ES2303862T3 - Aparato y su software para determinar el flujo sanguineo durante la dialisis. - Google Patents

Aparato y su software para determinar el flujo sanguineo durante la dialisis. Download PDF

Info

Publication number
ES2303862T3
ES2303862T3 ES02783349T ES02783349T ES2303862T3 ES 2303862 T3 ES2303862 T3 ES 2303862T3 ES 02783349 T ES02783349 T ES 02783349T ES 02783349 T ES02783349 T ES 02783349T ES 2303862 T3 ES2303862 T3 ES 2303862T3
Authority
ES
Spain
Prior art keywords
conductivity
concentration
software
blood
arterial
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Lifetime
Application number
ES02783349T
Other languages
English (en)
Inventor
Bernard Bene
Nicolas Goux
Per Hansson
Thomas Hertz
Olof Jansson
Roland Persson
Jan Sternby
Perry Asbrink
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Gambro Lundia AB
Original Assignee
Gambro Lundia AB
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Gambro Lundia AB filed Critical Gambro Lundia AB
Application granted granted Critical
Publication of ES2303862T3 publication Critical patent/ES2303862T3/es
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Lifetime legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/14—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis
    • A61M1/16—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis with membranes
    • A61M1/1601—Control or regulation
    • A61M1/1617—Control or regulation using measurements made during a temporary variation of a characteristic of the fresh dialysis fluid
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/14—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis
    • A61M1/16—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis with membranes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/14—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis
    • A61M1/16—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis with membranes
    • A61M1/1601—Control or regulation
    • A61M1/1603—Regulation parameters
    • A61M1/1605—Physical characteristics of the dialysate fluid
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/14—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis
    • A61M1/30—Single needle dialysis ; Reciprocating systems, alternately withdrawing blood from and returning it to the patient, e.g. single-lumen-needle dialysis or single needle systems for hemofiltration or pheresis
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/34—Filtering material out of the blood by passing it through a membrane, i.e. hemofiltration or diafiltration
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/36—Other treatment of blood in a by-pass of the natural circulatory system, e.g. temperature adaptation, irradiation ; Extra-corporeal blood circuits
    • A61M1/3621—Extra-corporeal blood circuits
    • A61M1/3653—Interfaces between patient blood circulation and extra-corporal blood circuit
    • A61M1/3656—Monitoring patency or flow at connection sites; Detecting disconnections
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M5/00—Devices for bringing media into the body in a subcutaneous, intra-vascular or intramuscular way; Accessories therefor, e.g. filling or cleaning devices, arm-rests
    • A61M5/14—Infusion devices, e.g. infusing by gravity; Blood infusion; Accessories therefor
    • A61M5/168—Means for controlling media flow to the body or for metering media to the body, e.g. drip meters, counters ; Monitoring media flow to the body
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2202/00—Special media to be introduced, removed or treated
    • A61M2202/04—Liquids
    • A61M2202/0496—Urine
    • A61M2202/0498—Urea
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/13—General characteristics of the apparatus with means for the detection of operative contact with patient, e.g. lip sensor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/15—Detection of leaks
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
    • A61M2205/3317—Electromagnetic, inductive or dielectric measuring means
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
    • A61M2205/3324—PH measuring means
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/50—General characteristics of the apparatus with microprocessors or computers
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2230/00—Measuring parameters of the user
    • A61M2230/65—Impedance, e.g. conductivity, capacity

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Urology & Nephrology (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Anesthesiology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Emergency Medicine (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • External Artificial Organs (AREA)

Abstract

Aparato de tratamiento sanguíneo para determinar el índice de fluencia de un fluido (Qa) en un acceso sanguíneo que tiene una posición aguas abajo y una posición aguas arriba, en el que el aparato comprende: una fuente de líquido de diálisis, a. una unidad de tratamiento (11), que tiene una membrana semipermeable (14) que delimita una primera cámara (12) a través de la cual pasa la sangre retirada de dicho acceso sanguíneo y una segunda cámara (13) a través de la cual pasa el líquido de diálisis, b. una línea de líquido de diálisis para hacer circular el líquido de diálisis en la segunda cámara (13); c. una línea arterial (5) conectada a una entrada de la primera cámara (12), d. una línea venosa (6) conectada a una salida de la primera cámara (12), e. dichas líneas arterial y venosa (5, 6) pudiendo ser configuradas según al menos una configuración normal, en la que dicha línea arterial (5) transporta sangre desde dicha posición aguas arriba de dicho acceso sanguíneo, y dicha línea venosa (6) transporta sangre hacia dicha posición aguas abajo de dicho acceso sanguíneo, y al menos una configuración invertida, en la que dicha línea arterial (5) transporta sangre desde dicha posición aguas abajo de dicho acceso sanguíneo y dicha línea venosa (6) transporta sangre hacia dicha posición aguas arriba de dicho acceso sanguíneo, f. medios para cambiar (28) las líneas venosa y arterial (5, 6) durante un intervalo de tiempo T, entre una de dichas configuraciones normal e invertida y la otra de dichas configuraciones normal e invertida, g. medios para variar (17, 18) una concentración (Ci) de al menos una sustancia del líquido de diálisis aguas arriba de la unidad de tratamiento; h. un sensor (20) que opera aguas abajo de la unidad de tratamiento (11) para detectar una conductividad después de la unidad de tratamiento del líquido de diálisis o una concentración después de la unidad de tratamiento de dicha sustancia en el líquido de diálisis, y i una unidad de control (85) capaz de realizar las siguientes etapas: * operar dichos medios de variación (17, 18) de manera que, al menos durante dicho intervalo de tiempo T, dicho líquido de diálisis que circula aguas arriba de la segunda cámara de la unidad de tratamiento (11) comprende al menos una sustancia que tiene una concentración (Ci) diferente de la concentración de la misma sustancia en la sangre, * obtener de dicho sensor (20) una primera conductividad después de la unidad de tratamiento del líquido de diálisis o una primera concentración después de la unidad de tratamiento de dicha sustancia en el líquido de diálisis, para las líneas venosa y arterial (5, 6) configuradas según una de dichas configuraciones normal e invertida, donde dicha primera conductividad o concentración está relacionada con el líquido de diálisis antes del cambio de las líneas venosa y arterial (5, 6) y durante dicho intervalo de tiempo T; * obtener, de dicho sensor (20) una segunda conductividad después de la unidad de tratamiento del líquido de diálisis o una primera concentración después de la unidad de tratamiento de dicha sustancia en el líquido de diálisis, para las líneas venosa y arterial (5, 6) configuradas según la otra de dichas configuraciones normal e invertida, donde dicha segunda conductividad o concentración está relacionada con el líquido de diálisis después del cambio de las líneas venosa y arterial (5, 6) y durante dicho intervalo de tiempo T; * calcular el índice de fluencia del fluido (Qa) en dicho acceso sanguíneo como una función de dicha primera concentración o conductividad después de la unidad de tratamiento y de dicha segunda concentración o conductividad después de la unidad de tratamiento, caracterizado porque la unidad de control (85) es capaz de actuar sobre los medios de variación (17, 18) para mantener sustancialmente constante la concentración (Ci) de dicha al menos una sustancia del líquido de diálisis aguas arriba de la unidad de tratamiento durante dicho intervalo de tiempo T.

