ES2306100T3 - Dispositivo de aguja unica para tratamiento extracorporeo de sangre. - Google Patents
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Abstract
Dispositivo para tratamiento extracorpóreo de sangre (1) destinado a funcionar en un modo con una aguja única (2), que comprende: - una unidad de tratamiento (3) que tiene un primer compartimento (4) y un segundo compartimento (5), que están separados por una membrana semipermeable (6), - un circuito de sangre extracorpóreo que comprende una aguja única (2), una línea de admisión (7) en comunicación fluida con el primer compartimento (4) de la unidad de tratamiento (3), el primer compartimento (4) y una línea de retorno (8) en comunicación fluida con el primer compartimento (4) de la unidad de tratamiento (3), - una línea de purga (9) en la salida del segundo compartimento (5), - unos medios de cierre (10, 11) que actúa sobre al menos la línea de admisión (7) y la línea de retorno (8) para generar la secuencia alterna de admisión y retorno de sangre, - al menos una primera cámara (12) que está en comunicación fluida con el circuito de sangre extracorpóreo y define un primer volumen de sangre adicional, teniendo la primera cámara (12) un contenido total variable; - la primera cámara (12) es rígida e incluye al menos una pared capaz de moverse, - el dispositivo incluye unos medios (19) que actúan sobre la cámara (12) para modificar el volumen de la cámara (12), haciendo posible almacenar sangre durante la fase arterial y liberar sangre durante la fase venosa, caracterizado porque: la primera cámara (12) incluye una abertura al exterior, que comprende un diafragma hidrófobo (41) que está asociado con dicha abertura y hace posible eliminar cualquier burbuja de aire indeseable presente en la cámara (12).
Description
Dispositivo de aguja única para tratamiento
extracórporeo de sangre.
La presente invención se refiere a un
dispositivo para tratamiento extracorpóreo de sangre destinado a
conectarse a un paciente por medio de una aguja única, siendo este
dispositivo, por ejemplo, un riñón artificial o un dispositivo de
plasmaféresis.
Con dichos dispositivos, se sabe efectuar la
conexión del circuito de sangre extracorpóreo con el paciente
mediante dos modos de funcionamiento: el modo de
"doble-aguja" y el modo de "aguja
única".
En el modo de doble aguja, se usan dos agujas:
una primera para el acceso arterial del paciente, es decir, para
tomar la sangre del paciente, y una segunda aguja para el acceso de
la sangre del paciente, es decir, para devolver la sangre al
paciente. La sangre circula así en un circuito a través del cual
pasa completamente en una dirección: primera aguja, línea arterial,
después compartimento de sangre del filtro, después línea venosa y,
finalmente, segunda aguja. Este modo de funcionamiento hace posible
tomar la sangre y devolverla simultáneamente. Sin embargo, este modo
hace necesario introducir dos agujas en el paciente, por ejemplo, en
la fístula del paciente. Este modo de doble aguja se usa muy
ampliamente para obtener una buena eficiencia pero tiene sus
limitaciones, en particular debido al paciente. Esto se debe a que
con tratamientos sucesivos, a un ritmo de tres sesiones por semana
en el caso de un tratamiento crónico, la fístula del paciente puede
sufrir daños y no permitir una inserción ventajosa. Una fístula
pequeña puede impedir el acceso de ambas agujas o puede a
continuación conllevar la inserción de dos agujas tan cerca una de
la otra que un fenómeno de recirculación excesiva reduciría la
calidad del tratamiento.
Por necesidad y/o con el fin de evitar el
aumento de la fragilidad del acceso vascular del paciente, por
tanto, puede optarse por el modo de "aguja única".
En el modo de aguja única, se introduce una
aguja única en el paciente, por ejemplo en su fístula. Existen, por
tanto, dos fases de funcionamiento separadas y alternas.
Se designa la primera fase como la fase
arterial, durante la cual se toma la sangre del paciente a través de
la aguja única en el circuito extracorpóreo, y la segunda fase se
designa como la fase venosa, durante la cual se pasa la sangre desde
el circuito de sangre extracorpóreo de nuevo al paciente a través de
la aguja única. Debido al uso de una aguja única, el flujo de la
sangre por todo el circuito extracorpóreo, que incluye la aguja, no
es continuo y un cierto volumen de sangre (designado como el
"volumen sistólico") ha de almacenarse en el circuito
extracorpóreo durante cada ciclo de funcionamiento. Por tanto,
surgen problemas concernientes a la calidad y cantidad de
tratamiento sanguíneo en relación con el tiempo de sesión.
Se ha propuesto una pluralidad de circuitos de
aguja única.
En la Figura 1 se representa esquemáticamente un
circuito conocido. El circuito extracorpóreo 1 tiene dos pinzas, AC
(pinza arterial 10) y VC (pinza venosa 11), una bomba arterial 14 y
una cámara de expansión 50 con un volumen fijo para almacenar la
sangre que está siendo tratada. En una fase arterial, la sangre del
paciente circula a través de la línea arterial 7 y entra en la
unidad de tratamiento 3 y después en la línea venosa 8. Como la
sangre no puede reinyectarse porque la pinza 11 (VC) está cerrada,
se almacena en la cámara de expansión 50 en comunicación fluida con
la línea venosa 8.
La capacidad de la cámara de expansión 50 es
constante en volumen, contiene sólo aire antes del funcionamiento y
el volumen de sangre almacenado durante el funcionamiento aumenta y
disminuye alternativamente. La presión en la cámara será tal que el
producto Volumen x Presión de sangre se mantiene constante. Cuando
mayor es la fluctuación en volumen, por tanto, mayor será la de la
presión, lo cual no es deseable. Por tanto, se sabe añadir un
"volumen muerto" a la cámara, es decir un volumen de aire
añadido al de la cámara por una segunda cámara 51 en comunicación
aérea con la primera cámara 50, con el fin de reducir al mínimo las
variaciones en volumen y presión dentro de la cámara 50.
Aunque el circuito es simple en la práctica, la
velocidad de flujo de la sangre en el dializador (o unidad de
tratamiento) no es continua, la bomba arterial 14 no funciona de
forma continua y la fase venosa no está optimizada debido a que la
velocidad de flujo en la aguja está dictada por la presión en la
cámara. Surge además el problema de la hemocompatibilidad, tanto más
debido a la cámara de expansión 50 en la que la superficie de la
interfaz aire/sangre conlleva problemas de coagulación.
Un segundo circuito conocido, propuesto en la
Figura 2, es una mejora del circuito anterior. Con el fin de
obtener una velocidad continua de flujo de sangre en el dializador
3, el circuito extracorpóreo que se representa esquemáticamente
incluye una segunda cámara de expansión 60 conectada al segundo
volumen muerto 61, para almacenar la sangre. Esto permite que la
sangre pase continuamente a través del dializador y aumente la
calidad del tratamiento de diálisis. Sin embargo, es necesario que
el volumen en cada una de las dos cámaras de expansión se regule
correctamente, de manera que sea idéntico e igual a la mitad del
volumen sistólico: esta operación bastante intrincada es efectuada
por un operador. Quedan otros inconvenientes: la presión fluctuante
de la sangre, la fase venosa no optimizada, el problema de
hemocompatibilidad y la coagulación de la sangre.
