.

Entonces se somete el dializador al test in vitro descrito en el ejemplo 1, destinado a medir si la membrana AN69 revestida de una monocapa de PEI activa la fase de contacto. Como en el caso del dializador de fibras huecas, el resultado del test es negativo.

Ejemplo 3

El gráfico de la figura 2 muestra el resultado de ensayos in vitro efectuados en un dializador de membrana plana del tipo del ejemplo 2, destinados a determinar el efecto de la cantidad de PEI (LUPASOL WF, 25 k \mu) utilizada por dializador sobre la carga eléctrica de superficie de una membrana de AN69. La carga eléctrica de superficie se evalúa por mediación de la medición del potencial de fluencia, tal como está definido más abajo: se parte del hecho de que una solución de electrolito que circula en el compartimiento de un dializador genera una diferencia de potencial \DeltaE proporcional a la pérdida de carga \DeltaP creada por la solución de electrolito entre la entrada y la salida del dializador. Después de que el dializador se haya enjuagado y que por lo tanto su membrana se haya revestido de PEI, se ha puesto en circulación una solución de cloruro de sodio (10^{-2} M) en el compartimiento de la sangre, y se ha medido \DeltaE y \DeltaP en el lugar donde están situados los accesos al compartimiento de la sangre, por medio de electrodos Ag/AgCl y de captores de presión. La relación \DeltaE/\DeltaP se llama potencial de fluencia del electrolito en el dializador y esta relación es característica de la carga de la superficie de la membrana.

En este diagrama, podemos ver que alrededor de 5 mg de PEI son suficientes para hacer que la superficie de la membrana se vuelva eléctricamente neutra.

Ejemplo 4

El gráfico de la figura 4 muestra el resultado de ensayos in vitro efectuados en un dializador de membrana plana del tipo del ejemplo 2, destinados a determinar el efecto de la cantidad de PEI (LUPASOL WF, 25 k \mu) utilizada por dializador sobre la activación de la fase de contacto: Se evalúa la activación de la fase de contacto a través de la generación de kalicreinas según el test descrito en el ejemplo 1. En este diagrama, podemos ver que 10 mg de PEI (masa molecular, 25 k Dalton) son suficientes para suprimir completamente la activación de la fase de
contacto.

Ejemplo 5

El gráfico de la figura 4 muestra el resultado de ensayos in vitro efectuados en un dializador de membrana plana del tipo del ejemplo 2, destinados a determinar el efecto de la cantidad de PEI (LUPASOL P, 750 k \mu) utilizada por dializador sobre la activación de la fase de contacto. Se evalúa la activación de la fase de contacto a través de la generación de kalicreinas según el test descrito en el ejemplo 1. En este diagrama, podemos ver que 7 mg de PEI (masa molecular, 750 k Dalton) son suficientes para suprimir completamente la activación de la fase de contacto.

Ejemplo 6

Se ha comprobado in vitro, utilizando el citocromo C como molécula de test, que la capacidad de adsorción de proteínas en la masa de la membrana sigue igual después del tratamiento de la membrana con PEI (LUPASOL WF, 25 k \mu) a razón de 10 mg por dializador de membrana plana de AN69, que tiene una superficie de alrededor de 1,25 m^{2}. Para efectuar esta comprobación, se ha llevado a cabo el ensayo siguiente en dos dializadores de membrana plana de AN69 (superficie de alrededor de 1,25 m^{2}) de los cuales uno se había tratado con PEI y el otro no: se han puesto en circulación seis litros de una solución de citocromo C con una concentración de 20 mg/l en un medio tampón fosfato de pH 7,4, en circuito abierto, con un caudal de 300 ml/min, en el compartimiento de la sangre de cada dializador. Se ha medido a intervalos de tiempos regulares la concentración del citocromo C en la solución que sale del dializador y se ha calculado la cantidad acumulada de citocromo C adsorbida. La figura 5 muestra que el resultado de las mediciones es el mismo para los dos dializadores.