Description

Aparato y su software para determinar el flujo sanguíneo durante la diálisis.
Campo técnico
La presente invención se refiere a un aparato y a un software para determinar el índice de fluencia de un fluido en un acceso sanguíneo de un paciente. Más particularmente, la invención se refiere al cálculo del índice de fluencia de un fluido en el acceso sanguíneo en base a mediciones de conductividad del fluido efluente después del dializador u otra unidad de tratamiento sanguíneo.
Antecedentes de la técnica
Hay varios tipos de tratamientos en los que la sangre es extraída en un circuito sanguíneo extracorpóreo. Dichos tratamientos implican, por ejemplo, hemodiálisis, hemofiltración, hemodiafiltración, plasmaféresis, separación de componentes sanguíneos, oxigenación sanguínea, etcétera. Normalmente, la sangre es retirada de un vaso sanguíneo en un acceso sanguíneo y devuelta al mismo vaso sanguíneo. En la hemodiálisis y tratamientos similares, un acceso sanguíneo normalmente es creado quirúrgicamente como una derivación arterio-venosa, referida comúnmente como fístula. Las agujas para extracción de sangre se insertan en la fístula. La sangre es extraída de la fístula mediante una aguja en una posición aguas arriba y la sangre es devuelta a la fístula mediante una aguja en una posición aguas abajo. La derivación arterio-venosa o fístula es un acceso sanguíneo que tiene la capacidad de proporcionar un alto flujo sanguíneo y que es operativo durante varios años e incluso durante decenas de años. Se produce conectando operativamente, por ejemplo, la artería radial a la vena cefálica a la altura del antebrazo. La rama venosa de la fístula se hace más gruesa durante el transcurso de varios meses, permitiendo la inserción repetida de agujas de diálisis. Un acceso sanguíneo alternativo a la fístula es el injerto arterio-venoso, en el que se genera una conexión desde, por ejemplo, la arteria radial en la muñeca a la vena basílica. La conexión se realiza con un injerto de tubo realizado a partir de por ejemplo vena safena autógena o de politetrafluoroetileno (PTFE, Teflón). Las agujas se insertan en el injerto. Un ejemplo adicional de un acceso sanguíneo es un catéter de doble lúmen de silicona implantado quirúrgicamente en una de las venas grandes. Un tipo adicional de acceso sanguíneo encuentra uso en situaciones específicas, tales como un injerto arterio-venoso sin aguja que consiste en un tubo en "T" unido a un injerto PTFE estándar. El tubo en "T" se implanta en la piel. El acceso vascular se obtiene bien desatornillando una tapa de plástico o bien pinchando un septum de dicho tubo en "T" con una aguja. Se conocen también otros procedimientos y dispositivos. Durante las terapias de tratamiento sanguíneo indicadas anteriormente, la hemodiálisis por ejemplo, es deseable obtener un índice de fluencia sanguíneo constante de entre 150 ml/min y 500 ml/min o incluso superior, y el punto de acceso debe estar preparado para suministrar dichas velocidades de flujo. El flujo sanguíneo en una fístula AV es frecuentemente de 800 ml/min o superior, permitiendo el suministro de una velocidad de flujo sanguíneo en el intervalo deseado.
En ausencia de un flujo sanguíneo hacia delante suficiente, la bomba de sangre del circuito extracorpóreo tomará parte de la sangre ya tratada que entre a la fístula vía la aguja venosa, denominada recirculación de fístula o acceso, llevando a unos pobres resultado de tratamiento y a la reducción progresiva de la eficiencia del tratamiento.Una causa común de flujo pobre con las fístulas AV es la obstrucción parcial de la rama venosa debido a una fibrosis secundaria a venipunciones múltiples. Además, la estenosis causa una reducción del flujo en el acceso. Se ha observado que el índice de fluencia en el acceso frecuentemente exhibe un largo periodo de tiempo de meseta con un flujo de acceso suficiente, seguido por un corto periodo de pocas semanas con un flujo en el acceso marcadamente reducido que lleva a la recirculación y finalmente al fallo del acceso. Monitorizando constantemente la evolución del flujo en el acceso durante las sesiones de tratamiento consecutivas, es posible detectar inminentes problemas de flujo en el acceso. La detección adecuada de la reducción de flujo puede ayudar a realizar un procedimiento de mantenimiento en el acceso evitando de esta manera cualquier fallo del acceso. Una técnica no invasiva que permite la medición del flujo a través de los injertos y las fístulas AV es el ultrasonido Doppler a color. También se ha usado la Imagen por Resonancia Magnética (MRI). Sin embargo, estas técnicas requieren equipos caros y no son usadas fácilmente en el entorno clínico de la diálisis. Se han sugerido varios procedimientos para monitorizar la recirculación y el flujo en el acceso. Muchos de estos procedimientos implican la inyección de una sustancia marcadora en la sangre y se detecta la recirculación resultante. Los procedimientos implican normalmente la medición de una propiedad del circuito sanguíneo extracorpóreo. Ejemplos de dichos procedimientos pueden encontrarse en US 5.685.989, US 5.595.182, US 5.453.576, US 5.510.716, US 5.510.717, US 5.392.550, etcétera. Dichos procedimientos tienen la desventaja de que requieren la inyección de una sustancia marcadora y de equipos externos para las mediciones. Más recientemente, EP 928 614 y WO 00/24440, sugieren medir una concentración después del dializador de una sustancia, particularmente urea en el fluido efluente antes y después de una inversión del flujo, es decir, antes de que la inversión del flujo de la línea arterial transporte sangre desde una posición aguas arriba del acceso sanguíneo y la línea venosa transporte sangre hacia una posición aguas abajo del acceso sanguíneo, mientras que la línea arterial transporta sangre desde una posición aguas abajo del acceso sanguíneo y la línea venosa transporta sangre hacia una posición aguas arriba del acceso sanguíneo tras la inversión del flujo. Más particularmente, EP 0 928 614 muestra un sistema para medir el flujo de una fístula como una función de un primer valor de dialisancia o concentración de urea correspondiente a una primera configuración de las líneas sanguíneas y función de un segundo valor de dialisancia o concentración de urea correspondiente a una segunda configuración de las líneas sanguíneas. Una válvula para dicha inversión se muestra en por ejemplo US 5.605.630 y US 5.894.011. Una desventaja en estos procedimientos es el requerimiento de equipo especial para medir la concentración de urea. Los sensores de urea están disponibles como tales pero no son equipos estándar para la mayoría de los monitores de diálisis y tienen también considerables costos de mantenimiento.
\global\parskip0.900000\baselineskip
Resumen de la invención
Con estos antecedentes, el objeto de la presente invención es proporcionar un aparato para implementar el procedimiento del tipo indicado inicialmente, que es más barato, más fácil de implementar y más fácil de utilizar. Este objeto se consigue según la reivindicación 1 creando una diferencia de concentración entre la sangre y el líquido de diálisis, y midiendo la concentración o la conductividad después del dializador antes y después de una inversión del flujo durante T cuando la concentración Ci de al menos una sustancia en el líquido en la entrada de la unidad de tratamiento se mantiene sustancialmente constante. La creación de una diferencia de concentración para el propósito de medir la fluencia de fluido en el acceso sanguíneo permite un considerable incremento en la precisión de la medición. Otro objeto de la invención es proporcionar un software que comprende instrucciones ejecutables por una unidad de control de un aparato de tratamiento sanguíneo, por ejemplo un equipo de diálisis, del tipo indicado anteriormente, capaz de medir el flujo en el acceso sanguíneo, más barato y más fácil de usar que los aparatos conocidos. Este objeto se consigue según la reivindicación 17.
Proporcionando medios para crear una diferencia de conductividad entre el fluido de diálisis y la sangre y proporcionando una célula de conductividad después de la unidad de tratamiento, el aparato puede determinar el flujo en el acceso sanguíneo, con modificaciones relativamente baratas en los equipos de diálisis convencionales.
Según una forma de realización preferente, se miden una primera y una segunda concentración o conductividad en el fluido después de la unidad de tratamiento que fluye aguas abajo de la unidad de tratamiento, o el denominado fluido efluente.
Durante la diálisis normal se crea un flujo sanguíneo en una primera dirección mediante el accionamiento de una bomba de sangre, donde la línea arterial transporta sangre desde dicha posición aguas arriba de dicho acceso sanguíneo y la línea venosa transporta sangre hacia dicha posición aguas abajo de dicho acceso sanguíneo (configuración normal de las líneas). Puede crearse un flujo sanguíneo en una segunda dirección, donde dicha línea arterial transporta sangre desde dicha posición aguas abajo de dicho acceso sanguíneo y dicha línea venosa transporta sangre hacia dicha parte aguas arriba de dicho acceso sanguíneo (configuración invertida de las líneas):
-
conectando manualmente la línea arterial a la posición aguas abajo del acceso sanguíneo y la línea venosa a una posición aguas arriba del acceso sanguíneo, o
-
conectando la línea arterial a ambas posiciones aguas arriba y aguas abajo del acceso sanguíneo y conectando la línea venosa a ambas posiciones aguas arriba y aguas abajo del acceso sanguíneo, cerrando una de las conexiones entre la línea arterial con el acceso sanguíneo y abriendo la otra y cerrando una de las conexiones entre la línea venosa con el acceso sanguíneo y abriendo la otra, o
-
proporcionando una válvula capaz de conectar la línea arterial con la posición aguas arriba del punto de acceso y la línea venosa con la posición aguas abajo del punto de acceso en una primera posición de dicha válvula y capaz de conectar la línea arterial con la posición aguas abajo del punto de acceso y la línea venosa con la posición aguas arriba del punto de acceso en una segunda posición de dicha válvula.
El cálculo del índice de fluencia del fluido en el acceso sanguíneo se realiza usando la fórmula:
Qa=f(Cr, Ci Cn, Quf, Tr);
Según una forma de realización, puede usarse la fórmula siguiente:
Qa=(Tr-Quf)*(Cr-Ci)/(Cn-Cr).
Donde Qa es el índice de fluencia del fluido en el acceso sanguíneo, Tr es el índice de transporte de sustancias en la membrana semipermeable de la unidad de tratamiento con referencia a las líneas venosa y arterial en la condición normal, Quf es el índice de fluencia de ultrafiltración, Cr es la conductividad después de la unidad de tratamiento después de la inversión del flujo, Ci es la conductividad antes de la unidad de tratamiento y Cn es la conductividad después de la unidad de tratamiento antes de la inversión del flujo.
Para la determinación del índice de transporte Tr, puede usarse la dialisancia iónica efectiva D. La dialisancia iónica efectiva D se determina por ejemplo tal como se describe en EP 658 352.Alternativamente, el índice de transporte puede ser derivado a partir de los valores basados en la experiencia con un dializador particular. La depuración efectiva de urea, determinada mediante otros procedimientos conocidos en la técnica, puede ser usada también para el índice de transporte Tr, ya que se ha observado que es muy similar a la dialisancia iónica efectiva.