Se conoce un tercer circuito y, la Figura 3,
representa una mejora del circuito de la Figura 2. La diferencia
con el segundo circuito es la posición de la bomba arterial 14, que
está conectada aguas abajo de la cámara de expansión 60 colocada en
la línea arterial 7, suministrando una velocidad de flujo constante
en el dializador 3. En general, los otros inconvenientes persisten:
las presiones de admisión y suministro varían durante las fases
arterial y venosa, la presión fluctuante de la sangre, el problema
de hemocompatibilidad y la coagulación de la sangre.
A continuación, con referencia a la Figura 4, se
ha añadido una segunda bomba 52 aguas abajo de la cámara de
expansión 50 colocada en la línea venosa y se ha añadido una trampa
de burbujas 53 aguas abajo de la segunda bomba 52 pero aguas arriba
de la pinza venosa 11. Esto ha hecho posible optimizar la fase
venosa, dado que la velocidad de flujo ya no está dictada por la
presión de la cámara de expansión 50. Sin embargo, la
hemocompatibilidad y la coagulación no deseada seguían siendo
problemas, además de un circuito que se ha hecho más complejo.
Además, otro problema que ha de abordarse es la
regulación y el control de dicho dispositivo. De hecho, tiene que
intervenir un operador para cargar el circuito y regular las cámaras
de expansión 50 y 60. Esto requiere la presencia constante de
personal con el paciente, y una intervención precisa y experta por
parte de este personal. Se ha suscitado un deseo de autorregular el
funcionamiento de dichas máquinas.
Se conoce un circuito 1 con una aguja única 2,
descrito en la Patente FR-2.584.906, y se ilustra en
la Figura 5. Incluye una bomba arterial 14 y dos cámaras de
expansión, arterial 50 y venosa 60, para almacenar la sangre. Con el
fin de autorregular el funcionamiento del dispositivo, se conecta un
detector de límites altos 54 (respectivamente, un detector de
límites bajos 55) en la cámara de expansión venosa 50 para detectar
una cantidad máxima (respectivamente, mínima) de sangre en
tratamiento. Las señales detectadas se usan para controlar las fases
arterial y venosa por medio de una unidad de cálculo y control 15.
El detector de límites incluye un detector de valores de presión
para el volumen de aire contenido en cada depósito. No obstante, el
procedimiento de control sigue siendo intrincado y todavía surge el
problema de hemocompatibilidad.
Por último, es un objeto de la invención a la
que se refiere la Patente FR-2.672.217, y que se
ilustra en la Figura 6, autorregular un dispositivo 1 que tiene una
aguja única 2. En la dirección de flujo de la sangre, el circuito 1
incluye una pinza arterial 10, una bomba arterial 14, una cámara de
expansión arterial 60, una unidad de tratamiento 3, una cámara de
expansión venosa 50 y una bomba venosa 52. Cada cámara de expansión
(50, 60) está conectada a medios de regulación de la presión (56 y
66) para mantener una presión ajustable sustancialmente constante en
la cámara. Los medios de regulación son bombas, que están
controladas para tomar aire durante una fase arterial, y que están
controladas para suministrar aire durante una fase venosa, siendo el
objetivo de esto mantener una presión constante en cada lado del
filtro 3 y fijar una presión constante dentro del filtro.
Se ha propuesto otra mejora en la Solicitud de
Patente EP-0.392.304, que se refiere a una máquina
de diálisis de aguja única que incluye al menos un recipiente de
sangre en forma de bolsa flexible dispuesta entre dos placas de
soporte. Una de las placas está fija y la otra puede moverse, sólo
durante la fase venosa, con el fin de controlar el vaciado de la
bolsa flexible. Durante la fase arterial, la bolsa se llena hasta un
cierto límite de líquido alto y actúa sobre la placa de movimiento
libre. Durante la fase venosa, la bolsa se vacía por la presión
ejercida por la placa móvil controlada en la bolsa totalmente
flexible, hasta que se alcanza un nivel de líquido bajo. Los límites
de presión alto y bajo se detectan mediante un detector de presión
en la bolsa.
Este dispositivo usa una bolsa flexible para
contener sangre y aire, pero, no obstante, tiene el problema de la
hemocompatibilidad.
Se encuentra otra propuesta en la Solicitud de
Patente EP-0.462.422, que describe un dispositivo
con al menos un acumulador de sangre al que, al menos en la fase
venosa, se suministra una fuerza producida por un instrumento
externo, de manera que se forma una presión esencialmente
independiente de este volumen lleno en el interior. El acumulador,
por tanto, se infla como un globo durante la fase arterial y se
desinfla durante la fase venosa. En esta forma de realización, el
manejo de la velocidad de flujo y la presión con una bolsa flexible
deformable se hace muy difícil y no muy preciso, especialmente
porque la presión se hace también dependiente de la elasticidad de
la
bolsa.
bolsa.
Así, se han encontrado problemas recurrentes
durante muchos años al producir los dispositivos de tratamiento de
sangre extracorpóreo de aguja única de la técnica anterior. Estos
circuitos son complejos y caros debido al número de cámaras de
expansión, bombas y trampas de burbujas que se usan, etc., y no son
muy eficientes en términos del flujo de sangre máximo que circula y,
por tanto, se trata. Siguen observándose los problemas de
hemocompatibilidad y coagulación, en particular debido a la interfaz
aire/sangre en cada depósito.
También surge el problema de condiciones
hemodinámicas constantes: la velocidad de flujo y la presión de
sangre, en particular, deberían ser lo más constantes posible. Por
otra parte, es deseable regular o autorregular el funcionamiento de
la máquina, sin intervención sistemática por un operador durante la
sesión de tratamiento. Por otra parte, estos circuitos están
reservados para uso en un modo de aguja única y no puede usarse en
un modo de doble aguja, en particular en el campo de los cuidados
intensivos renales.
Un objeto de la presente solicitud es
proporcionar un dispositivo de tratamiento de sangre extracorpóreo
de aguja única que esté diseñado de una forma sencilla, pueda usarse
en un dispositivo para el modo de doble aguja, sea fiable, pueda
regularse y conlleve menos coagulación. También es un objeto mejorar
las condiciones hemodinámicas con el fin de obtener velocidades y
presiones de flujo de sangre sustancialmente constantes.