Ejemplo 7

También se ha comprobado in vitro que la unión de la PEI en la membrana era totalmente irreversible y que la PEI no se volvía a soltar en un líquido puesto en circulación en el compartimiento de la sangre del dializador. Para efectuar esta comprobación, se han efectuado dos tests independientes:

1er test: se ha medido el potencial de fluencia de una solución de cloruro de sodio (según el método del ejemplo 3) en el compartimiento de la sangre de un dializador del tipo que se ha descrito en el ejemplo 2. Después se ha hecho circular en circuito abierto suero fisiológico a 37ºC, con un caudal de 300 ml/min, durante 5 horas, en el compartimiento de la sangre del dializador. Se ha medido entonces de nuevo el potencial de fluencia de una solución de cloruro de sodio y se ha comparado el resultado de las dos mediciones. Por su identidad, se ha deducido que la unión entre la membrana de AN69 y la PEI es duradera.

2º test: se ha marcado PEI (LUPASOL P, 750 k \mu) con una molécula que posee un isótopo radioactivo (N-succimidil[2-3 ^{3}H] propionato) procediendo del modo siguiente: se ha hecho reaccionar PEI con N-succimidil[2-3 ^{3}H] propionato para obtener PEI ^{3}H (PEI marcada) que se ha hecho precipitar después con ácido sulfosalicílico para separar la PEI marcada del excedente de N-succimidil[2-3 ^{3}H] propionato; después se ha sometido el precipitado a unos lavados sucesivos en agua para eliminar el excedente de N-succimidil[2-3 ^{3}H] propionato y obtener PEI marcada que tenga una actividad específica de 1,52 mCi/g (lo que corresponde a una tasa media de sustitución de 11,7 mmol de propionato 3H por \mumol de PEI).

Se ha fabricado un dializador que comprende alrededor de 8500 fibras huecas de AN69 de conformidad con el procedimiento descrito en el primer párrafo del ejemplo 1, con la única diferencia de que es una gota de 10 mg de PEI marcada la que se ha depositado en cada tubo de acceso al compartimiento de la sangre del dializador y no PEI estándar (LUPASOL WF, de BASF; masa molecular: 25 k \mu).

Se ha hecho circular en circuito cerrado durante cuatro horas en el compartimiento de la sangre de este dializador 0,5 l de sangre total humana con heparina a 3 Ul/m (heparina estándar comercializada por PAN PHARMA). Se ha extraído cada media hora una muestra de la sangre puesta en circulación en el dializador y se le ha medido la radioactividad. No se ha detectado ninguna desorción de PEI marcada en ninguna muestra (teniendo en cuenta los medios de medición utilizados, se considera que el límite de detección era de 0,4 \mug/ml).

Ejemplo 8

Se ha fabricado una membrana experimental M en forma de una fibra hueca según las etapas siguientes. Se ha preparado una solución de polímero, que contiene un 28% en peso de un copolímero de acrilonitrilo y de acetato de vinilo, un 51% en peso de dimetilformamida (DMF) y un 21% en peso de glicerol. Se ha calentado la solución de polímero a 120ºC y se la ha extruido en una hilera que tiene dos conductos concéntricos, habiéndose inyectado nitrógeno en el conducto interno para formar la luz de la fibra hueca. En contacto con el aire ambiente (alrededor de 20-25ºC), la fibra de gel termoreversible que sale de la hilera experimenta una inversión de fase térmica. Después se ha recibido la fibra en un baño de agua en el cual se ha sustituido el solvente (DMF) en la fibra por agua. Después se ha sumergido la fibra en agua caliente a 40ºC donde se la ha estirado del orden de dos veces. Después se ha estabilizado la fibra resultante en agua caliente a 60ºC. Finalmente se ha recubierto la fibra con glicerina en una mezcla de agua/glicerol.

Se ha ensamblado un dializador que comprende alrededor de 10000 fibras huecas M. Cada fibra tiene las dimensiones siguientes: diámetro interno: 190 \mum; grosor de la pared: 50 \mum; longitud: 0,225 m. La superficie de la membrana destinada a estar en contacto con la sangre es de alrededor de 1,34 m^{2}. Se ha depositado una gota de 12 mg de PEI (LUPASOL WF; masa molecular: 25 k \mu) en cada tubo de acceso al compartimiento de la sangre. Se han puesto en circulación dos litros de suero fisiológico estéril (solución de cloruro de sodio a 0,9 g/l) a temperatura ambiente (22ºC) con un caudal de 200 ml/min en el compartimiento de la sangre de este dializador. El suero fisiológico ha disuelto la gota de gel de PEI y las moléculas de PEI puestas en circulación en el dializador se han ligado, mediante unión iónica, a la superficie de la membrana.