Según otra característica de la invención según la reivindicación 4 puede hacerse que, durante dicho intervalo de tiempo T la unidad de control (85) actúe sobre dicho medio de cambio para realizar las sub-etapas consecutivas siguientes:
a.
Primero configurar dichas líneas arterial y venosa según la configuración normal para obtener dicha primera concentración o primera conductividad (Cn), y a continuación
\global\parskip1.000000\baselineskip
b.
Configurar las líneas arterial y venosa según la configuración invertida para obtener dicha segunda concentración o conductividad (Cr),
c.
Devolver las líneas arterial y venosa a la configuración normal para continuar con el tratamiento sanguíneo.
Alternativamente, tal como en la reivindicación 5, durante dicho intervalo de tiempo T la unidad de control (85) actúa sobre dicho medio de cambio para realizar las sub-etapas consecutivas siguientes:
a.
Primero, configurar dichas líneas arterial y venosa según la configuración invertida para obtener dicha primera concentración o conductividad (Cr) después de la unidad de tratamiento, y a continuación
b.
Configurar las líneas arterial y venosa según la configuración normal para obtener dicha segunda concentración o conductividad (Cn) y a continuación continuar con el tratamiento sanguíneo.
Gracias a esta opción alternativa es posible configurar primero las líneas en la configuración invertida para la ejecución de la determinación de Qa. Debido a que para el cálculo de Qa, es necesaria también una medición en la configuración normal, empezando en la configuración invertida y a continuación pasando a la configuración normal no hay riesgo de dejar las líneas en la configuración invertida, lo que llevaría a una eficiencia de tratamiento reducida. Otra ventaja con este aparato modificado es que se dispone de una indicación automática de que las líneas se han devuelto realmente a la posición normal para el resto del tratamiento, sino no habría una medición del flujo en el acceso. Con el procedimiento original es mucho más difícil para la máquina detectar si las líneas se han dejado en la posición invertida para el resto del tratamiento.
En el periodo de determinación del flujo de la fístula, nótese que sucederán dos cosas si se pasa de las líneas invertidas de nuevo a la posición normal en vez de al contrario. Primero, la depuración medida en el cambio de conductividad será una depuración con las líneas invertidas. Esta depuración es inferior a la depuración normal, se determina cuanto mediante el índice de fluencia en el acceso. Segundo, el cambio de conductividad causado al devolver las líneas a la posición normal irá en la dirección opuesta a la normal. El signo del cambio de conductividad puede manipularse simplemente usando el valor absoluto del cambio, pero el valor de la depuración inferior debe manipularse mediante un cambio en la fórmula. Debido a que el índice de fluencia en el acceso (A) depende de la depuración (Kn) en la configuración normal , el índice de ultrafiltración (UF) y la depuración de la configuración de flujo invertido (Kr) según
1
entonces
2
estando R determinado a partir de la conductividad de entrada (Ci) y las conductividades de salida en las posiciones normal (Cn) e invertida (Cr) según
3
Combinando (1) y (2) se observa que
4
Por lo tanto, el índice de fluencia en el acceso puede calcularse como
5
Debido a que Kr es la depuración medida cuando las líneas están invertidas, la única modificación de la fórmula para el flujo en el acceso que debe realizarse si las líneas se invierten desde el principio es que se debe añadir la depuración medida. Nótese sin embargo que, para el cálculo de R, Cn y Cr cambiarán posiciones temporales si las líneas son invertidas desde el principio (es decir, Cr se medirá antes que Cn).
Nótese que en la presente descripción y en las reivindicaciones Cn se refiere siempre a la conductividad-concentración del fluido de diálisis efluente en configuraciones normales de las líneas mientras que Cr se refiere siempre a la conductividad-concentración del fluido de diálisis efluente en la configuración invertida de las líneas. Si la secuencia temporal adoptada es primero la configuración invertida y a continuación la normal: la primera conductividad-concentración después de la unidad de tratamiento del líquido de diálisis es Cr mientras que la segunda conductividad-concentración después de la unidad de tratamiento es Cn. Si la secuencia temporal adoptada es primero la configuración normal y a continuación la invertida: la primera conductividad-concentración después de la unidad de tratamiento del líquido de diálisis es Cn mientras que la segunda conductividad-concentración después de la unidad de tratamiento es Cr.
Durante el funcionamiento del aparato descrito anteriormente las conductividades (primera y segunda) después de la unidad de tratamiento del dializador son medidas tras un retraso que permite que se establezca el equilibrio.
Según una característica de la invención, la conductividad después de la unidad de tratamiento del dializador tras la inversión del flujo es medida en varios intervalos o continuamente de manera que el valor de la conductividad en el momento de la inversión del flujo puede determinarse extrapolando hacia atrás los valores medidos hasta el momento de la inversión del flujo. De esta manera, el aparato puede compensar las desviaciones de los parámetros entre el momento en el que el flujo es invertido hasta el momento en el que se alcanza un equilibrio sustancial.
Breve descripción de las figuras
En la siguiente parte detallada de la presente descripción, la invención se explicará en mayor detalle con referencia a las formas de realización ejemplares mostradas en las figuras, en las que
La Figura 1 es una vista parcialmente esquemática de un antebrazo de un paciente provisto de una fístula AV.
La Figura 2 es un diagrama esquemático de un circuito extracorpóreo y parte del camino del fluido de una máquina de diálisis.
La Figura 3 es un diagrama esquemático de un circuito extracorpóreo que incluye una válvula de inversión del flujo.
La Figura 4 es el diagrama esquemático de la Figura 3 con la válvula girada para el flujo sanguíneo invertido.
La Figura 5 es un gráfico que muestra las conductividades antes y después de la inversión del flujo, y
La Figura 6 es otro gráfico que muestra las conductividades antes y después de la inversión del flujo.
Descripción detallada de las formas de realización de la invención
Para el propósito de esta descripción, un acceso sanguíneo es un punto en el que un fluido en un tubo puede ser accedido y retirado del tubo y/o devuelto al tubo. El tubo puede ser un vaso sanguíneo de un mamífero o cualquier otro tubo en el que fluye un fluido. El término general acceso sanguíneo tal como se utiliza en la presente memoria incluye fístulas arterio-venosas, injertos arterio-venosos y catéteres de doble lúmen entre otros tipos similares de accesos sanguíneos que permiten una posición de acceso aguas arriba y una posición de acceso aguas abajo. Los términos generales dializador o unidad de tratamiento sanguíneo tal como se utilizan en la presente memoria incluyen filtros para hemodiálisis, hemofiltros, hemodiafiltros, plasmafiltros y ultrafiltros. El índice de fluencia del fluido es el índice de fluencia del fluido en el tubo o vaso sanguíneo inmediatamente aguas arriba del acceso sanguíneo, denotad
como Qa.
El término general diálisis tal como se usa en la presente memoria incluye hemodiálisis, hemofiltración, hemodiafiltración e intercambio terapéutico de plasma (TPE), entre otros procedimientos de tratamiento similares. El término general fluido efluente tal como se usa en la presente memoria se refiere al fluido de diálisis aguas abajo del dializador o de la unidad de tratamiento. El término general "transporte de sustancias o iones a través de la membrana semipermeable" incluye cualquier parámetro que sea indicativo de la tasa a la que las sustancias o iones pasan a través de la membrana del dializador. Ejemplos de dichos parámetros son depuración, depuración de urea, dialisancia, dialisancia iónica y dialisancia iónica efectiva.
El término general dialisancia iónica tal como se usa en la presente memoria se refiere a una variable que expresa el transporte de iones a través de la membrana del dializador. La dialisación iónica depende del ión, es decir, diferentes iones tienen diferentes valores de dialisancia. También depende del flujo sanguíneo, flujo de dializado y Quf, de manera que durante las mediciones cuando se determina el flujo en el acceso estos deben mantenerse preferentemente constantes. La dialisancia iónica efectiva, denotada en la presente memoria como D, depende además de los efectos de la recirculación en la fístula y el circuito cardiopulmonar y se obtiene por ejemplo tal como se describe en EP 658 352. Los iones principales que determinan la conductividad del líquido de dializado son sodio y cloruro.
La Figura 1 representa un antebrazo 1 de un paciente humano. El antebrazo comprende una arteria 2, en este caso la arteria radial, y una vena 3, en este caso la vena cefálica. Las aperturas se crean quirúrgicamente en la arteria 2 y en la vena 3 y las aperturas se conectan para formar una fístula 4, en la que el flujo sanguíneo arterial es cortocircuitado a la vena. Debido a la fístula, el flujo sanguíneo a través de la arteria y la vena se incrementa y la vena forma una zona engrosada aguas abajo de las aperturas de conexión. Cuando la fístula ha madurado tras unos pocos meses, la vena es más gruesa y puede ser pinchada repetidamente. Normalmente, la zona de vena engrosada se llama fístula. Una aguja arterial 5a, a la que se conecta una pieza de tubo, es colocada en una posición aguas arriba en la fístula, en la vena aumentada cerca de las aperturas conectadas y una aguja venosa 6a, a la que se conecta una pieza de tubo, es colocada en una posición aguas abajo de la aguja arterial, normalmente al menos cinco centímetros aguas abajo de la misma. Tal como se ha descrito anteriormente, el acceso sanguíneo puede ser también un injerto arterio-venoso, un catéter de doble lúmen u otras disposiciones similares.
Las agujas 5a y 6a están conectadas a un sistema de tubos, mostrado en la Figura 2, formando un circuito extracorpóreo 7 que comprende una bomba de sangre 8, tal como una bomba peristáltica. La bomba de sangre impulsa sangre desde la fístula, a través de la aguja arterial, el circuito extracorpóreo, la aguja venosa y de nuevo a la fístula. El circuito sanguíneo extracorpóreo 7 mostrado en la Figura 2 comprende además una pinza arterial 9 y una pinza venosa 10 para aislar el paciente del circuito extracorpóreo en caso de que ocurra un error.
Aguas abajo de la bomba 8 hay un dializador 11, que comprende una primera cámara conocida como cámara de sangre 12 y una segunda cámara conocida como cámara de fluido de diálisis 13 separadas por una membrana semipermeable 14. Más aguas abajo del dializador hay una cámara de goteo 15 que separa el aire de la sangre en la misma.
La línea sanguínea aguas arriba del dializador 11 es referida como la línea arterial 5, mientras que la línea sanguínea aguas abajo del dializador 11 es conocida como la línea venosa 6. Las líneas arterial y venosa 5 y 6 pueden configurarse según al menos una configuración normal, en la que dicha línea arterial transporta sangre desde dicha posición aguas arriba de dicho acceso sanguíneo y dicha línea venosa transporta sangre hacia dicha posición aguas abajo de dicho acceso sanguíneo, y al menos una configuración invertida, en la que dicha línea arterial transporta sangre desde dicha posición aguas abajo de dicho acceso sanguíneo y dicha línea venosa transporta sangre hacia dicha parte aguas arriba de dicho acceso sanguíneo.