Para lograr estos objetos, la invención
proporciona un dispositivo de tratamiento de sangre extracorpóreo
1
(Fig. 7) destinado a funcionar en un modo con una aguja única 2, que comprende:
(Fig. 7) destinado a funcionar en un modo con una aguja única 2, que comprende:
- -
- una unidad de tratamiento 3 que tiene un primer compartimento 4 y un segundo compartimento 5, que están separados por una membrana semipermeable 6,
- -
- un circuito de sangre extracorpóreo que comprende una aguja única 2, una línea de admisión 7 en comunicación fluida con el primer compartimento 4 de la unidad de tratamiento 3, el primer compartimento 4 y una línea de retorno 8 en comunicación fluida con el primer compartimento 4 de la unidad de tratamiento 3,
- -
- una línea de purga 9 en la salida del segundo compartimento 5,
- -
- unos medios de cierre (10, 11) que actúan sobre al menos la línea de admisión 7 y la línea de retorno 8 con el fin de generar la secuencia alterna de admisión y retorno de sangre,
- -
- al menos una primera cámara 12 que está en comunicación fluida con el circuito de sangre extracorpóreo y define un primer volumen de sangre adicional,
- -
- teniendo la primera cámara 12 un contenido total variable,
- -
- siendo la primera cámara rígida e incluyendo al menos una pared capaz de moverse,
- -
- incluyendo el dispositivo unos medios 19 que actúan sobre la cámara 12 con el fin de modificar el volumen de la cámara 12, que hace posible almacenar sangre durante la fase arterial y liberar sangre durante la fase venosa, e incluyendo la primera cámara una abertura al exterior, que comprende un diafragma hidrófobo (41) que está asociado con dicha abertura.
La invención se refiere también a un dispositivo
desechable 100 (Fig. 8) para uso en un circuito de sangre
extracorpóreo 1 con una aguja única 2, que comprende:
- -
- una unidad de tratamiento 3 que tiene un primer compartimento 4 y un segundo compartimento 5, que están separados por una membrana semipermeable 6,
- -
- un circuito de sangre extracorpóreo que comprende una aguja única 2, una línea de admisión 7, el primer compartimento 4 de la unidad de tratamiento 3 y una línea de retorno 8,
- -
- al menos una primera cámara 12 para definir un primer volumen de sangre adicional que incluye una conexión 22 en comunicación fluida con la línea de admisión 7 o con la línea de retorno 8,
- -
- teniendo la primera cámara 12 un contenido total variable,
- -
- siendo la primera cámara 12 rígida e incluyendo al menos una pared capaz de moverse, e incluyendo la primera cámara una abertura al exterior, que comprende un diafragma hidrófobo (41) que está asociado con dicha abertura.
Otras ventajas y características de la invención
se harán aparentes con la lectura de la descripción que sigue.
Se hará referencia a los dibujos anexos, en los
que:
las Figuras 1 a 4 representan circuitos de la
técnica anterior relacionados con el tratamiento de sangre con un
dispositivo de aguja única;
la Figura 5 representa la técnica anterior
descrita en la Patente FR-2.548.906;
la Figura 6 representa la técnica anterior
descrita en la Patente FR-2.672.217;
las Figuras 1 a 6 se expusieron en la
introducción a la técnica anterior.
la Figura 7 (respectivamente Figura 8)
representa de una forma esquemática una primera forma de realización
(respectivamente, el dispositivo desechable correspondiente) de la
invención con una cámara;
la Figura 9 representa una segunda forma de
realización con dos cámaras de una forma esquemática;
las Figuras 10 y 11 representan de una forma
esquemática una tercera y una cuarta forma de realización con dos
cámaras y unos medios de regulación de la velocidad de flujo
(designado arbitrariamente como bomba) colocados de forma
diferente;
la Figura 12 representa el dispositivo
desechable correspondiente a la cuarta forma de realización;
las Figuras 13 y 14 representan el
funcionamiento del dispositivo según la cuarta forma de realización
de la invención, respectivamente en una fase arterial y en una fase
venosa;
la Figura 15 representa una jeringa que puede
usarse en cada forma de realización.
La Figura 7 representa un dispositivo de
tratamiento de sangre extracorpóreo 1 destinado a funcionar en un
modo con una aguja única 2, que comprende una unidad de tratamiento
3 que tiene un primer compartimento 4 y un segundo compartimento 5,
que están separados por una membrana semipermeable 6, un circuito de
sangre extracorpóreo que comprende una aguja única 2, una línea de
admisión 7 en comunicación fluida con el primer compartimento 4 de
la unidad de tratamiento 3, el primer compartimento 4 y una línea de
retorno 8 en comunicación fluida con el primer compartimento 4 de la
unidad de tratamiento 3, una línea de purga 9 en la salida del
segundo compartimento 5, unos medios de cierre (10, 11) que actúan
sobre al menos la línea de admisión 7 y la línea de retorno 8 con el
fin de generar la secuencia alterna de admisión y retorno de sangre,
al menos una primera cámara 12 que está en comunicación fluida con
el circuito de sangre extracorpóreo y define un primer volumen de
sangre adicional; teniendo la primera cámara 12 un contenido total
variable, siendo rígida e incluyendo al menos una pared capaz de
moverse; incluyendo el dispositivo unos medios 19 que actúan sobre
la cámara 12 para modificar el volumen de la cámara 12. La cámara
12 almacenará así sangre durante la fase arterial y liberará sangre
durante la fase venosa.
La cámara es rígida en la medida en que pueda
resistir las fuerzas de deformación susceptibles de ser inducidas
por una presión, en particular. El material podría ser plástico,
vidrio, etc.
En esta primera forma de realización, la primera
cámara 12 está en comunicación fluida con la línea de admisión 7.
Como alternativa, la primera cámara 12 está en comunicación fluida
con la línea de retorno 8.
Por otra parte, una segunda forma de realización
(Fig. 9) se refiere al mismo dispositivo con una segunda cámara 13
que está en comunicación fluida con el circuito de sangre
extracorpóreo y define un segundo volumen de sangre adicional,
teniendo dicha segunda cámara 13 un contenido total variable que
hace posible almacenar sangre durante la fase arterial y liberar
sangre durante la fase venosa, siendo esta cámara 13 rígida e
incluyendo al menos una pared capaz de moverse. Más en particular,
la segunda cámara 13 puede estar en comunicación fluida con la línea
de retorno 8 cuando la primera cámara está en comunicación fluida
con la línea de admisión 7.
Pueden estar presentes unos medios de regulación
de la velocidad de flujo del fluido 14 y actuar en el circuito de
sangre extracorpóreo. Estos medios de regulación de la velocidad de
flujo del fluido puede incluir una bomba, en particular una bomba
peristáltica. Esta bomba 14 puede actuar aguas arriba del primer
compartimento 4 de la unidad de tratamiento. Más en particular, esta
bomba 14 actúa aguas arriba de la primera cámara 12 (tercera forma
de realización, ilustrada en la Figura 10) o aguas abajo de la
primera cámara 12 (cuarta forma de realización, ilustrada en la
Figura 11). Como alternativa, esta bomba 14 puede actuar aguas abajo
del primer compartimento 4 de la unidad de tratamiento. En este
caso, esta bomba 14 o su equivalente actuaría aguas arriba o aguas
abajo de la segunda cámara 13.