Entonces se ha sometido el dializador al test in vitro descrito en el ejemplo 1, destinado a medir si la membrana M revestida de una monocapa de PEI activa la fase de contacto. Como en el caso del dializador de fibras huecas, el resultado del test es negativo. La figura 6 representa el nivel de activación causado por este dializador y el nivel de activación causado por un dializador de la misma fabricación pero cuya membrana no se ha revestido de PEI.

Ejemplo 9

Se ha comprobado la eficacia de la invención en un dializador de fibras huecas equipado con una membrana con una base de poliacrilonitrilo disponible en el mercado, esto es un dializador de modelo PAN 13 DX (superficie útil de la membrana: 1,3 m^{2}) fabricado por la sociedad ASAHI. Se ha tratado este dializador de conformidad con el procedimiento descrito en el primer párrafo del ejemplo 1, con la única diferencia de que es una gota de 10 mg de PEI de masa molecular 750 k \mu (LUPASOL P, de BASF) la que se ha depositado en el tubo de entrada al compartimiento de la sangre del dializador y no PEI de masa molecular 25 k \mu (LUPASOL WF, de BASF).

Entonces se ha sometido el dializador de modelo PAN 13 DX al test in vitro descrito en el ejemplo 1, destinado a medir si la membrana revestida de una monocapa de PEI activa la fase de contacto. El resultado del test ha sido negativo. La figura 7 representa el nivel de activación causado por este dializador y el nivel de activación causado por un dializador de la misma fabricación pero cuya membrana no se ha revestido de PEI.

Ejemplo 10

Se ha comprobado la viabilidad de la invención utilizando, como sustancia destinada a modificar una membrana, ya no una sustancia disponible en forma de gel (como la PEI), sino una sustancia disponible en forma de
polvo.

Se ha preparado un gel hidrosoluble no tóxico y químicamente neutro con respecto a la membrana de AN69 haciendo disolver a temperatura ambiente (25ºC) carboximetil-celulosa (C 5678 de SIGMA) en agua desmineralizada a razón de un 12,5% en masa de carboximetil celulosa y de un 87,5% en masa de agua. Se ha incorporado en esta matriz neutra, como sustancia activa, dietilaminoetilo dextran (D 1162 de SIGMA) de masa molecular media 500 k \mu, a razón de un 50% en masa de DEAE dextran y de un 50% en masa de gel de carboximetil-celulosa.

Se ha ensamblado un dializador que comprende alrededor de 8500 fibras huecas AN69. Cada fibra tiene las dimensiones siguientes: diámetro interno: 240 \mum; grosor de la pared: 50 \mum; longitud: 0,225 m. La superficie de la membrana destinada a estar en contacto con la sangre es de alrededor de 1,44 m^{2}. Se ha depositado una gota de 100 mg de la mezcla de gel neutro/sustancia activa (es decir 50 mg de DEAE dextran) en un tubo de acceso al compartimiento de la sangre. Se han puesto en circulación dos litros de suero fisiológico estéril (solución de cloruro de sodio a 0,9 g/l) a temperatura ambiente (25ºC) con un caudal de 200 ml/min en el compartimiento de la sangre de este dializador a partir del acceso en el que se ha depositado la gota de mezcla de gel neutro/sustancia activa. El suero fisiológico ha disuelto la gota de gel y las moléculas de DEAE dextran puestas en circulación en el dializador se han ligado, mediante unión iónica, a los grupos metalilo sulfonato de sodio presentes en la superficie de la
membrana.

Para medir si y, si es preciso, en qué medida el dializador así fabricado activaba la fase de contacto, se le ha sometido al test descrito en el ejemplo 1, con la única variante de que el plasma humano diluido al 5% en suero fisiológico se ha puesto en circulación en el compartimiento de la sangre del dializador durante una hora y no seis, lo cual era suficiente teniendo en cuenta la finalidad de la comprobación efectuada. El resultado de las dosificaciones muestra sin equívoco que este dializador sólo provoca en menor grado la activación de la fase de contacto (Figura 8). Nótese que, en este ejemplo, teniendo en cuenta el objetivo perseguido, no se ha pretendido optimizar los parámetros que permiten obtener la neutralización total de la fase de contacto, en particular la cantidad de sustancia activa y la viscosidad del gel matricial.