En la configuración normal, la sangre pasa desde la aguja arterial pasando por la pinza arterial 9 a la bomba de sangre 8. La bomba de sangre empuja la sangre a través del dializador 11 y más allá vía la cámara de goteo 15 y pasando por la pinza venosa 10 de nuevo al paciente vía la aguja venosa. La cámara de goteo puede comprender un detector de aire, adaptado para lanzar una alarma en el caso de que la sangre emitida desde la cámara de goteo comprenda aire o burbujas de aire. El circuito sanguíneo puede comprender componentes adicionales, tales como sensores de temperatura, etcétera.
La cámara de fluido de diálisis 13 del dializador 11 es provista de fluido de diálisis vía una primera bomba 16, que obtiene el fluido de diálisis de una fuente de agua pura, normalmente agua RO, mezclada con uno o varios concentrados de iones, diversos medios que incluyen bombas de medición 17 y 18 mostradas para medir dichos concentrados. Se proporcionan sensores que comprenden una célula de conductividad 22 y una célula de conductividad 23 aguas abajo de los puntos en los que los concentrados son mezclados en la corriente de fluido principal. La señal de la célula de conductividad respectiva 22, 23 está en un lazo cerrado comparada con la conductividad deseada y la velocidad de las bombas 17 y 18 es controlada en respuesta. Una célula de conductividad adicional 21 conectada al sistema protector de la máquina de diálisis está provista aguas abajo para todas las etapas de mezclado de concentrado de manera que mide la conductividad total final. El sistema protector compara la conductividad final medida con una conductividad final calculada y coloca la máquina de diálisis en un estado seguro, en caso de que ocurran errores en las etapas de mezclado.
Una unidad de control 85 opera dichos medios de variación para hacer circular un líquido de diálisis en la segunda cámara de dicha unidad de tratamiento de manera que, al menos durante un intervalo de tiempo T, dicho líquido de diálisis aguas arriba de la unidad de tratamiento tenga una concentración (Ci) de una o más sustancias diferente de la concentración de la misma sustancia o sustancias en la sangre.
Según una forma de realización de la invención la diferencia en la concentración se mide como una diferencia en la conductividad, ya que la mayoría de los componentes en el líquido de diálisis son electrolitos y por lo tanto un cambio en su concentración llevará inherentemente a un cambio en la conductividad del líquido de diálisis. Sin embargo, se entenderá que la invención también puede llevarse a cabo usando la concentración de sustancias que tienen poco o ningún efecto en la conductividad del líquido en el que están disueltas, tal como urea o glucosa.
Un intervalo preferente para la conductividad del dializado durante la medición de flujo en el acceso sanguíneo es de 14,5 mS/cm a 17,5 mS/cm, preferentemente de aproximadamente 15 mS/cm a 16 mS/cm. Por lo tanto, se crea una diferencia de conductividad entre la sangre y el dializado de entre aproximadamente 1 mS/cm y 2 mS/cm.
En la forma de realización específica mostrada en las Figuras 5 y 6 un incremento de conductividad (concentración de uno o más electrolitos) es aplicada al fluido aguas arriba de la segunda cámara 13. Dicho incremento se inicia en el tiempo Ti con el fin de hacer que la conductividad a la entrada de la segunda cámara tenga un valor sustancialmente constante Ci durante un determinado intervalo de tiempo T. Según una primera alternativa, la invención puede trabajar incluso si en vez de un incremento se aplica un decremento de conductividad o concentración al fluido a la entrada de la segunda cámara. Según una segunda alternativa, si el líquido de diálisis tiene inherentemente la diferencia en conductividad requerida con respecto a la sangre, entonces no se creará un cambio en la conductividad para realizar el procedimiento según la invención.
Un contribución principal a la conductividad del líquido de diálisis es el cloruro sódico. Desde un punto de vista fisiológico y para el mejor control, la manera preferente para ajustar la conductividad total final es por lo tanto cambiando la concentración de cloruro sódico. La unidad de control 85 cambia el parámetro de cloruro sódico y en respuesta se ajusta la velocidad de las bombas de medición 17 y/o 18 tal como se ha descrito anteriormente. Sin embargo, en muchos tipos de equipos de diálisis, el cloruro sódico está en un contenedor de concentrado junto con todas las cantidades menores de otros electrolitos por ejemplo, potasio, magnesio, calcio y ácido peracético, el llamado "concentrado A". Este concentrado contribuye aproximadamente 12 mS/cm de la conductividad final normal de 14 mS/cm. El resto de la conductividad tiene su origen en el concentrado de bicarbonato. En dicha máquina de diálisis (no mostrada) la conductividad se fija cambiando la cantidad del concentrado A de la manera descrita anteriormente para el cloruro sódico solo.
Aunque menos atractivo desde el punto de vista fisiológico, también es posible cambiar la concentración de todos los electrolitos, es decir, incluyendo el bicarbonato simultáneamente. También es posible cambiar la concentración de cualquier otro electrolito u otros componentes tal como la glucosa.
Un intercambio de sustancias entre la sangre y el fluido de diálisis tiene lugar en el dializador 11 a través de la membrana semipermeable 14. El intercambio puede tener lugar por difusión bajo la influencia de un gradiente de concentración, conocido como hemodiálisis y/o por convección debido a un flujo de líquido desde la sangre al fluido de diálisis, denominado ultrafiltración.
Desde la cámara de fluido de diálisis 13 del dializador se emite un fluido llamado fluido efluente, que es empujado mediante una segunda bomba 19 vía una célula de conductividad 20 al desagüe. La célula de conductividad mide continuamente o en varios intervalos, la conductividad del fluido efluente emitido desde el dializador, para proporcionar una conductividad del fluido efluente.
Tal como se ha descrito anteriormente, la presente invención proporciona un aparato para medir de manera no invasiva la fluencia de fluido en la fístula inmediatamente antes de la aguja arterial, usando la célula de conductividad 20 y el circuito de diálisis tal como se muestra en la Figura 2.
Midiendo la primera conductividad-concentración del líquido después del dializador durante la diálisis normal (o configuración normal de las líneas venosa y arterial) y a continuación invirtiendo las posiciones de las agujas (configuración invertida no mostrada) o cualquier otra manera adecuada para realizar una inversión del flujo y medir la segunda conductividad-concentración después del dializador con las agujas en la posición invertida, la unidad de control puede calcular el flujo sanguíneo en el acceso sanguíneo, sin la adición de ninguna sustancia a la sangre o al fluido de diálisis sólo para realizar la medición.
Nótese que para pasar de la configuración normal de las líneas a la configuración invertida de las líneas pueden usarse las siguientes opciones alternativas.
Los expertos en la materia conocen una serie de otras formas para conseguir la inversión del flujo.
Otra forma de realización que puede usarse para cambiar las líneas entre la condición normal y la invertida y viceversa se muestra en las Figuras 3 y 4. Estas figuras muestran un diagrama esquemático del circuito de diálisis según la Figura 2 con la adición de una válvula 28 para realizar la inversión del flujo. La aguja arterial 5a está conectada a una línea de entrada arterial 29 de la válvula y la aguja venosa 6a está conectada a una línea de entrada venosa 30 de la válvula. La bomba de sangre está conecta vía la línea arterial 5 a una primera línea de salida 31 de la válvula y la sangre que vuelve del dializador 11 está conectada vía la línea venosa 6 a una segunda línea de salida 32 de la válvula. La válvula 28 comprende un alojamiento de válvula y un elemento válvula pivotable 33, que puede pivotar desde la posición normal mostrada en la figura a una posición invertida pivotada 90º en relación a la posición normal. En la posición normal mostrada en la Figura 3, la aguja arterial 5a está conectada a la bomba de sangre 8 y la aguja venosa 6a está conectada a la salida del dializador, vía la cámara de goteo 15. En la posición invertida mostrada en la Figura 4, la aguja arterial 5a está conectada a la salida del dializador y la aguja venosa 6a está conectada a la bomba de sangre 8, tal como se requiere. De esta forma el flujo es "invertido" y la línea arterial 5 transporta sangre desde una posición aguas abajo del acceso sanguíneo y la línea venosa 6 transporta sangre hacia una posición aguas arriba del acceso sanguíneo. Según una forma de realización, la máquina de diálisis controla automáticamente el cambio de la posición de la válvula.
Tal como se ha indicado anteriormente, pueden usarse otros sistemas para pasar de una configuración a la otra, por ejemplo conexiones que pueden cambiarse manualmente en la línea arterial a la posición aguas abajo del acceso sanguíneo y en la línea venosa a una posición aguas arriba del acceso sanguíneo. Alternativamente, las líneas pueden estar diseñadas para que presenten unos primeros conductos que conectan la línea arterial a ambas posiciones aguas arriba y aguas abajo del acceso sanguíneo y segundos conductos que conectan la línea venosa a ambas posiciones aguas arriba y aguas abajo del acceso sanguíneo. Para operar la configuración, pueden proporcionarse medios para cerrar selectivamente uno de los primeros conductos entre la línea arterial y el acceso sanguíneo y medios para cerrar selectivamente uno de los conductos entre la línea venosa y el acceso sanguíneo. Dichos medios de cierre pueden ser válvulas operables manualmente o válvulas controladas por el aparato de tratamiento sanguíneo. Pueden usarse válvulas de pinzado, válvulas de leva o pinzas con partes activas en las partes de tubo respectivas. Como una alternativa adicional pueden usarse medios de distribución de flujo capaces de conectar la línea arterial con la posición aguas arriba del punto de acceso y la línea venosa con la posición aguas abajo del punto de acceso, en un primer estado de dichos medios de distribución de flujo, y capaces de conectar la línea arterial con la posición aguas abajo del punto de acceso y la línea venosa con la posición aguas arriba del punto de acceso, en un segundo estado de dichos medios de distribución de flujo.
Las Figuras 5 y 6 son gráficos de las conductividades medidas antes y después del dializador. El eje horizontal representa los tiempos transcurridos y el eje vertical representa la conductividad medida en mS/cm. En las Figuras 5, 6 se supone que se empieza con las líneas venosa y arterial en la condición normal y que las líneas se cambian a la condición invertida durante el intervalo de tiempo T de cambio de la conductividad del fluido de diálisis. Tal como se ha indicado anteriormente es posible ejecutar el procedimiento según la invención empezando con la condición invertida.