Los medios de cierre (10, 11) pueden ser una
bomba, una válvula, una pinza activa o una combinación de estos
instrumentos. Se han representado dos pinzas arbitrariamente en las
4 formas de realización que se ilustran, la primera pinza 11
designada como la "pinza arterial" que actúa sobre la línea de
admisión o línea arterial 7, y la segunda pinza 12 designada como la
"pinza venosa" que actúa sobre la línea de retorno o línea
venosa 8.
Puede colocarse un detector de aire 17 aguas
arriba de la parte de los medios de cierre venoso (10, 11) que
actúan sobre la línea de retorno 8. Una parte 17b de la línea de
retorno estará operativa con el detector de aire.
Puede introducirse un separador de aire 18 en el
dispositivo. Puede conectarse aguas abajo de la cámara o cámaras
(12, 13) y la unidad de tratamiento 3. El separador de aire se
conecta ventajosamente aguas arriba de la parte de los medios de
cierre (10, 11) que actúan sobre la línea de retorno 8 e
inmediatamente aguas arriba del detector de aire opcional 17. El
separador de aire 18 puede recibir también el detector de aire 17 en
su propia estructura.
El separador de aire (18) puede incluir una
trampa de burbujas. Puede introducirse también un separador de aire
en cada cámara (12, 13).
Al menos una de las cámaras puede ser una cámara
rígida con al menos una pared destinada a deslizarse en la cámara.
Más en particular, una de las cámaras puede ser una jeringa. Dicha
jeringa se coloca ventajosamente en vertical con la aguja hacia
arriba. Estas características se ilustran en las primeras cuatro
formas de realización.
La jeringa puede incluir, por otra parte, un
diafragma extensible impermeable a las bacterias, o a la sangre,
del cual al menos una parte está unida al émbolo y otra parte está
unida a una circunferencia del cilindro de la jeringa, de manera que
forma una barrera entre la sangre contenida en la jeringa y el aire
ambiente. Esto hace posible, en particular, impedir la contaminación
de la sangre por el aire si una gota de sangre pasara entre la pared
móvil deslizante y el cilindro de la jeringa. El diafragma podría
estar formado por gasa, algodón, etc.
El diafragma elástico 43 impermeable a las
bacterias conecta un punto del émbolo con una circunferencia del
cilindro hacia la parte exterior del último. El diafragma puede
estar en forma de un acordeón, por ejemplo, que pueda expandirse
cuando la jeringa está vacía y contraerse cuando la jeringa está
llena.
Al menos una de las cámaras (12, 13) incluye una
abertura al exterior, que comprende un diafragma hidrófobo (41) que
está asociado con dicha abertura y hace posible eliminar cualquier
burbuja de aire indeseable presente en la cámara (12, 13). Este
diafragma puede colocarse lo más cerca posible de la salida de la
jeringa. Se representa en la parte superior del cilindro 40 formando
la jeringa en la Figura 15, aunque puede estar situado en cualquier
lugar de la cámara, en la pared móvil (émbolo 42 en la Figura 15) o
en la pared fija.
En todos los modos que se describen, puede
hacerse una provisión para que al menos una parte de las cámaras
(12, 13) sea transparente e incluya una escala para lectura visual
del contenido. Esto permite al operador verificar inmediatamente el
estado de llenado de la cámara o cámaras y determinar el "volumen
sistólico" SV.
Al menos una cámara (12, 13) puede estar también
integrada dentro de la unidad de tratamiento 3. Las dos cámaras
(12, 13) tienen ventajosamente la misma estructura y el mismo
contenido máximo. Una vez que se ha regulado el equipo, esto hace
posible distribuir el volumen sistólico en dos volúmenes idénticos
durante el funcionamiento.
Se proporciona una unidad de cálculo y control
(CPU) 15 para controlar simultáneamente los medios de cierre (10,
11) para alternar la fase arterial y la fase venosa y controlar el
llenado de al menos una de las dos cámaras (12, 13) durante la fase
arterial y la descarga de al menos una de las dos cámaras (12, 13)
durante la fase venosa.
Los medios 19 que actúan sobre las cámaras (12,
13) para modificar el volumen de las cámaras (12, 13) incluye al
menos un medio de accionamiento para variar el volumen de la cámara
moviendo al menos una pared de la cámara. Incluirá, por ejemplo, un
émbolo.
Los medios 19 comprenden un motor acoplado con
los medios de accionamiento. En la forma de realización que incluye
dos jeringas idénticas, el motor se acoplará con el émbolo de cada
jeringa. El acoplamiento será tal que los dos émbolos se accionan
simultáneamente y en la misma posición.
La CPU 15 comprende elementos para controlar los
medios 19 que actúan sobre las cámaras (12, 13) para modificar el
volumen de las cámaras (12, 13) para llenar al menos una de las dos
cámaras (12, 13) durante la fase arterial y de descargar al menos
una de las dos cámaras (12, 13) durante la fase venosa.
La CPU 15 comprende medios para controlar los
primeros medios de regulación de la velocidad de flujo del fluido 14
para asegurar una velocidad de flujo sustancialmente constante
inmediatamente aguas abajo del último. Esto mejora la calidad del
tratamiento de la sangre.
La CPU comprende ventajosamente medios para
controlar los medios que actúan sobre las cámaras (12, 13) para
modificar el volumen de las dos cámaras (12, 13) para fijar un
volumen en la primera cámara 12 sustancialmente igual al volumen en
la segunda cámara 13 durante el funcionamiento del dispositivo.
También se proporciona una interfaz de usuario
16, con medios para recibir parámetros previstos, comprendiendo la
CPU 15 medios para calcular los parámetros de control a partir de
uno o más parámetros de máquina planificados.
El dispositivo puede incluir también:
- -
- una interfaz de usuario 16 que tiene medios para recibir los parámetros previstos;
- -
- medios de medida para establecer los parámetros medidos;
- -
- en el que los medios de cálculo y control 15 comprenden medios para calcular los parámetros de control a partir de uno o más parámetros previstos y uno o más parámetros medidos, y para controlar el dispositivo en función de ellos. Los medios de medida incluyen ventajosamente medios de medida de presión (P_{A}, P_{V}) para medir la presión arterial y la presión venosa. La presión arterial puede medirse aguas arriba de la bomba 14, y la presión venosa es la presión en la salida del primer compartimento de la unidad de tratamiento (configuración en la Figura 13). Los medios de medida pueden incluir también al menos un medidor de flujo (D1, D2) para establecer la velocidad de ultrafiltración. Puede proporcionarse un medidor de flujo D1 en la línea nueva de dializado y puede proporcionarse un medidor de flujo D2 en la línea gastada de dializado, con el fin de establecer la velocidad de ultrafiltración, es decir, la velocidad de flujo de líquido extraído del paciente. Al menos el volumen sistólico previsto SV_{int} figura entre los parámetros previstos.
Se describirá con más detalle el funcionamiento
de una forma de realización con referencia a las Figuras 13 y 14.