Para acabar, se ha hecho pasar al dializador tratado con PEI por toda la serie de mediciones clásicas destinadas a determinar sus características: toxicidad, hemocompatibilidad, capacidad de transferencia difusiva y convectiva, etc. Las características del dializador tratado son como mínimo tan buenas como las de un dializador de un mismo tipo no tratado.

Test de toxicidad

Se han ensamblado dos lotes de dializadores que tienen una membrana compuesta de fibras huecas de AN69, teniendo cada fibra las dimensiones siguientes: diámetro interno: 210 \mum; grosor de la pared 42 \mum. Los dializadores del primer lote comprendían alrededor de 9024 fibras (longitud: 0,24 m) y los dializadores del segundo lote comprendían alrededor de 11520 fibras (longitud: 0,30 m), siendo la superficie de la membrana destinada a estar en contacto con la sangre de alrededor de 1,43 m^{2} en el primer caso y de alrededor de 2,26 m^{2} en el segundo caso. Después se ha sometido cada dializador a un tratamiento que comprende las etapas de:

1): retirar la glicerina de las fibras enjuagando el dializador con agua;

2): hacer circular durante 6 min en el compartimiento de la sangre, en circuito abierto, con un caudal de 200 ml/min, una solución acuosa de PEI (LUPASOL WF; masa molecular: 25 k \mu) con una concentración de 1 g/l. Al final de esta etapa, alrededor de 340 mg de PEI están fijados en la membrana de un dializador del primer lote (alrededor de 9024 fibras) y alrededor de 500 mg de PEI están fijados en la membrana de un dializador del segundo lote (alrededor de 11520 fibras);

3): esterilizar el dializador mediante irradiación \gamma (36 kGy).

Cabe observar que la cantidad de PEI fijada en la membrana de estos dializadores era muy superior a la cantidad fijada en la membrana de los dializadores de los ejemplos 1, 2 y 8 y que se ha efectuado la esterilización mientras que la PEI ya estaba ligada a la membrana.

Estos dializadores han cumplido con los requisitos de los ensayos de evaluación biológica de los dispositivos médicos definidos en la norma internacional ISO 10993-1.

Evaluación de la hemocompatibilidad

La hemocompatibilidad de una membrana de diálisis, y en particular su carácter no trombogénico, está ligada a sus propiedades de adsorción de proteínas en la superficie de la membrana en contacto con la sangre.

Se ha medido la cinética de adsorción del fibrinógeno marcado con yodo 125 in vitro en unos dializadores de modelo reducido que tienen una membrana compuesta de fibras de AN69, en unas condiciones hidrodinámicas comparables con las de una sesión de diálisis.

Los dializadores de modelo reducido utilizados para los ensayos comprendían 170 fibras de AN69 (diámetro interno: 210 \mum; grosor de la pared: 42 \mum; longitud: 0,18 m), cuya superficie destinada a estar en contacto con la sangre se había tratado con PEI de conformidad con la invención (alrededor de 30 mg/m^{2}, respectivamente 300 mg/m^{2}, para los mini dializadores en cuyo compartimiento de la sangre la gota de PEI depositada era de 0,7 mg, respectivamente de 7 mg).

Se ha preparado sangre humana con heparina que contiene fibrinógeno radiomarcado con una concentración de 2,5 \mug/ml y se ha hecho circular este líquido, en circuito abierto, con un caudal de 2,5 ml/min, en un mini dializador testigo (AN69 sin PEI) y en un mini dializador según la invención. La velocidad de adsorción del fibrinógeno, determinada por medio de la medición de la radioactividad del mini dializador, está representada en la figura 8b. Podemos observar que esta velocidad es sensiblemente la misma para un mini dializador testigo que para los mini dializadores en cuya membrana se ha fijado PEI.

Se ha efectuado el mismo ensayo con una solución de fibrinógeno radiomarcado en un líquido tampón de pH 7,4 (concentración de 2,5 \mug/ml). Como se puede observar en la figura 8a, aquí también, la velocidad de adsorción es sensiblemente la misma para un mini dializador testigo que para un mini dializador en cuya membrana se ha fijado PEI.