Para determinar el índice de fluencia del fluido en el acceso sanguíneo, se crea un gradiente entre la conductividad del fluido de diálisis (Ci) en la entrada del dializador y la sangre (Cb) (Figura 5). Así la conductividad del líquido de diálisis es incrementada desde el valor convencional de 14 mS/cm (primer líquido de diálisis que tiene una conductividad que se corresponde aproximadamente a la conductividad de la sangre) a 16 mS/m (segundo líquido de diálisis). La diferencia puede ser de otra magnitud y, tal como se ha indicado anteriormente, puede crearse también reduciendo la conductividad del fluido de diálisis. La conductividad del segundo líquido es al menos 2 mS/cm (2 miliSiemens/centímetro) superior a la conductividad del primer líquido si la conductividad del primer líquido es inferior o igual a 15 mS/cm. El gradiente de conductividad se obtiene preferentemente cambiando la concentración de cloruro sódico, pero puede obtenerse también variando las concentraciones de cualquier otro electrolito presente en el fluido de diálisis. El cambio en la concentración de electrolitos puede realizarse en máquinas de diálisis avanzadas, tal como Gambro AK 200 S® cambiando los parámetros o programando una variación mediante el interfaz de usuario. El uso de conductividades en vez de concentraciones es más simple, más fiable y más barato de implementar ya que emplea sensores convencionales del aparato de tratamiento y no necesita la determinación de D o K en dos condiciones diferentes.
En las Figuras 5 y 6 la conductividad del fluido de diálisis Ci preparada mediante el monitor de diálisis es incrementada desde 14 mS/cm a 16 mS/cm en el tiempo Ti. La conductividad Cn del fluido después del dializador, el fluido efluente, empezará a incrementarse en el tiempo To con un retraso To-Ti causado por el volumen de los tubos y el dializador. Cn alcanzará un valor semiestable sólo después de cierto tiempo. Debido a que la conductividad incrementada del líquido de diálisis causa un transporte de iones desde el líquido de diálisis a la sangre, que de esta manera también incrementa lentamente en conductividad, habrá una pequeña desviación de la conductividad después del dializador. El valor de Cn puede determinarse después de que el valor respectivo se ha estabilizado sustancialmente, tal como se muestra en la Figura 5. Para mejorar adicionalmente la precisión del procedimiento el valor de Cn puede extrapolarse hacia delante hasta el punto en el tiempo de la inversión del flujo T_{rev}. Alternativamente, el valor de Cn puede determinarse mientras todavía está incrementándose mediante la estimación de qué valor sustancialmente estable alcanzaría Cn después de que se alcanzara un equilibrio usando procedimientos numéricos tales como ajuste de curvas y/o extrapolación, para determinar el valor de Cn en el momento T_{rev} mostrado en la Figura 6. Esta última aproximación permitirá que el procedimiento se realice en un menor intervalo de tiempo.
La siguiente etapa es invertir el flujo en T_{rev} (cf. Figuras 5 y 6) tal como se ha descrito anteriormente, es decir, se crea un flujo sanguíneo en una segunda dirección en la que la línea venosa 6 transporta sangre tratada desde el dializador 11 vía la aguja arterial 5a a la posición aguas arriba del acceso sanguíneo. La línea arterial 5 introduce la sangre desde la posición aguas abajo vía la aguja venosa 6a hacia el dializador 11.
El efecto de esta medición es un incremento adicional en la conductividad del efluente, que tras la inversión del flujo es referida como Cr. Cr alcanzará un valor semiestable sólo asintóticamente. El valor de Cr puede determinarse después de que se ha hecho sustancialmente estable, tal como se muestra en la Figura 5. El valor de Cr puede ser extrapolado hacia atrás al punto en el tiempo de la inversión del flujo T_{rev}. Alternativamente, el valor puede determinarse mientras la conductividad está todavía incrementándose estimando qué valor sustancialmente estable alcanzaría Cr en el tiempo T_{rev} después de que se establezca un equilibrio usando procedimientos numéricos tales como ajuste de curvas o extrapolación, tal como se muestra en la Figura 6.
Los volúmenes en el dializador y los tubos de conexión que necesitan ser intercambiados causan el retraso. Durante el periodo de retraso, pueden ocurrir cambios en otros parámetros y podrían influenciar negativamente en la medición. Por lo tanto, el procedimiento preferente usa los valores extrapolados hasta el punto en el tiempo donde tuvo lugar la inversión del flujo. Las técnicas anteriores permiten estimar el valor de Cn y Cr en el mismo tiempo Tr, incrementado de esta manera la exactitud del cálculo de Qa.
A continuación, la unidad 85 puede calcular el índice de fluencia del fluido en el acceso sanguíneo según la fórmula:
Qa=(Tr-Quf)*(Cr-Ci)/(Cn-Cr),
donde:
Qa = índice de fluencia del fluido en el acceso sanguíneo
Tr = velocidad de transporte de sustancias a través de la membrana semipermeable
Ci = conductividad del líquido de diálisis aguas arriba de la unidad de tratamiento o dializador 11
Cn = conductividad del efluente con referencia al líquido de diálisis antes de la inversión del flujo
Cr = conductividad del efluente con referencia al líquido de diálisis después de la inversión del flujo
Quf = índice de fluencia de ultrafiltración (Quf)
El índice de transporte puede estar basada en valores basados en la experiencia con un dializador particular, tales como la depuración, calculada a partir de los índices de fluencia y la capacidad del dializador o medida mediante la comparación de una muestra sanguínea antes de la diálisis con una concentración de urea del líquido de diálisis inicial. Alternativamente, el índice de transporte (Tr) se corresponde con la dialisancia iónica efectiva medida (D) o la depuración medida K del dializador, preferentemente el valor de depuración de urea. El índice de fluencia de ultrafiltración Quf se monitoriza y mide continuamente en las máquinas de diálisis convencionales. Por lo tanto, la ecuación puede resolverse y se determina el índice de fluencia del fluido en el acceso sanguíneo.
Alternativamente a lo descrito anteriormente con referencia a las Figuras 5, 6, la medición de Qa puede obtenerse configurando primero las líneas en la configuración invertida. A continuación se crea un cambio en la conductividad o concentración (por ejemplo por medio de un incremento o un decremento escalonado en la concentración de solutos definidos en el líquido de diálisis) y finalmente se mide la concentración o conductividad del líquido de diálisis aguas abajo del dializador para el líquido en la condición invertida y para el líquido en la condición normal. Esta segunda aproximación es conveniente si la medición de Qa se realiza al inicio de la sesión de diálisis. De hecho el paciente puede conectarse primero al aparato de tratamiento con las líneas en la configuración invertida; a continuación, cuando sea necesario las líneas se invierten, se calcula Qa y el tratamiento puede proseguir normalmente con una gran eficiencia sin necesidad de cambios de líneas adicionales ya que la línea ya está en la configuración normal. En caso de que el aparato trabaje empezando en la configuración invertida, entonces Qa se calcula todavía como una función de los parámetros identificados anteriormente.
Si Tr se determina a partir de los valores medidos in vivo de la depuración K o de la dialisancia iónica efectiva obtenidos cuando dichas líneas venosa y arterial están en la configuración normal, el índice de fluencia del fluido (Qa) en dicho acceso sanguíneo se calcula mediante la fórmula Qa=(Tr-Quf)*(Cr-Ci)/(Cn-Cr), donde Tr es el índice de transporte cuando las líneas están en la configuración normal.
Si Tr se obtiene a partir de los valores medidos in vivo de la depuración K o de la dialisancia iónica efectiva D obtenidos cuando dichas líneas venosa y arterial están en la configuración invertida, el índice de fluencia del fluido (Qa) en dicho acceso sanguíneo se calcula mediante la fórmula Qa=(Tr_{r}-Quf)*(Cr-Ci)/(Cn-Cr)+Tr_{r}, donde Tr_{r} es el índice de transporte cuando las líneas están en la configuración invertida.
Los valores medidos in vivo de la depuración K o de la dialisancia iónica efectiva pueden obtenerse mediante las siguientes etapas:
a.
pasando un tercer líquido de diálisis a través de la segunda cámara de dicha unidad de tratamiento, donde dicho líquido de diálisis presenta una concentración de al menos una sustancia, a continuación
b.
obteniendo una tercera conductividad después de la unidad de tratamiento del líquido de diálisis o tercera concentración después de la unidad de tratamiento de dicha sustancia para el tercer líquido de diálisis,
c.
al menos para un segundo intervalo de tiempo, incrementando o decrementando la concentración de la sustancia en el tercer líquido de diálisis para pasar un cuarto líquido a través de la entrada de la segunda cámara, donde dicho cuarto líquido tiene una concentración de al menos dicha sustancia diferente de la concentración de la misma sustancia en el tercer líquido,
d.
obteniendo una cuarta conductividad después de la unidad de tratamiento del líquido de diálisis o cuarta concentración después de la unidad de tratamiento de dicha sustancia para el cuarto líquido de diálisis, calculando el valor in vivo de K o D como una función de dicha tercera concentración o conductividad después de la unidad de tratamiento y de dicha cuarta concentración o conductividad después de la unidad de tratamiento.
Particularmente la depuración medida K o la dialisancia iónica medida D pueden determinarse durante el intervalo de tiempo T para usar el cambio de conductividad necesario para la implementación de la presente invención. En este caso no se necesita una modificación separada del líquido que llega a la segunda cámara 13 y el tercer líquido se corresponde con el primer líquido (antes de la etapa en las Figuras 5, 6) y el cuarto líquido se corresponde con el segundo líquido (después de la etapa en las Figuras 5, 6).
Prácticamente si sólo se altera la concentración de iones, y de nuevo con referencia al ejemplo de la Figura 5,
6
siendo el inverso de la relación entre la variación en conductividad del fluido de diálisis a la entrada de dializador y la variación correspondiente del líquido de diálisis a la salida del dializador
7
La célula de conductividad aguas arriba debería calibrarse preferentemente con relación a la célula de conductividad aguas abajo 20 para una exactitud mejorada. Preferentemente, se usan células de conductividad compensadas térmicamente para mejorar la exactitud del procedimiento.
El valor para Ci puede determinarse midiendo la conductividad del fluido de diálisis antes de que entre al dializador. Alternativamente, puede usarse el valor fijado para la conductividad del fluido de diálisis, ya que la conductividad real diferirá solo marginalmente del valor fijado ya que los monitores de diálisis controlan la conductividad del fluido de diálisis de manera muy exacta.
\vskip1.000000\baselineskip
Referencias citadas en la descripción La lista de referencias citadas por el solicitante se proporciona solamente para conveniencia del lector. Dicha lista no forma parte del documento de patente europea. A pesar de que se ha tenido mucho cuidado durante la recopilación de las referencias, no deben excluirse la posibilidad de que se hayan producido errores u omisiones y a este respecto la OEP se exime de toda responsabilidad. Documentos de patente citadas en la descripción
\bullet US 5685989 A [0003]
\bullet US 5595182 A [0003]
\bullet US 5453576 A [0003]
\bullet US 5510716 A [0003]
\bullet US 5510717 A [0003]
\bullet US 5392550 A [0003]
\bullet EP 928614 A [0003]
\bullet WO 0024440 A [0003]
\bullet EP 0928614 A [0003]
\bullet US 5605630 A [0003]
\bullet US 5894011 A [0003]
\bullet EP 658352 A [00011][0022]