Antes del inicio del tratamiento, las dos jeringas 12 y 13 están
vacías y están acopladas con los medios de accionamiento 19
"impulsor". Si el dispositivo de tratamiento de sangre
extracorpóreo 1 está inicialmente en un modo de doble aguja, el
operador podrá conectar el dispositivo según la invención a la
máquina, desbloquear las jeringas y acoplar la aguja única 2 en el
acceso a la sangre del paciente.
En cuanto se haya iniciado el tratamiento, la
bomba peristáltica 14 se carga, se inicia una primera fase arterial
poniendo abierta la pinza arterial 10 y cerrada la pinza venosa 11,
la sangre pasa a través de la aguja y la línea de admisión 7, llena
la primera jeringa 12 y entra en el primer compartimento 4 de la
unidad de tratamiento 3, a continuación la sangre tratada sale del
compartimento 4, pasa a través de la línea de retorno y llena la
segunda jeringa 13. Durante la fase arterial, la sangre se almacena
y se purifica (en parte) a través de la unidad de tratamiento.
Puede determinarse fácilmente una estimación de
las velocidades de flujo y esto se comunica en la Figura 13. Q_{B}
indica la velocidad de flujo de la sangre en el primer compartimento
4 de la unidad de tratamiento 3, Q_{D} indica la velocidad de
flujo del dializado en el segundo compartimento 5 y Q_{UF} indica
la velocidad de ultrafiltración del fluido del paciente que tiene
lugar a través de la membrana 6, pasando desde el primer
compartimento 5 al segundo compartimento 4. La velocidad de flujo de
la sangre aguas abajo de la unidad de tratamiento se reduce
consiguientemente en Q_{UF}.
En la forma de realización que se está
describiendo, las cámaras son jeringas con la misma estructura y el
mismo contenido máximo, igual al volumen sistólico (SV) dividido por
2. Se recordará que el volumen sistólico SV es el volumen máximo
tomado del paciente durante un ciclo (durante la fase arterial y la
fase venosa). El volumen sistólico arterial SV_{A}
(respectivamente, el volumen sistólico venoso SV_{v}) indica el
volumen máximo tomado del paciente y bombeado a través de la primera
cámara "arterial" 12 (respectivamente la segunda cámara
"venosa" 13). Para esta forma de realización se cumplen, por
tanto, las siguientes ecuaciones: SV_{A} = SV_{v} = SV/2.
Una vez que las jeringas han alcanzado un umbral
predeterminado de llenado, se inicia la fase venosa por control
inverso de las dos pinzas y retorno de los émbolos de las jeringas.
En consecuencia, la sangre se libera y se devuelve al paciente.
En una primera configuración de control
posible de la cuarta forma de realización:
Además del volumen sistólico SV, los parámetros
previstos pueden incluir la velocidad de flujo de sangre prevista
Q_{Bint} en la entrada del primer compartimento 4.
Los parámetros de control incluyen
consiguientemente al menos la duración de la fase arterial T_{A}
y la duración de la fase venosa T_{V}.
La provisión de las velocidades de flujo en una
fase arterial se ilustra en la Figura 13, y hace posible establecer
el parámetro de control:
La siguiente fórmula se establece análogamente
en una fase venosa (véase fig. 14):
Como alternativa a elegir T_{A} y T_{V},
pueden elegirse como parámetros de control al menos la velocidad de
accionamiento del medio de accionamiento V_{ACT} durante la fase
arterial, por una parte, y durante la fase venosa, por otra
parte.
Esto se debe a que la velocidad de accionamiento
puede establecerse a partir de la velocidad de flujo y la duración
de fase correspondiente. La medida del tiempo de accionamiento y la
velocidad de accionamiento de las jeringas, o alternativamente la
medida de los volúmenes, o cualquiera de los dos que corresponda,
puede usarse también como referencia para cambiar de una fase a
otra.
Debe recordarse, sin embargo, que las cámaras
(12, 13) son cámaras sin aire y se comportan en cierto modo como
bombas.
Por tanto, se necesitará regular la presión en
el circuito. Para este fin, la unidad de cálculo y control incluye
medios para regular la velocidad de flujo de la sangre Q_{B} en
torno a la velocidad de flujo de sangre prevista Q_{Bint} en
función de los parámetros medidos P_{A} y P_{V}. Variación
sustancial en torno a Q_{Bint}: si P_{V} disminuye, entonces
Q_{B} aumentará sustancialmente y viceversa.
En una fase venosa, puede existir análogamente
un "conflicto" de presión entre la cámara "arterial" 12 y
la bomba 14 (debido a velocidades de flujo que no se corresponden,
teniendo en cuenta Q_{UF}). En consecuencia, será necesario medir
la presión venosa P_{A} y regular la velocidad de flujo de la
sangre Q_{B} en función de esta medida P_{A} mediante variación
sustancial en torno a Q_{Bint}: si P_{A} disminuye, entonces
Q_{B} disminuirá sustancialmente, y viceversa.
Esta regulación hace posible afinar las
presiones P_{A} y P_{V} muy efectivamente con el fin de mantener
las condiciones hemodinámicas de presión y velocidad de flujo
constantes.
En una segunda configuración de control
posible de la cuarta forma de realización:
Además del volumen sistólico SV_{int}, los
parámetros previstos pueden incluir la velocidad de accionamiento
V_{ACTint} del medio de accionamiento o, como alternativa a
V_{ACTint}, la duración prevista de la fase arterial T_{Aint} y
la duración prevista de la fase venosa T_{Vint}.
Los parámetros de control incluyen
consiguientemente al menos la velocidad de flujo de la sangre
Q_{B}.
En la Figura 13 se ilustra la provisión de las
velocidades de flujo en una fase arterial, y hace posible establecer
el parámetro de control:
El siguiente parámetro de control se establece
análogamente en una fase venosa (véase figura 14):
De la misma manera que en la primera
configuración de control, se necesitará regular la presión en el
circuito. Para este fin, la unidad de cálculo y control incluye
medios para regular la velocidad de accionamiento V_{ACT} en torno
a la velocidad de accionamiento prevista V_{ACTint} en función de
los parámetros medidos P_{A} y P_{V}. Como alternativa, la
unidad de cálculo y control incluirá medios para regular la duración
de la fase arterial T_{A} en torno a la duración prevista de la
fase arterial T_{Aint} y para regular la duración de la fase
venosa T_{V} en torno a la duración prevista de la fase venosa
T_{Vint}, en función de los parámetros medidos P_{A} y
P_{V}.
Como alternativa, será posible trabajar bien con
la velocidad de flujo de la bomba 14 o bien con la velocidad de
flujo de las jeringas (12, 13), o con ambas, para regular la presión
arterial P_{A} y la presión venosa P_{V}.
La unidad de cálculo y control 15 está destinada
también a comprender medios para controlar los siguientes modos de
funcionamiento: hemodiálisis, hemofiltración, hemodiafiltración.
La invención también se refiere al dispositivo
desechable (o "desechable") 100 correspondiente a las formas
de realización de los diversos instrumentos descritos anteriormente.