Capacidad de transferencia convectiva

Se ha medido la pendiente de ultrafiltración y el caudal de ultrafiltración máximo de dos dializadores testigos (Nº 1 y 2) que tienen una membrana plana de AN69 de una superficie de 1,53 m^{2} y dos dializadores (Nº 3 y 4) que tienen una membrana plana de AN69 de una superficie de 1,53 m^{2}, preparados según el procedimiento descrito en el ejemplo 2 con 12 mg de PEI (LUPASOL WF, de BASF; masa molecular: 25 k \mu).

Se ha efectuado la medición de la pendiente de ultrafiltración y la medición del caudal de ultrafiltración máximo del modo siguiente: se hace circular sangre de buey con heparina y estandarizada (tasa protéica de 60 g/l y hematocrito del 32%) en el compartimiento de la sangre del dializador con un caudal fijo de 300 ml/min. Se provoca una ultrafiltración de la sangre a través de la membrana por medio de una bomba conectada al segundo compartimiento del dializador. Al aumentar progresivamente el caudal de ultrafiltración, se aumenta la presión transmembranaria (PTM), que se mide en continuo con la ayuda de dos captadores de presión respectivamente unidos con los dos compartimientos del dializador, y de ello se deduce la pendiente de ultrafiltración en ml/h.mmHg. A partir de un valor de umbral, el caudal de ultrafiltración se mantiene estable incluso si la PTM sigue aumentando. Se mide entonces el caudal de ultrafiltración máximo en ml/min.

La tabla presentada a continuación indica el resultado de estas mediciones, en la que resalta que los dializadores clásicos y los dializadores según la invención tienen unas capacidades de transferencia convectiva equivalentes.

Dializador Nº	Pendiente de ultrafiltración	Caudal de ultrafiltración máximo
	(ml/h.mmHg)	ml/min
1	39	100
2	43	104
3	43	107
4	45	104

Claims

1. Procedimiento de fabricación de un aparato para el tratamiento de la sangre o del plasma mediante circulación extracorpórea que tiene un compartimiento para la circulación de la sangre provisto de dos accesos y de una superficie interna a tratar con una sustancia, que comprende la etapa de:

-: depositar en el compartimiento de la sangre, en el lugar donde está situado como mínimo uno de los accesos (9; 10), una cantidad determinada (11, 12) de la sustancia, siendo la sustancia apta para disolverse en una solución acuosa y apta para ligarse de forma duradera a la superficie interna a tratar del compartimiento de la sangre para incrementar su biocompatibilidad, siendo elegida la cantidad de sustancia para que la circulación de un volumen determinado de solución acuosa en el compartimiento de la sangre, a partir del acceso en el que se ha depositado la sustancia, tenga como resultado la formación mediante unión duradera de cómo mínimo una capa molecular de la sustancia en la superficie interna a tratar del compartimiento de la sangre,

caracterizado porque:

-: después de que se haya efectuado el depósito de la sustancia, y antes de la circulación de la solución acuosa, el procedimiento comprende la etapa de esterilizar el aparato, estando depositada la cantidad determinada (11, 12) de sustancia de tal forma que la sustancia pueda experimentar sin alteración una irradiación para esterilizar el aparato.

2. Procedimiento según la reivindicación 1, para un aparato cuyo compartimiento de la sangre tiene dos accesos simétricos (9, 10), caracterizado porque la cantidad determinada de sustancia se deposita en el lugar donde está situado cada acceso de modo que, sea cual sea el sentido de circulación ulterior de la solución acuosa en el compartimiento de la sangre, se forme una capa molecular de la sustancia en la superficie interna a tratar.

3. Procedimiento según una de las reivindicaciones de 1 a 2, caracterizado porque la cantidad determinada (11, 12) de sustancia se deposita en forma de una gota de un gel de esta sustancia.

4. Procedimiento según una de las reivindicaciones 1 ó 2, caracterizado porque la cantidad determinada (11, 12) de sustancia se deposita en forma de una gota de un material matriz soluble en una solución acuosa, en el cual se incorpora la sustancia.