Claims (60)

1. Aparato de tratamiento sanguíneo para determinar el índice de fluencia de un fluido (Qa) en un acceso sanguíneo que tiene una posición aguas abajo y una posición aguas arriba, en el que el aparato comprende: una fuente de líquido de diálisis,
a.
una unidad de tratamiento (11), que tiene una membrana semipermeable (14) que delimita una primera cámara (12) a través de la cual pasa la sangre retirada de dicho acceso sanguíneo y una segunda cámara (13) a través de la cual pasa el líquido de diálisis,
b.
una línea de líquido de diálisis para hacer circular el líquido de diálisis en la segunda cámara (13);
c.
una línea arterial (5) conectada a una entrada de la primera cámara (12),
d.
una línea venosa (6) conectada a una salida de la primera cámara (12),
e.
dichas líneas arterial y venosa (5, 6) pudiendo ser configuradas según al menos una configuración normal, en la que dicha línea arterial (5) transporta sangre desde dicha posición aguas arriba de dicho acceso sanguíneo, y dicha línea venosa (6) transporta sangre hacia dicha posición aguas abajo de dicho acceso sanguíneo, y al menos una configuración invertida, en la que dicha línea arterial (5) transporta sangre desde dicha posición aguas abajo de dicho acceso sanguíneo y dicha línea venosa (6) transporta sangre hacia dicha posición aguas arriba de dicho acceso sanguíneo,
f.
medios para cambiar (28) las líneas venosa y arterial (5, 6) durante un intervalo de tiempo T, entre una de dichas configuraciones normal e invertida y la otra de dichas configuraciones normal e invertida,
g.
medios para variar (17, 18) una concentración (Ci) de al menos una sustancia del líquido de diálisis aguas arriba de la unidad de tratamiento;
h.
un sensor (20) que opera aguas abajo de la unidad de tratamiento (11) para detectar una conductividad después de la unidad de tratamiento del líquido de diálisis o una concentración después de la unidad de tratamiento de dicha sustancia en el líquido de diálisis, y
i.
una unidad de control (85) capaz de realizar las siguientes etapas:
\bullet
operar dichos medios de variación (17, 18) de manera que, al menos durante dicho intervalo de tiempo T, dicho líquido de diálisis que circula aguas arriba de la segunda cámara de la unidad de tratamiento (11) comprende al menos una sustancia que tiene una concentración (Ci) diferente de la concentración de la misma sustancia en la sangre,
\bullet
obtener de dicho sensor (20) una primera conductividad después de la unidad de tratamiento del líquido de diálisis o una primera concentración después de la unidad de tratamiento de dicha sustancia en el líquido de diálisis, para las líneas venosa y arterial (5, 6) configuradas según una de dichas configuraciones normal e invertida, donde dicha primera conductividad o concentración está relacionada con el líquido de diálisis antes del cambio de las líneas venosa y arterial (5, 6) y durante dicho intervalo de tiempo T;
\bullet
obtener, de dicho sensor (20) una segunda conductividad después de la unidad de tratamiento del líquido de diálisis o una primera concentración después de la unidad de tratamiento de dicha sustancia en el líquido de diálisis, para las líneas venosa y arterial (5, 6) configuradas según la otra de dichas configuraciones normal e invertida, donde dicha segunda conductividad o concentración está relacionada con el líquido de diálisis después del cambio de las líneas venosa y arterial (5, 6) y durante dicho intervalo de tiempo T;
\bullet
calcular el índice de fluencia del fluido (Qa) en dicho acceso sanguíneo como una función de dicha primera concentración o conductividad después de la unidad de tratamiento y de dicha segunda concentración o conductividad después de la unidad de tratamiento,
caracterizado porque la unidad de control (85) es capaz de actuar sobre los medios de variación (17, 18) para mantener sustancialmente constante la concentración (Ci) de dicha al menos una sustancia del líquido de diálisis aguas arriba de la unidad de tratamiento durante dicho intervalo de tiempo T.
\vskip1.000000\baselineskip
2. Aparato según la reivindicación 1, en el que dicho sensor comprende una célula de conductividad después de la unidad de tratamiento (Cn, Cr).
3. Aparato según la reivindicación 1, en el que los medios de variación están diseñados para incrementar o decrementar la concentración de una o más sustancias en el líquido de diálisis.
4. Aparato según la reivindicación 1, en el que durante dicho intervalo de tiempo T la unidad de control (85) actúa sobre dichos medios de cambio para realizar las sub-etapas consecutivas siguientes:
a.
Primero configurar dichas líneas arterial y venosa según la configuración normal para obtener dicha primera concentración o primera conductividad (Cn), y a continuación
b.
Configurar las líneas arterial y venosa según la configuración invertida para obtener dicha segunda concentración o conductividad (Cr),
c.
devolver las líneas arterial y venosa a la configuración normal para continuar con el tratamiento sanguíneo.
\vskip1.000000\baselineskip
5. Aparato según la reivindicación 1, en el que durante dicho intervalo de tiempo T la unidad de control (85) actúa sobre dichos medios de cambio para realizar las sub-etapas consecutivas siguientes:
a.
Primero configurar dichas líneas arterial y venosa según la configuración invertida para obtener dicha primera concentración o conductividad (Cr) después de la unidad de tratamiento, y a continuación
b.
Configurar las líneas arterial y venosa según la configuración normal para obtener dicha segunda concentración o conductividad (Cn) y a continuación proseguir con el tratamiento sanguíneo.
\vskip1.000000\baselineskip
6. Aparato según la reivindicación 1, en el que la unidad de control (85) es capaz de realizar una etapa para comprobar si las líneas arterial y venosa están en dicha configuración normal o en dicha configuración invertida.
7. Aparato según la reivindicación 4, en el que después de configurar las líneas arterial y venosa según la configuración invertida la unidad de control es capaz de realizar una etapa adicional para comprobar si las líneas arterial y venosa están en dicha primera configuración o en dicha configuración invertida.
8. Aparato según la reivindicación 1, en el que la unidad de control (85) es capaz de realizar las siguientes etapas:
a.
determinar el índice de transporte (Tr) de iones a través de la membrana semipermeable,
b.
obtener la primera conductividad después de la unidad de tratamiento (Cn, Cr) con relación al líquido de diálisis antes del cambio de las líneas venosa y arterial,
c.
obtener la segunda conductividad después de la unidad de tratamiento (Cr, Cn) con relación al líquido de diálisis después del cambio de las líneas venosa y arterial,
d.
calcular el índice de fluencia del fluido (Qa) en dicho acceso sanguíneo como una función de dichas conductividades primera y segunda después de la unidad de tratamiento y de dicho índice de transporte.
\vskip1.000000\baselineskip
9. Aparato según la reivindicación 8, en el que el índice de fluencia del fluido (Qa) es calculado a partir de los valores de dicho índice de transporte (Tr), dicha primera conductividad después de la unidad de tratamiento (Cn, Cr), dicha segunda conductividad después de la unidad de tratamiento (Cr, Cn), y la conductividad del líquido de diálisis (Ci) aguas arriba de la unidad de tratamiento.
10. Aparato según la reivindicación 8, en el que dichas conductividades primera y segunda después de la unidad de tratamiento (Cn, Cr) se obtienen mediante dicho sensor.
11. Aparato según cualquiera de las reivindicaciones 1 a la reivindicación anterior, que comprende además medios de actuación sobre la línea de diálisis para causar un índice de fluencia de ultrafiltración (Quf).
12. Aparato según la reivindicación 9 o la reivindicación 11, en el que el índice de fluencia del fluido (Qa) en dicho acceso sanguíneo se calcula mediante la fórmula Qa=(Tr)*(Cr-Ci)/(Cn-Cr) o mediante la fórmula Qa=(Tr-Quf)*(Cr-Ci)/(Cn-Cr), donde Tr se determina a partir de los valores in vivo de la depuración medida K o de la dialisancia iónica medida D obtenidos cuando dichas líneas venosa y arterial están en la configuración normal.
13. Aparato según la reivindicación 9 o la reivindicación 11 en el que el índice de transporte se obtiene a partir de los valores in vivo de la depuración medida K o de la dialisancia iónica medida D obtenidos cuando dichas líneas venosa y arterial están en la configuración invertida, calculándose el índice de fluencia del fluido (Qa) en dicho acceso sanguíneo mediante la fórmula Qa=(Tr_{r}-Quf)*(Cr-Ci)/(Cn-Cr)+Tr_{r}.
14. Aparato según cualquiera de las reivindicaciones 1 a la reivindicación anterior, que comprende además medios para preparar el líquido de diálisis con una conductividad diferente de dicha sangre, en el que preferentemente dichos medios comprenden medios para el mezclado controlado de concentrados de electrolito con agua.
15. Aparato según cualquiera de las reivindicaciones 1 a la reivindicación anterior, en el que dichos medios de cambio comprenden:
-
conexiones que se pueden cambiar manualmente en la línea arterial a la posición aguas abajo del acceso sanguíneo y en la línea venosa a una posición aguas arriba del acceso sanguíneo, o
-
primeros conductos que conectan la línea arterial a las posiciones aguas arriba y aguas abajo del acceso sanguíneo y segundos conductos que conectan la línea venosa a las posiciones aguas arriba y aguas abajo del acceso sanguíneo, medios para cerrar selectivamente uno de los primeros conductos entre la línea arterial y el acceso sanguíneo y medios para cerrar selectivamente uno de los conductos entre la línea venosa y el acceso sanguíneo, o
-
una válvula capaz de conectar la línea arterial con la posición aguas arriba del punto de acceso y la línea venosa con la posición aguas abajo del punto de acceso en una primera posición de dicha válvula y capaz de conectar la línea arterial con la posición aguas abajo del punto de acceso y la línea venosa con la posición aguas arriba del punto de acceso en una segunda posición de dicha válvula, o
-
medios de distribución de flujo para conectar la línea arterial con la posición aguas arriba del punto de acceso y la línea venosa con la posición aguas abajo del punto de acceso en un primer estado de dichos medios de distribución de flujo y capaces de conectar la línea arterial con la posición aguas abajo del punto de acceso y la línea venosa con la posición aguas arriba del punto de acceso en un segundo estado de dichos medios de distribución.
\vskip1.000000\baselineskip
16. Aparato según cualquiera de las reivindicaciones 1 a la reivindicación anterior en el que dicha unidad de tratamiento (11) comprende una unidad de entre el grupo que comprende:
i.
Un dializador;
ii.
Un hemofiltro;
iii.
Un plasmafiltro;
iv.
Un hemodiafiltro;
v.
Un ultrafiltro.
\vskip1.000000\baselineskip
17. Producto de software que comprende instrucciones ejecutables por una unidad de control (85) de un aparato de tratamiento sanguíneo según cualquiera de las reivindicaciones 1 a la reivindicación 16 en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar un procedimiento para determinar un índice de fluencia del fluido (Qa) en un acceso sanguíneo que tiene una posición aguas arriba y una posición aguas abajo usando dicho aparato de tratamiento sanguíneo, que comprende las etapas de:
-
pasar un líquido de diálisis a través de la segunda cámara (13) de dicha unidad de tratamiento (11), al menos durante un intervalo de tiempo T, en el que dicho líquido de diálisis aguas arriba de la unidad de tratamiento (11) comprende al menos una sustancia que tiene una concentración (Ci) diferente a la concentración de las misma sustancia en la sangre,
-
obtener, aguas abajo de la segunda cámara (13) de dicha unidad de tratamiento (11), una primera conductividad después de la unidad de tratamiento del líquido de diálisis o una primera concentración después de la unidad de tratamiento de dicha sustancia en el líquido de diálisis, en el que dicha primera conductividad o concentración (Cn, Cr) está relacionada con las líneas venosa y arterial configuradas según una de dichas configuraciones normal o invertida, en el que dicha primera conductividad o concentración después de la unidad de tratamiento se refiere al líquido de diálisis antes del cambio de las líneas venosa y arterial y durante dicho intervalo de tiempo T,
-
cambiar las líneas venosa y arterial durante dicho intervalo de tiempo T entre una de dichas configuraciones normal e invertida y la otra de dichas configuraciones normal e invertida,
-
obtener, aguas abajo de la segunda cámara (13) de dicha unidad de tratamiento (11), una segunda conductividad después de la unidad de tratamiento del líquido de diálisis o una segunda concentración después de la unidad de tratamiento de dicha sustancia en el líquido de diálisis, en el que dicha segunda conductividad o concentración (Cn, Cr) está relacionada con las líneas venosa y arterial configuradas según la otra de dichas configuraciones normal o invertida, en el que dicha segunda conductividad o concentración después de la unidad de tratamiento se refiere al líquido de diálisis después del cambio de las líneas venosa y arterial y durante dicho intervalo de tiempo T,
\newpage
-
calcular el índice de fluencia del fluido (Qa) en dicho acceso sanguíneo como una función de:
\bullet
Dicha primera concentración o conductividad después de la unidad de tratamiento y de
\bullet
Dicha segunda concentración o conductividad después de la unidad de tratamiento,
y en el que durante dicho intervalo de tiempo T del paso de un líquido de diálisis, la concentración Ci de dicha al menos una sustancia en el líquido a la entrada de la unidad de tratamiento se mantiene sustancialmente constante.
\vskip1.000000\baselineskip
18. Software según la reivindicación 17, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento en el que la etapa de pasar un líquido de diálisis a través de la segunda cámara comprende las sub-etapas siguientes:
j.
pasar un primer líquido de diálisis a través de la entrada de la segunda cámara de dicha unidad de tratamiento, donde dicho primer líquido de diálisis presenta una concentración de tratamiento para dicha sustancia, a continuación
k.
incrementar o decrementar en un tiempo Ti la concentración de la sustancia en el líquido de diálisis para pasar a través de la entrada de la segunda cámara un segundo líquido que, durante el intervalo de tiempo T, tiene una concentración de al menos dicha sustancia diferente de la concentración de la misma sustancia en la sangre.
\vskip1.000000\baselineskip
19. Software según la reivindicación 17, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento en el que la etapa de pasar un líquido de diálisis a través de la segunda cámara comprende las sub-etapas siguientes:
a.
pasar un primer líquido de diálisis a través de la entrada de la segunda cámara de dicha unidad de tratamiento, donde dicho primer líquido de diálisis presenta una concentración de tratamiento para sustancias prefijadas,
b.
durante el intervalo de tiempo T, incrementar o decrementar en un tiempo Ti la concentración de más de una de dichas sustancias prefijadas en el líquido de diálisis para pasar a través de la entrada de la segunda cámara un segundo líquido que tiene una concentración de dichas sustancias diferente de la concentración de las mismas sustancias en la sangre.
\vskip1.000000\baselineskip
20. Software según la reivindicación 18, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento en el que dicha sustancia es un ión.
21. Software según la reivindicación 19, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento en el que dichas sustancias son iones.
22. Software según la reivindicación 18, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento en el que el índice de fluencia del fluido (Qa) en dicho acceso sanguíneo es calculado como una función de dichas primeras concentraciones o conductividades después de la unidad de tratamiento y de dichas segundas concentraciones o conductividades después de la unidad de tratamiento.
23. Software según la reivindicación 17, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento en el que durante dicho intervalo de tiempo T las sub-etapas consecutivas siguientes comprenden:
a.
Primero configurar dichas líneas arterial y venosa según la configuración normal para obtener dicha primera concentración o primera conductividad (Cn), y a continuación
b.