El dispositivo desechable de la primera forma de realización,
ilustrado en la Figura 8, incluye una unidad de tratamiento 3 que
tiene un primer compartimento 4 y un segundo compartimento 5, que
están separados por una membrana semipermeable 6; un circuito de
sangre extracorpóreo que comprende una aguja única 2, una línea de
admisión 7, el primer compartimento 4 de la unidad de tratamiento y
una línea de retorno 8; al menos una primera cámara 12 para definir
un primer volumen de sangre adicional que incluye una conexión 22 en
comunicación fluida con la línea de admisión 7 o con la línea de
retorno 8; teniendo la primera cámara 12 un contenido total variable
y siendo rígida e incluyendo al menos una pared capaz de moverse. La
primera cámara 12 está ventajosamente en comunicación fluida con la
línea de admisión 7 a través de dicha conexión 22, que es fija o
extraíble. El dispositivo desechable de la cuarta forma de
realización también incluye una segunda cámara 13 para definir un
segundo volumen de sangre adicional que incluye una segunda conexión
fija o extraíble 23 para colocar la segunda cámara 13 en
comunicación fluida con la línea de retorno 8, teniendo la segunda
cámara 13 un contenido total variable y siendo rígida e incluyendo
al menos una pared capaz de moverse. El dispositivo desechable puede
incluir al menos una parte 14b capaz de trabajar con un medio de
regulación de la velocidad de flujo 14. Esta parte 14b se coloca en
la línea de admisión 7, aguas abajo de la primera conexión 22. El
dispositivo desechable puede incluir una parte 17b colocada en la
línea de retorno 8 y capaz de trabajar con un detector de aire 17.
Puede conectarse un separador de aire 18 en la línea de retorno
8.
Al menos una de las cámaras (12, 13) puede ser
una cámara rígida con al menos una pared destinada a deslizarse en
la cámara, y será más en particular una jeringa. (La jeringa puede
incluir un diafragma extensible, que sea impermeable a la sangre y
del cual al menos una parte esté unida al émbolo y otra parte esté
unida a una circunferencia del cilindro de la jeringa).
La jeringa puede incluir además una abertura al
exterior, que comprende un diafragma hidrófobo 41 que está asociado
con dicha abertura y hace posible eliminar cualquier burbuja de aire
indeseable presente en la cámara (12, 13). En todos los modos, al
menos una parte de la cámara o cámaras (12, 13) puede ser
transparente e incluir una escala para lectura visual de la
capacidad de almacenamiento.
Al menos una cámara (12, 13) puede integrarse
también dentro de la unidad de tratamiento 3.
Los dos medios de almacenamiento (12, 13) tienen
ventajosamente la misma estructura y el mismo contenido máximo.
Pueden colocarse uno junto al otro con el fin de
facilitar su control por los medios de accionamiento. En el caso de
dos jeringas, serán idénticas y colocadas una junto a otra y tendrán
un medio de accionamiento lineal común para los émbolos.
Las jeringas en sí pueden ser extraíbles y
ajustables por medio de dos conectores 22 y 23 en el dispositivo
desechable, lo que hace posible seleccionar y ajustar las jeringas
antes del tratamiento, en función del volumen sistólico
previsto.
Estas jeringas controlables con un contenido
total variable son particularmente ventajosas debido a que el
almacenamiento de sangre durante el funcionamiento de aguja única
omite el uso de las cámaras de expansión de la técnica anterior. Por
una parte, esta omisión hace posible reducir la coagulación debida a
la ausencia de cualquier interfaz aire/sangre y hace posible evitar
la presencia obligatoria de un separador de aire requerido aguas
abajo de la primera cámara y aguas arriba de la unidad de
tratamiento. Por otra parte, esta omisión hace posible evitar tener
que establecer y controlar los parámetros de presión de aire y
volumen de aire en las cámaras. De hecho, dejan de ser necesarios
los detectores de niveles o similares para establecer la cantidad de
sangre en la cámara: la posición del émbolo o del tabique móvil de
la cámara es fácil de establecer (a partir del contenido máximo y la
posición de los medios de accionamiento) y dará su contenido
instantáneo. Por otra parte, las jeringas pueden vaciarse fácilmente
al final de la fase venosa, de manera que no quede sangre en la
jeringa, a la vez que se mantiene un conocimiento preciso del
volumen interno.
Colocadas una junto a la otra, las jeringas
cumplen, por otra parte, la función de una bomba y harán posible
reducir el número de bombas necesarias para asegurar una velocidad
de flujo de sangre máxima constante, conocida y fácilmente
controlable. La velocidad de flujo de la sangre en el primer
compartimento de la unidad de tratamiento se mantiene, así, continua
y sustancialmente constante.
La invención proporciona muchas ventajas. Hace
posible:
- -
- Obtener biocompatibilidad mejorada debido a un riesgo limitado de coagulación de la sangre;
- -
- Cambiar fácilmente de un modo de funcionamiento de aguja única a un modo de funcionamiento de doble aguja y viceversa;
- -
- Ver y establecer el volumen de sangre mediante una valoración visual de la cantidad de sangre;
Para reducir el volumen extracorpóreo de sangre
(volumen sistólico) para su tratamiento,
- -
- Efectuar una integración más fácil de la máquina,
- -
- Limitar los costes mediante el uso restringido de bombas y medios de almacenamiento, y por la posibilidad de cambiar entre los dos modos, de aguja única y de doble aguja;
- -
- facilitar el procedimiento para el operador debido a una sola conexión.
Claims (59)
1. Dispositivo para tratamiento extracorpóreo de
sangre (1) destinado a funcionar en un modo con una aguja única (2),
que comprende:
- -
- una unidad de tratamiento (3) que tiene un primer compartimento (4) y un segundo compartimento (5), que están separados por una membrana semipermeable (6),
- -
- un circuito de sangre extracorpóreo que comprende una aguja única (2), una línea de admisión (7) en comunicación fluida con el primer compartimento (4) de la unidad de tratamiento (3), el primer compartimento (4) y una línea de retorno (8) en comunicación fluida con el primer compartimento (4) de la unidad de tratamiento (3),
- -
- una línea de purga (9) en la salida del segundo compartimento (5),
- -
- unos medios de cierre (10, 11) que actúa sobre al menos la línea de admisión (7) y la línea de retorno (8) para generar la secuencia alterna de admisión y retorno de sangre,
- -
- al menos una primera cámara (12) que está en comunicación fluida con el circuito de sangre extracorpóreo y define un primer volumen de sangre adicional, teniendo la primera cámara (12) un contenido total variable;
- -
- la primera cámara (12) es rígida e incluye al menos una pared capaz de moverse,
- -
- el dispositivo incluye unos medios (19) que actúan sobre la cámara (12) para modificar el volumen de la cámara (12), haciendo posible almacenar sangre durante la fase arterial y liberar sangre durante la fase venosa,
caracterizado porque:
- la primera cámara (12) incluye una abertura al exterior, que comprende un diafragma hidrófobo (41) que está asociado con dicha abertura y hace posible eliminar cualquier burbuja de aire indeseable presente en la cámara (12).