5. Procedimiento según la reivindicación 1, caracterizado porque el aparato se esteriliza por medio de óxido de etileno.

6. Procedimiento según la reivindicación 1, caracterizado porque el aparato se esteriliza mediante irradiación \gamma.

7. Procedimiento según la reivindicación 1, caracterizado porque la cantidad determinada (11, 12) de sustancia se deposita después de que se haya ensamblado el aparato.

8. Aparato para el tratamiento de la sangre o del plasma mediante circulación extracorpórea que comprende:

-: un compartimiento para la circulación de la sangre provisto de dos accesos (9; 10);

-: una cantidad determinada (11; 12) de una sustancia soluble en una solución acuosa y depositada en el lugar donde está situado como mínimo uno de los accesos (9; 10) al compartimiento de la sangre;

-: el compartimiento que tiene como mínimo una superficie interna destinada a estar revestida de como mínimo una capa molecular de dicha sustancia;

-: la sustancia depositada es apta para ligarse a la superficie interna a tratar del compartimiento de la sangre para incrementar su biocompatibilidad;

-: la cantidad de sustancia se elige para que la circulación de un volumen determinado de solución acuosa en el compartimiento de la sangre a partir del acceso en el que se ha depositado la sustancia tenga como resultado la formación mediante unión duradera de dicha capa molecular de la sustancia en la superficie interna a tratar del compartimiento de la sangre, caracterizado porque:

-: la forma de la cantidad determinada de la sustancia depositada es tal que la sustancia pueda experimentar sin alteración una irradiación para la esterilización del aparato; y

-: el aparato para el tratamiento, antes de la circulación de la solución acuosa, provisto de la sustancia depositada es un aparato esterilizado.

9. Aparato según la reivindicación 8, que tiene dos accesos simétricos, caracterizado porque la cantidad determinada (11, 12) de sustancia se deposita en el lugar donde está situado cada acceso de modo que, sea cual sea el sentido de la circulación ulterior de la solución acuosa en el compartimiento de la sangre, se forme una capa molecular de la sustancia en la superficie interna a tratar.

10. Aparato según una de las reivindicaciones 8 y 9, caracterizado porque la cantidad determinada (11, 12) de sustancia se presenta en forma de una gota de un gel de esta sustancia.

11. Aparato según una de las reivindicaciones 8 y 9, caracterizado porque la cantidad determinada (11, 12) de sustancia se presenta en forma de una gota de un material matriz en el cual se incorpora la sustancia.

12. Aparato según una de las reivindicaciones 8 a 11, caracterizado porque la superficie a tratar presenta unas cargas negativas y porque la sustancia es catiónica de modo que una capa molecular de la sustancia oculta las cargas negativas de la superficie.

13. Aparato según una de las reivindicaciones 8 a 12, constituido por un hemodializador/hemofiltro que comprende dos compartimientos separados por una membrana semipermeable, estando un primer compartimiento destinado a la circulación de sangre y estando un segundo compartimiento destinado a la circulación de líquido usado, caracterizado porque la superficie a tratar es la superficie de la membrana semipermeable ubicada del lado del compartimiento de la sangre.

14. Aparato según la reivindicación 13, caracterizado porque la membrana está fabricada a partir de un copolímero de acrilonitrilo y porque la sustancia es polietilenimina.

15. Aparato según la reivindicación 14, caracterizado porque la polietilenimina tiene una masa molecular comprendida entre alrededor de 10 y alrededor de 2000 k \mu.

16. Aparato según la reivindicación 15, caracterizado porque la polietilenimina tiene una masa molecular de 25 k \mu.

17. Aparato según la reivindicación 15, caracterizado porque la polietilenimina tiene una masa molecular de 750 k \mu.

18. Aparato según la reivindicación 15, caracterizado porque la cantidad de polietilenimina de masa molecular de 25 k \mu depositada en el lugar donde está situado uno o cada acceso a la sangre está comprendida entre alrededor de 5 mg y alrededor de 10 mg por m^{2} de membrana activa.

19. Aparato según una de las reivindicaciones 13 a 18, caracterizado porque la membrana es una membrana plana.

20. Aparato según una de las reivindicaciones 13 a 18, caracterizado porque la membrana está constituida por un haz de fibras huecas.