configurar las líneas arterial y venosa según la configuración invertida para obtener dicha segunda concentración o conductividad (Cr).
\vskip1.000000\baselineskip
24. Software según la reivindicación 23, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento que comprende la etapa de devolver las líneas arterial y venosa a la configuración normal para iniciar un tratamiento sanguíneo.
25. Software según la reivindicación 17, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento en el que durante el intervalo de tiempo T las sub-etapas siguientes proporcionan:
\global\parskip0.950000\baselineskip
a.
Primero, configurar dichas líneas arterial y venosa según la configuración invertida para obtener dicha primera concentración o conductividad (Cr) después de la unidad de tratamiento, y a continuación
b.
configurar las líneas arterial y venosa según la configuración normal para obtener dicha segunda concentración o conductividad (Cn).
\vskip1.000000\baselineskip
26. Software según la reivindicación 17, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento en el que se proporciona una etapa para comprobar si las líneas arterial y venosa están en dicha configuración normal o en dicha configuración invertida.
27. Software según la reivindicación 23, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento en el que después de configurar las líneas arterial y venosa según la configuración invertida se proporciona una etapa adicional para comprobar si las líneas arterial y venosa están en dicha configuración normal o en dicha configuración invertida.
28. Software según la reivindicación 26 ó 27, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento en el que la etapa para comprobar si las líneas arterial y venosa están en la configuración normal o en la configuración invertida comprende las etapas siguientes:
a.
Determinar el valor in vivo de un parámetro seleccionado de entre el grupo que comprende:
i.
Dialisancia iónica efectiva D o
ii.
Depuración efectiva K o
iii.
Un parámetro proporcional a la dialisancia iónica efectiva o
iv.
Un parámetro proporcional a la depuración efectiva,
b.
comparar el valor in vivo de dicho parámetro con un valor límite correspondiente para determinar si las líneas venosa y arterial están en dicha configuración normal o en dicha configuración invertida.
\vskip1.000000\baselineskip
29. Software según la reivindicación 28, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento en el que la etapa para determinar el valor in vivo de dicho parámetro comprende las etapas de:
a.
pasar un tercer líquido de diálisis a través de la entrada de la segunda cámara de dicha unidad de tratamiento, en el que dicho líquido de diálisis presenta una concentración de al menos una sustancia, a continuación
b.
obtener una tercera conductividad después de la unidad de tratamiento del líquido de diálisis o tercera concentración después de la unidad de tratamiento de dicha sustancia para el tercer líquido de diálisis,
c.
al menos para un segundo intervalo de tiempo, incrementar o decrementar la concentración de la sustancia en el tercer líquido de diálisis para pasar un cuarto líquido a través de la entrada de la segunda cámara, donde dicho cuarto líquido tiene una concentración de al menos dicha sustancia diferente de la concentración de la misma sustancia en el tercer líquido,
d.
obtener una cuarta conductividad después de la unidad de tratamiento del líquido de diálisis o cuarta concentración después de la unidad de tratamiento de dicha sustancia para el cuarto líquido de diálisis,
e.
calcular el valor in vivo de dicho parámetro como una función de dicha tercera concentración o conductividad después de la unidad de tratamiento y de dicha cuarta concentración o conductividad después de la unidad de tratamiento.
\vskip1.000000\baselineskip
30. Software según la reivindicación 28, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento en el que dicho valor límite es un valor de consigna o un valor calculado o un valor medido.
31. Software según la reivindicación 28, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento en el que la etapa para la determinación in vivo de dicho parámetro se realiza durante el intervalo de tiempo T.
32. Software según la reivindicación 28, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento en el que se proporciona una etapa adicional para enviar una señal de alerta en el caso de que la etapa de comparación determine que las líneas venosa y arterial están en dicha configuración invertida.
\global\parskip1.000000\baselineskip
33. Software según la reivindicación 26, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento en el que la etapa para comprobar si las líneas arterial y venosa están en dicha configuración normal o en dicha configuración invertida se realiza durante dicho primer intervalo T.
34. Software según la reivindicación 17 y la reivindicación 33, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento en el que la etapa para comprobar si las líneas arterial y venosa están en dicha configuración normal o en dicha configuración invertida comprende las sub-etapas siguientes:
-
Comparar dicha primera conductividad obtenida después de la unidad de tratamiento del líquido de diálisis o primera concentración obtenida después de la unidad de tratamiento en el líquido de diálisis con dicha segunda conductividad obtenida después de la unidad de tratamiento del líquido de diálisis o dicha segunda concentración obtenida después de la unidad de tratamiento de dicha sustancia en el líquido de diálisis.
-
Determinar si dicha conductividad o concentración está incrementando después de la etapa de cambio.
\vskip1.000000\baselineskip
35. Software según la reivindicación 17, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento en el que comprende además las etapas de:
a.
determinar el índice de transporte (Tr) de iones a través de la membrana semipermeable,
b.
obtener la primera conductividad después de la unidad de tratamiento (Cn, Cr) para el líquido de diálisis antes del cambio de las líneas venosa y arterial,
c.
obtener la segunda conductividad después de la unidad de tratamiento (Cr, Cn) para el líquido de diálisis después del cambio de las líneas venosa y arterial,
d.
calcular el índice de fluencia del fluido (Qa) en dicho acceso sanguíneo como una función de dichas conductividades primera y segunda después de la unidad de tratamiento y de dicho índice de transporte.
\vskip1.000000\baselineskip
36. Software según la reivindicación 18, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento en el que el índice de fluencia del fluido (Qa) se calcula a partir de los valores de dicho índice de transporte (Tr), dicha primera conductividad después de la unidad de tratamiento (Cn), dicha segunda conductividad después de la unidad de tratamiento (Cr) y la conductividad del líquido de diálisis (Ci) aguas arriba de la unidad de tratamiento.
37. Software según la reivindicación 35 ó la reivindicación 36, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento en el que dichas conductividades primera y segunda después de la unidad de tratamiento (Cn, Cr) se obtienen midiendo la conductividad del fluido efluente que sale de la segunda cámara de dicha unidad de tratamiento.
38. Software según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento que comprende además la etapa para obtener el índice de fluencia de ultrafiltración (Quf).
39. Software según la reivindicación 36, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento en el que el índice de fluencia del fluido (Qa) en dicho acceso sanguíneo es calculada por la fórmula Qa=(Tr)*(Cr-Ci)/(Cn-Cr).
40. Software según la reivindicación 38, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento en el que el índice de fluencia del fluido (Qa) en dicho acceso sanguíneo es calculada por la fórmula Qa=(Tr-Quf)*(Cr-Ci)/(Cn-Cr).
41. Software según la reivindicación 38, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento en el que Tr se determina a partir de los valores in vivo de la depuración medida K o la dialisancia iónica efectiva medida D obtenidos cuando dichas líneas venosa y arterial están en la configuración normal, calculándose el índice de fluencia del fluido (Qa) en dicho acceso sanguíneo mediante la fórmula Qa=(Tr-Quf)*(Cr-Ci)/(Cn-Cr), donde Tr es el índice de transporte cuando las líneas están en la configuración normal.
42. Software según la reivindicación 38, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento en el que Tr es el índice de transporte de iones a través de la membrana semipermeable determinado a partir de los valores in vivo de la depuración medida K o la dialisancia iónica efectiva medida D obtenidos cuando dichas líneas venosa y arterial están en la configuración invertida, calculándose el índice de fluencia del fluido (Qa) en dicho acceso sanguíneo mediante la fórmula Qa=(Tr_{r}-Quf)*(Cr-Ci)/(Cn-Cr)+Tr_{r}.
43. Software según la reivindicación 41 o la reivindicación 42, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento en el que los valores in vivo de la depuración medida K o la dialisancia iónica efectiva medida D se obtienen mediante las etapas siguientes:
a.
pasar un tercer líquido de diálisis a través de la segunda cámara (13) de dicha unidad de tratamiento, donde dicho líquido de diálisis presenta una concentración de al menos una sustancia, a continuación
b.
obtener una tercera conductividad después de la unidad de tratamiento del líquido de diálisis o tercera concentración después de la unidad de tratamiento de dicha sustancia para el tercer líquido de diálisis,
c.
al menos durante un segundo intervalo de tiempo, incrementar o decrementar la concentración de la sustancia en el tercer líquido de diálisis para pasar un cuarto líquido a través de la entrada de la segunda cámara, donde dicho cuarto líquido tiene una concentración de al menos dicha sustancia diferente de la concentración de la misma sustancia en el tercer líquido,
d.
obtener una cuarta conductividad después de la unidad de tratamiento del líquido de diálisis o cuarta concentración después de la unidad de tratamiento de dicha sustancia para el cuarto líquido de diálisis,
e.
calcular el valor in vivo de K o D como una función de dicha tercera concentración o conductividad después de la unidad de tratamiento y de dicha cuarta concentración o conductividad después de la unidad de tratamiento.
\vskip1.000000\baselineskip
44. Software según la reivindicación 35 ó 40, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento en el que el índice de transporte (Tr) se corresponde con:
-
valores basados en la experiencia con un dializador particular, o
-
valores calculados, o
-
dialisancia iónica efectiva medida (D) o
-
usando una muestra de sangre de prediálisis junto con la concentración de urea del líquido de diálisis inicial, o
-
la depuración medida K del dializador, preferentemente el valor de depuración de urea.
\vskip1.000000\baselineskip
45. Software según la reivindicación 41 o la reivindicación 42,en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento en el que la depuración medida K o la dialisancia iónica medida D son valores in vivo determinados durante el intervalo de tiempo T.
46. Software según la reivindicación 45 o la reivindicación 18, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento en el que el tercer líquido se corresponde con el primer líquido y el cuarto líquido se corresponde con el segundo líquido.
47. Software según la reivindicación 45 o la reivindicación 21, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento en el que el tercer líquido se corresponde con el primer líquido y el cuarto líquido se corresponde con el segundo líquido.
48. Software según la reivindicación 18 o la reivindicación 19, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento en el que durante dicho intervalo de tiempo T la conductividad del segundo líquido es mayor que la conductividad del primer líquido.
49. Software según la reivindicación 48, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento en el que durante dicho intervalo de tiempo T la conductividad del segundo líquido es al menos 1 mS/cm (1 miliSiemens/centímetro) mayor que la conductividad del primer líquido.
50. Software según la reivindicación 49, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento en el que durante dicho intervalo de tiempo T la conductividad del segundo líquido es al menos 2 mS/cm (2 miliSiemens/centímetro) mayor que la conductividad del primer líquido si la conductividad del primer líquido es inferior o igual a 15 mS/cm.
51. Software según cualquiera de las reivindicaciones 48, 49 y 50, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento que comprende las etapas siguientes:
a.
Cambiar la conductividad en el primer líquido aguas arriba de la unidad de tratamiento (11) para definir el segundo líquido,
b.
mantener sustancialmente constante durante dicho intervalo de tiempo T la conductividad del segundo líquido aguas arriba de la unidad de tratamiento (11),
c.
esperar un tiempo de retraso después de iniciar dicho cambio de conductividad y a continuación determinar el tiempo T0 cuando ocurre un cambio de conductividad prefijado en el líquido aguas abajo del dializador (11),
d.
medir una pluralidad de primeros valores de la conductividad del líquido aguas abajo de la unidad de tratamiento (11) después de dicho tiempo T0,
e.
calcular la primera conductividad después de la unidad de tratamiento de dicho líquido a partir de dicha pluralidad de valores;
f.
cambiar las líneas de una de dichas configuraciones a la otra de dichas configuraciones:
g.
medir una pluralidad de segundos valores de la conductividad del líquido aguas abajo de la unidad de tratamiento (11) después de dicho tiempo de cambio,
h.
calcular la segunda conductividad después de la unidad de tratamiento de dicho líquido a partir de dicha pluralidad de valores.
\vskip1.000000\baselineskip
52. Software según la reivindicación 51, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento en el que se proporciona la etapa adicional para cambiar la conductividad en el segundo líquido aguas arriba de la unidad de tratamiento (11).
53. Software según la reivindicación 51, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento en el que la medición de los primeros valores es realizada después de un retraso desde el tiempo T0.
54. Software según la reivindicación 53, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento en el que se determina el momento T_{rev} en el que ocurre la inversión, realizándose la medición de los segundos valores después de un retraso desde el tiempo T_{rev}.
55. Software según la reivindicación 54, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento en el que la pluralidad de segundos valores de concentración o conductividad después de la etapa de cambio es medida continua o intermitentemente y la concentración o conductividad (Cr) en el momento del cambio T_{rev} es determinada extrapolando hacia atrás los valores medidos hasta el momento (T_{rev}) del cambio.
56. Software según cualquiera de las reivindicaciones 17 a la reivindicación anterior, en el que dicho software es ejecutado en dicha unidad de control (85) haciéndola capaz de realizar dicho procedimiento en el que la conductividad del fluido de diálisis es ajustada variando la concentración de cloruro sódico o variando la concentración de todos los concentrados A de electrolitos simultáneamente o variando la concentración de todos los electrolitos en el líquido de diálisis.
57. Software según cualquiera de las reivindicaciones 17 a la reivindicación 56, en el que es almacenado en un portador de datos óptico o magnético.
58. Software según cualquiera de las reivindicaciones 17 a la reivindicación 56, en el que es almacenado en la memoria de un ordenador.
59. Software según cualquiera de las reivindicaciones 17 a la reivindicación 56 ó 57 ó 58, en el que es almacenado en una memoria de solo lectura.
60. Software según cualquiera de las reivindicaciones 17 a la reivindicación 56, en el que es almacenado en un ordenador remoto del aparato de tratamiento sanguíneo y es capaz de ser transmitido en una señal eléctrica o electromagnética.
ES02783349T 2002-02-08 2002-10-31 Aparato y su software para determinar el flujo sanguineo durante la dialisis. Expired - Lifetime ES2303862T3 (es)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
SE0200370A SE0200370D0 (sv) 2002-02-08 2002-02-08 Method and apparatus for determining access flow
SE0200370 2002-02-08