2. Dispositivo según la reivindicación 1,
caracterizado porque la primera cámara (12) está en
comunicación fluida con la línea de admisión (7).
3. Dispositivo según la reivindicación 1,
caracterizado porque la primera cámara (12) está en
comunicación fluida con la línea de retorno (8).
4. Dispositivo según la reivindicación 1, que
comprende una segunda cámara (13) que está en comunicación fluida
con el circuito de sangre extracorpóreo y define un segundo volumen
de sangre adicional, siendo dicha segunda cámara (13) rígida e
incluyendo al menos una pared capaz de moverse; teniendo la segunda
cámara un contenido total variable que hace posible almacenar sangre
durante la fase arterial y liberar sangre durante la fase
venosa.
5. Dispositivo según la reivindicación 2 y la
reivindicación precedente, en el que la segunda cámara (13) está en
comunicación fluida con la línea de retorno (8).
6. Dispositivo según una de las reivindicaciones
precedentes, que comprende unos medios de regulación de la velocidad
de flujo del fluido (14) que actúan sobre el circuito de sangre
extracorpóreo, en el que dichos medios de regulación de la velocidad
de flujo del fluido incluyen una bomba.
7. Dispositivo según la reivindicación
precedente, en el que dichos medios de regulación de la velocidad de
flujo del fluido (14) actúan aguas arriba del primer compartimento
(4) de la unidad de tratamiento.
8. Dispositivo según la reivindicación
precedente, en el que dichos medios de regulación de la velocidad de
flujo del fluido (14) actúan aguas arriba de la primera cámara
(12).
9. Dispositivo según la reivindicación 7, en el
que dichos medios de regulación de la velocidad de flujo del fluido
(14) actúan aguas abajo de la primera cámara (12).
10. Dispositivo según la reivindicación 6, en el
que dichos medios de regulación de la velocidad de flujo del fluido
(14) actúan aguas abajo del primer compartimento (4) de la unidad de
tratamiento.
11. Dispositivo según la reivindicación 10, en
el que dichos medios de regulación de la velocidad de flujo del
fluido (14) actúan aguas arriba de la segunda cámara (13).
\newpage
12. Dispositivo según la reivindicación 10, en
el que dichos medios de regulación de la velocidad de flujo del
fluido (14) actúan aguas abajo de la segunda cámara (13).
13. Dispositivo según una de las
reivindicaciones precedentes, que incluye al menos un detector de
aire (17) situado aguas arriba de la parte de los medios de cierre
venoso (10, 11) que actúan sobre la línea de retorno (8).
14. Dispositivo según una de las
reivindicaciones precedentes, que incluye al menos un separador de
aire (18).
15. Dispositivo según la reivindicación
precedente, en el que el separador de aire está conectado aguas
abajo de la cámara o cámaras (12, 13) y la unidad de tratamiento (3)
e inmediatamente aguas arriba del detector de aire (17).
16. Dispositivo según una de las
reivindicaciones 14 a 15, en el que el separador de aire (18)
incluye una trampa de burbujas.
17. Dispositivo según una de las
reivindicaciones 14 y 15, en el que el separador de aire (18) está
introducido en cada cámara (12, 13).
18. Dispositivo según una de las
reivindicaciones precedentes, en el que al menos una de las cámaras
(12, 13) es una cámara rígida con al menos una pared destinada a
deslizarse en la cámara.
19. Dispositivo según la reivindicación
precedente, en el que al menos una de las cámaras es una
jeringa.
20. Dispositivo según la reivindicación
precedente, en el que al menos una jeringa está colocada
verticalmente con la salida de la aguja hacia arriba.
21. Dispositivo según la reivindicación 19 ó 20,
en el que la jeringa incluye un diafragma extensible impermeable a
las bacterias, del que al menos una parte está unida al émbolo y
otra parte está unida a una circunferencia del cilindro de la
jeringa.
22. Dispositivo según una de las
reivindicaciones 4 a la precedente, en el que la segunda cámara (13)
incluye una abertura al exterior, que comprende un diafragma
hidrófobo (41) que está asociado con dicha abertura y hace posible
eliminar cualquier burbuja de aire indeseable presente en la segunda
cámara (13).
23. Dispositivo según una de las
reivindicaciones 19 a 22, en el que al menos una parte de las
cámaras (12, 13) es transparente e incluye una escala para lectura
visual del contenido.
24. Dispositivo según una de las
reivindicaciones precedentes, en el que al menos una cámara (12, 13)
está integrada dentro de la unidad de tratamiento (3).
25. Dispositivo según una de las
reivindicaciones 19 a 24, en el que las dos cámaras (12, 13) tienen
la misma estructura y el mismo contenido máximo.
26. Dispositivo según una de las
reivindicaciones precedentes, que comprende una unidad de cálculo y
control (15) para:
- a.
- controlar simultáneamente los medios de cierre (10, 11) para alternar la fase arterial y la fase venosa, y
- b.
- controlar el llenado de al menos una de las dos cámaras (12, 13) durante la fase arterial y la descarga de al menos una de las dos cámaras (12, 13) durante la fase venosa.
27. Dispositivo según una de las
reivindicaciones precedentes, en el que los medios (19) que actúan
sobre las cámaras (12, 13) para modificar el volumen de las cámaras
(12, 13) incluye unos medios de accionamiento para variar el volumen
de la cámara moviendo al menos una pared de la cámara, en cuyo caso
este medio puede incluir un émbolo.
28. Dispositivo según la reivindicación
precedente, en el que dichos medios (19) comprenden un motor
acoplado con los medios de accionamiento.
29. Dispositivo según una de las
reivindicaciones 26 a 28, en el que la unidad de cálculo y control
(15) comprende medios para controlar los medios (19) que actúan
sobre las cámaras (12, 13) para modificar el volumen de las cámaras
(12, 13) para llenar al menos una de las dos cámaras (12, 13)
durante la fase arterial y de descargar al menos una de las dos
cámaras (12, 13) durante la fase venosa.
30. Dispositivo según una de las
reivindicaciones 26 a 29, en el que la unidad de cálculo y control
(15) comprende medios para controlar los primeros medios de
regulación de la velocidad de flujo del fluido (14) para asegurar
una velocidad de flujo sustancialmente constante inmediatamente
aguas abajo del último.
31. Dispositivo según una de las
reivindicaciones 26 a 30, en el que la unidad de cálculo y control
(15) comprende medios para controlar los medios para modificar el
volumen de las dos cámaras (12, 13) para ajustar un volumen en la
primera cámara (12) sustancialmente igual al volumen en la segunda
cámara (13) durante el funcionamiento del dispositivo.
32. Dispositivo según una de las
reivindicaciones 26 a 31, que comprende:
- i.