Publications (1)

Publication Number Publication Date
ES2303862T3 true ES2303862T3 (es) 2008-09-01

Family

ID=20286902

Family Applications (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
ES02783349T Expired - Lifetime ES2303862T3 (es) 2002-02-08 2002-10-31 Aparato y su software para determinar el flujo sanguineo durante la dialisis.
ES08001550.6T Expired - Lifetime ES2490602T3 (es) 2002-02-08 2002-10-31 Aparato para determinar un flujo de acceso

Family Applications After (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
ES08001550.6T Expired - Lifetime ES2490602T3 (es) 2002-02-08 2002-10-31 Aparato para determinar un flujo de acceso

Country Status (11)

Country Link
US (2) US20050082226A1 (es)
EP (2) EP1471957B1 (es)
JP (1) JP4361374B2 (es)
KR (1) KR100905984B1 (es)
AT (1) ATE388728T1 (es)
AU (1) AU2002347414B2 (es)
CA (1) CA2474635C (es)
DE (1) DE60225596T2 (es)
ES (2) ES2303862T3 (es)
SE (1) SE0200370D0 (es)
WO (1) WO2003066135A1 (es)

Families Citing this family (28)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP1604698B1 (en) * 2004-06-08 2018-09-12 Gambro Lundia AB Method for conductivity calculation in a treatment fluid in apparatuses for the blood treatment
CA2612130C (en) * 2005-06-30 2014-05-06 Rox Medical, Inc. Devices, systems, and methods for creation of a peripherally located fistula
US7815809B2 (en) * 2005-12-13 2010-10-19 Gambro Lundia Ab Method for conductivity calculation in a treatment fluid upstream and downstream a filtration unit in apparatuses for the blood treatment
FR2911417B1 (fr) 2007-01-17 2009-02-27 Gambro Lundia Ab Suivi de l'acces vasculaire d'un patient soumis a des seances successives de traitement extracorporel de sang
DE102007004115B4 (de) * 2007-01-26 2010-05-06 Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh Dialysemaschine und Verfahren zur Feststellung der Verkalkung einer Dialysemaschine
GB2449471B (en) * 2007-05-23 2011-01-12 Laerdal Medical As Cardiopulmonary bypass device
DE102007056475A1 (de) * 2007-11-22 2009-06-04 Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh Verfahren und Vorrichtung zum Bestimmen der Rezirkulation in einer Fistel oder der kardiopulmonalen Rezirkulation sowie Blutbehandlungsvorrichtung mit einer Vorrichtung zur Bestimmung der Fistelrezirkulation oder des kardiopulmonalen Rezirkulationsanteils
US8580110B2 (en) 2008-04-15 2013-11-12 Gambro Lundia Ab Blood treatment apparatus
US20100051552A1 (en) * 2008-08-28 2010-03-04 Baxter International Inc. In-line sensors for dialysis applications
US20130006130A1 (en) 2009-12-28 2013-01-03 Gambro Lundia Ab Device and method for monitoring a fluid flow rate in a cardiovascular system
DE102010032980A1 (de) 2010-07-31 2012-02-02 Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh Vorrichtung und Verfahren zur Erkennung der Richtung der Flüssigkeitsströmung durch einen Dialysator
US9861733B2 (en) 2012-03-23 2018-01-09 Nxstage Medical Inc. Peritoneal dialysis systems, devices, and methods
EP2688602B1 (en) 2011-03-23 2019-11-06 NxStage Medical, Inc. Peritoneal dialysis systems, devices, and methods
DE102014011250A1 (de) * 2014-08-01 2016-02-04 Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh Vorrichtung zur Erkennung der Richtung der Flüssigkeitsströmung durch einen Dialysator
US20160356874A1 (en) * 2015-06-02 2016-12-08 Fresenius Medical Care Holdings, Inc. Sensor Calibration for Dialysis Systems
US10617809B2 (en) 2015-12-29 2020-04-14 Fresenius Medical Care Holdings, Inc. Electrical sensor for fluids
US10406269B2 (en) 2015-12-29 2019-09-10 Fresenius Medical Care Holdings, Inc. Electrical sensor for fluids
WO2018001996A1 (en) * 2016-06-30 2018-01-04 Gambro Lundia Ab Connection test for blood treatment machines ii
WO2018001994A1 (en) * 2016-06-30 2018-01-04 Gambro Lundia Ab Connection test for blood treatment machines i
WO2018065275A1 (en) * 2016-10-03 2018-04-12 Gambro Lundia Ab Measuring access flow rate by use of blood treatment machine
DE102017109127A1 (de) * 2017-04-27 2018-10-31 B. Braun Avitum Ag Verfahren und Vorrichtung zur intermittierenden, pulsierenden Proportionierung einer Dialysierflüssigkeitsmischung
WO2018237375A1 (en) 2017-06-24 2018-12-27 Nxstage Medical, Inc. Peritoneal dialysis fluid preparation and/or treatment devices methods and systems
JP7038358B2 (ja) * 2017-09-14 2022-03-18 株式会社アルチザンラボ 血液浄化装置
US20190262526A1 (en) 2018-02-28 2019-08-29 Nxstage Medical, Inc. Fluid Preparation and Treatment Devices Methods and Systems
WO2021034537A1 (en) 2019-08-22 2021-02-25 Edwards Lifesciences Corporation Puncture needles
JP2023502077A (ja) 2019-11-14 2023-01-20 エドワーズ ライフサイエンシーズ コーポレイション 経カテーテル医療用インプラント送達
US12527942B2 (en) 2021-02-01 2026-01-20 Edwards Lifesciences Corporation Pulmonary vein shunting
DE102023108353A1 (de) 2023-03-31 2024-10-02 B.Braun Avitum Ag Verfahren und System zur Betriebsüberwachung eines medizinischen Geräts zur extrakorporalen Blutbehandlung

Family Cites Families (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5312550B1 (en) 1992-04-27 1996-04-23 Robert L Hester Method for detecting undesired dialysis recirculation
DE69319685T2 (de) 1992-09-30 1998-11-12 Cobe Lab Differentialleitungsfähigkeitsrückströmungsmonitor
GB2276566A (en) * 1993-03-24 1994-10-05 Saitekku Kabushiki Kaisha Haemodialyser unit
FR2713937B1 (fr) * 1993-12-17 1996-05-31 Hospal Ind Procédé de détermination d'un paramètre significatif du progrès d'un traitement extracorporel de sang.
US5685989A (en) 1994-09-16 1997-11-11 Transonic Systems, Inc. Method and apparatus to measure blood flow and recirculation in hemodialysis shunts
US5453576A (en) * 1994-10-24 1995-09-26 Transonic Systems Inc. Cardiovascular measurements by sound velocity dilution
US6648845B1 (en) * 1998-01-07 2003-11-18 Fresenius Medical Care North America Method and apparatus for determining hemodialysis parameters
US5894011A (en) * 1998-06-24 1999-04-13 Prosl; Frank R. Flow reversing device for hemodialysis
CA2345965C (en) * 1998-10-23 2010-12-14 Gambro Lundia Ab Method and device for measuring access flow
US6726647B1 (en) * 1998-10-23 2004-04-27 Gambro Ab Method and device for measuring access flow

Also Published As

Publication number Publication date
EP1471957B1 (en) 2008-03-12
EP1471957A1 (en) 2004-11-03
EP1938847A2 (en) 2008-07-02
US20130338560A1 (en) 2013-12-19
WO2003066135A1 (en) 2003-08-14
ATE388728T1 (de) 2008-03-15
JP4361374B2 (ja) 2009-11-11
CA2474635A1 (en) 2003-08-14
DE60225596D1 (de) 2008-04-24
SE0200370D0 (sv) 2002-02-08
AU2002347414B2 (en) 2008-12-04
JP2005516688A (ja) 2005-06-09
EP1938847B1 (en) 2014-06-11
DE60225596T2 (de) 2009-04-23
KR20040093713A (ko) 2004-11-08
CA2474635C (en) 2011-03-08
AU2002347414A1 (en) 2003-09-02
US20050082226A1 (en) 2005-04-21
AU2002347414A2 (en) 2003-09-02
EP1938847A3 (en) 2011-05-18
ES2490602T3 (es) 2014-09-04
KR100905984B1 (ko) 2009-07-06

Similar Documents

Publication Publication Date Title
ES2303862T3 (es) Aparato y su software para determinar el flujo sanguineo durante la dialisis.
ES2303155T3 (es) Aparato para determinar parametros de hemodialisis.
ES2361173T3 (es) Máquina de tratamiento sanguíneo extracorpóreo.
ES2387534T3 (es) Aparato de diálisis
ES2402549T3 (es) Equipo de tratamiento de sangre
ES2356374T3 (es) Dispositivo de hemodiálisis.
ES2303347T3 (es) Dispositivo para el tratamiento de la sangre con un dispositivo para la determinacion de parametros de la hemodialisis, asi como procedimiento para la determinacion.
ES2768852T3 (es) Aparato para el tratamiento de sangre extracorpóreo I
CN107666919B (zh) 用于体外血液处理的设备
US20140102983A1 (en) Dialysis optimizing method
ES2938579T3 (es) Aparato para el tratamiento extracorpóreo de sangre
WO2005039687A1 (en) Method and apparatus for controlled reoxygenation
US7704213B2 (en) Method and device for determining the blood flow in a blood-conducting tube
ES3004337T3 (en) Apparatus for extracorporeal blood treatment
EP4046668B1 (en) An apparatus for extracorporeal blood treatment
ES2939648T3 (es) Aparato para el tratamiento de sangre extracorpóreo
JP7367425B2 (ja) 血液浄化装置
ES2291605T3 (es) Dispositivo para el tratamiento extracorporeo de sangre mediante anticoagulacion con citrato.
US20190076594A1 (en) Blood purifying device and access flow rate measuring method
ES3009086T3 (en) Physiologic cardiovascular ph balanced counter current electrolyte transfer and fluid removal system
EP4098291B1 (en) An apparatus for extracorporeal blood treatment
ES2937293T3 (es) Aparato para el tratamiento de sangre extracorpóreo
WO2025078443A1 (en) Extracorporeal blood treatment apparatus