- una interfaz de usuario (16) que tiene medios para recibir los parámetros previstos;
- ii.
- medios de medida para establecer los parámetros medidos;
- iii.
- en el que los medios de cálculo y control (15) comprenden medios para calcular parámetros de control a partir de uno o más parámetros previstos y uno o más parámetros medidos y para controlar el dispositivo como función de ellos.
33. Dispositivo según la reivindicación
precedente, en el que los medios de medida incluyen medios de medida
de presión (P_{A}, P_{V}) para medir la presión arterial y la
presión venosa.
34. Dispositivo según la reivindicación
precedente, en el que los medios de medida incluyen al menos un
medidor de flujo (D1, D2) para establecer la velocidad de
ultrafiltración.
35. Dispositivo según la reivindicación 33 ó 34,
en el que los parámetros previstos incluyen al menos el volumen
sistólico previsto SV_{int}.
36. Dispositivo según una de las
reivindicaciones 32 a 35, en el que los parámetros previstos
incluyen la velocidad de flujo de sangre prevista QB_{int} en la
entrada del primer compartimento (4).
37. Dispositivo según la reivindicación
precedente, en el que los parámetros de control incluyen al menos la
duración de la fase arterial T_{A} y la duración de la fase venosa
T_{V}.
38. Dispositivo según la reivindicación 36, en
el que los parámetros de control incluyen al menos la velocidad de
accionamiento de los medios de accionamiento V_{ACT}.
39. Dispositivo según la reivindicación 37 ó 38,
en el que la unidad de cálculo y control incluye medios para regular
la velocidad de flujo de la sangre Q_{B} alrededor de la velocidad
de flujo de sangre prevista Q_{Bint} en función de los parámetros
medidos P_{A} y P_{V}.
40. Dispositivo según una de las
reivindicaciones 32 a 35, en el que los parámetros previstos
incluyen la velocidad de accionamiento prevista V_{ACTint} de los
medios de accionamiento.
41. Dispositivo según una de las
reivindicaciones 32 a 35, en el que los parámetros previstos
incluyen la duración prevista de la fase arterial T_{Aint} y la
duración prevista de la fase venosa T_{Vint}.
42. Dispositivo según una de las
reivindicaciones 40 y 41, en el que los parámetros de control
incluyen al menos la velocidad de flujo de la sangre Q_{B}.
43. Dispositivo según la reivindicación 42, en
el que la unidad de cálculo y control incluye medios para regular la
velocidad de accionamiento V_{ACT} en torno a la velocidad de
accionamiento prevista V_{ACTint} en función de los parámetros
medidos P_{A} y P_{V}.
44. Dispositivo según la reivindicación 42, en
el que la unidad de cálculo y control incluye medios para regular la
duración de la fase arterial T_{A} en torno a la duración prevista
de la fase arterial T_{Aint} y para regular la duración de la fase
venosa T_{V} en torno a la duración prevista de la fase venosa
T_{Vint} en función de los parámetros medidos P_{A} y
P_{V}.
45. Dispositivo según una cualquiera de las
reivindicaciones 26 a 34, en el que la unidad de cálculo y control
incluye medios para controlar los siguientes modos de
funcionamiento: hemodiálisis, hemofiltración, hemodiafiltración.
46. Dispositivo desechable (100) para uso en un
circuito de sangre extracorpóreo (1) con una aguja única (2), que
comprende:
- a.
- una unidad de tratamiento (3) que tiene un primer compartimento (4) y un segundo compartimento (5), que están separados por una membrana semipermeable (6);
- b.
- un circuito de sangre extracorpóreo que comprende una aguja única (2), una línea de admisión (7), el primer compartimento (4) de la unidad de tratamiento (3) y una línea de retorno (8);
- c.
- al menos una primera cámara (12) para definir un primer volumen de sangre adicional que incluye una conexión (22) en comunicación fluida con la línea de admisión (7) o con la línea de retorno (8),
- d.
- teniendo la primera cámara (12) un contenido total variable,
- e.
- siendo la primera cámara (12) rígida e incluyendo al menos una pared capaz de moverse,
caracterizado porque
- f.
- la primera cámara (12) incluye una abertura al exterior, que comprende un diafragma hidrófobo (41) que está asociado con dicha abertura.
47. Dispositivo desechable según la
reivindicación precedente, en el que la primera cámara (12) está en
comunicación fluida con la línea de admisión (7) a través de dicha
conexión (22), que es fija o extraíble.
48. Dispositivo desechable según la
reivindicación precedente, que comprende una segunda cámara (13)
para definir un segundo volumen de sangre adicional que incluye una
segunda conexión fija o extraíble (23) para colocar la segunda
cámara (13) en comunicación fluida con la línea de retorno (8),
teniendo la segunda cámara (13) un contenido total variable, siendo
la segunda cámara (13) rígida e incluyendo al menos una pared capaz
de moverse.
49. Dispositivo desechable según una de las
reivindicaciones 46 a 48, que incluye al menos una parte (14b) capaz
de trabajar con unos medios de regulación de la velocidad de flujo
(14).
50. Dispositivo desechable según la
reivindicación precedente, en el que dicha parte (14b) está colocada
en la línea de admisión (7), aguas abajo de la primera conexión
(22).
51. Dispositivo desechable según una de las
reivindicaciones 46 a 50, que incluye una parte (17b) colocada en la
línea de retorno (8) y capaz de trabajar con un detector de aire
(17).
52. Dispositivo desechable según una de las
reivindicaciones 46 a 50, que incluye al menos un separador de aire
(18) conectado en la línea de retorno (8).
53. Dispositivo desechable según una de las
reivindicaciones 46 a 52, en el que al menos una de las cámaras (12,
13) es una cámara rígida con al menos una pared destinada a
deslizarse en la cámara.
54. Dispositivo desechable según la
reivindicación precedente, en el que al menos una cámara (12, 13) es
una jeringa.
55. Dispositivo desechable según la
reivindicación precedente, en el que la jeringa incluye un diafragma
extensible, que es impermeable a la sangre y del que al menos una
parte está unida al émbolo y otra parte está unida a una
circunferencia del cilindro de la jeringa.
56. Dispositivo desechable según una de las
reivindicaciones 48 a la reivindicación precedente, en el que la
segunda cámara (13) incluye una abertura al exterior, que comprende
un diafragma hidrófobo (41) que está asociado con dicha
abertura.
57. Dispositivo desechable según una de las
reivindicaciones 46 a la reivindicación precedente, en el que al
menos una parte de la cámara o cámaras (12, 13) es transparente e
incluye una escala para lectura visual de la capacidad de
almacenamiento.
58. Dispositivo desechable según una de las
reivindicaciones 46 a la reivindicación precedente, en el que al
menos una cámara (12, 13) está integrada dentro de la unidad de
tratamiento (3).
59. Dispositivo desechable según una de las
reivindicaciones 46 a la reivindicación precedente, en el que los
dos medios de almacenamiento (12, 13) tienen la misma estructura y
el mismo contenido máximo.
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