ES2287348T3 - Dispositivo para el control del aporte de liquido de sustitucion durante el tratamiento extracorporal de la sangre. - Google Patents

Abstract

Dispositivo para el tratamiento extracorporal de la sangre con una circulación (5A) sanguínea extracorporal, que incluye una primera cámara (3) de un filtro o dializador (1) subdividido en la primera cámara y una segunda cámara (4) a través de una membrana (2) semipermeable, y un sistema (5B) de líquido, que incluye la segunda cámara del dializador o filtro, llevando un conducto (17) de líquido de sustitución desde el sistema de líquido hasta la circulación sanguínea aguas arriba o aguas abajo del dializador o filtro, en el que está dispuesta una bomba (22) de solución de sustitución que genera ondas de presión, y una unidad para controlar el aporte de líquido de sustitución a partir del sistema de líquido a la circulación sanguínea, caracterizado porque la unidad de control presenta medios (24), (29) para controlar la amplitud de las ondas de presión de la bomba (22) de solución de sustitución en el sistema (5B) de líquido o circulación (5A) sanguínea extracorporal y medios (31) para valorar la amplitud de onda de presión, que están configurados de tal manera, que se concluye un fallo del aporte de líquido de sustitución cuando la amplitud de las ondas de presión supera un valor límite predeterminado.

Description

Dispositivo para el control del aporte de líquido de sustitución durante el tratamiento extracorporal de la sangre.

La invención se refiere a un dispositivo para el tratamiento extracorporal de la sangre con una unidad para controlar el aporte de líquido de sustitución durante un tratamiento extracorporal de la sangre.

Para eliminar sustancias que deben excretarse a través de la orina y para la extracción de líquido se utilizan en el caso de insuficiencia renal crónica diferentes procedimientos para la depuración o el tratamiento extracorporal de la sangre. En la hemodiálisis la sangre del paciente se depura fuera del organismo en un dializador. El dializador presenta una cámara de sangre y una cámara de líquido dializador, que están separadas por una membrana semipermeable. Durante el tratamiento la sangre del paciente fluye a través de la cámara de sangre. Para depurar la sangre de manera eficaz de las sustancias que deben excretarse a través de la orina, líquido dializador nuevo fluye de manera continua a través de la cámara de líquido dializador.

Mientras que en el caso de la hemodiálisis (HD) el transporte de las sustancias de bajo peso molecular a través de la membrana se determina fundamentalmente por las diferencias de concentración (difusión) entre el líquido dializador y la sangre, en el caso de la hemofiltración (HF) las sustancias disueltas en el agua plasmática, especialmente las sustancias de elevado peso molecular se eliminan de manera eficaz mediante un elevado flujo de líquido (convección) a través de la membrana del dializador. En el caso de la hemofiltración el dializador funciona como filtro. Una combinación de los dos procedimientos es la hemodiafiltración (HDF).

En el caso de la hemo(día)filtración una parte del suero retirado a través de la membrana se reemplaza por un líquido de sustitución estéril, que se alimenta o bien aguas arriba del dializador (dilución previa) o bien aguas abajo del dializador (dilución posterior) a la circulación sanguínea extracorporal.

Se conocen dispositivos para la hemo(día)filtración en los que el líquido dializador se produce en línea a partir de agua dulce y concentrados y el líquido de sustitución se produce en línea a partir del líquido dializador.

En los dispositivos de hemo(día)filtración conocidos se alimenta el líquido de sustitución a la circulación sanguínea extracorporal desde el sistema de líquido de la máquina a través de un conducto de líquido de sustitución. En el caso de la dilución previa el conducto de líquido de sustitución lleva a un punto de conexión en el conducto de sangre arterial aguas arriba del dializador, mientras que en el caso de la dilución posterior, el conducto de líquido de sustitución lleva a un punto de conexión en el conducto de sangre venosa aguas abajo del dializador. El conducto de líquido de sustitución presenta un conector, con el que puede conectarse al conducto de sangre o bien venosa o bien arterial. Para interrumpir el aporte de líquido está prevista en el conducto de líquido de sustitución una pinza o similar.

La conexión correcta del conducto de líquido de sustitución se comprueba en los dispositivos de hemo(día)filtración conocidos de manera rutinaria al inicio del tratamiento de la sangre. Para ello se pinzan el conducto que lleva a la cámara de líquido dializador y el que sale de la cámara de líquido dializador del dializador así como el conducto de sangre venosa aguas abajo del punto de conexión para el conducto de líquido de sustitución mediante pinzas para tubo flexible. El conducto de sangre arterial ya está interrumpido por la detención de la bomba sanguínea aguas arriba del punto de conexión para el conducto de líquido de sustitución. A continuación se pone en funcionamiento la bomba de solución de sustitución para el transporte del líquido de sustitución, y se mide la presión en el conducto de sangre venosa por medio de un sensor de presión venosa.

Para el caso en el que con la bomba de solución de sustitución no pueda producirse presión en el conducto de sangre venosa, que sea superior a un valor límite predeterminado, se concluye entonces, que la conexión del conducto de líquido de sustitución no es correcto, es decir, que el aporte de líquido está interrumpido.

Durante el tratamiento de la sangre puede producirse en la práctica de la diálisis, que se modifique el procedimiento de tratamiento de la sangre entre la dilución posterior y la dilución previa. Para ello la pinza se conecta al conducto de líquido de sustitución, y el conducto de líquido de sustitución se separa del conducto de sangre venosa o arterial y se conecta al conducto de sangre arterial o venosa. A este respecto, no puede excluirse en la práctica, que se olvide abrir la pinza para tubo flexible. En caso de no detener la bomba de solución de sustitución y no realizar la prueba de presión anteriormente descrita, este estado no se detecta. Es desventajoso que en el caso de los dispositivos de hemo(día)filtración conocidos no se controla el aporte de líquido de sustitución durante el tratamiento. Por tanto, no se detecta una interrupción del aporte de solución de sustitución. En este caso, durante un tratamiento de HDF sólo puede realizarse una hemodiálisis poco eficaz. Entonces, en caso extremo, durante un tratamiento de HF el paciente ni siquiera se trata. Esto puede tener para el paciente consecuencias más o menos graves, aunque no está directamente en peligro.

Por el documento EP-A-1 095 666 se conoce un dispositivo para el tratamiento extracorporal de la sangre, que prevé un aporte de líquido de sustitución aguas arriba y aguas abajo del dializador. En el caso del dispositivo conocido de tratamiento de la sangre se controla la presión por medio de varios sensores en el conducto de sangre y filtrado, para regular la cantidad de solución de sustitución basándose en los valores de presión hallados.

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La invención se basa en el objetivo de proporcionar un dispositivo que permite un control del aporte de líquido de sustitución también en el caso de modificar el procedimiento de tratamiento.

La solución de este objetivo se produce según la invención con las características de la reivindicación 1.

El control del aporte de líquido de sustitución se basa en controlar la amplitud de las ondas de presión de la bomba de solución de sustitución en el sistema de líquido o la circulación sanguínea extracorporal. Se ha demostrado, que existe un fallo del aporte de líquido de sustitución cuando la amplitud de las ondas de presión supera un valor límite predeterminado.

El dispositivo según la invención presupone que la bomba de solución de sustitución para transportar el líquido de sustitución es una bomba que genera ondas de presión, especialmente una bomba volumétrica de oclusión (bomba de rodillos).

Las ondas de presión procedentes de la bomba de solución de sustitución pueden propagarse por el sistema de líquido del dispositivo de tratamiento extracorporal de la sangre a través del dializador hasta el interior de la circulación sanguínea extracorporal. Este trayecto está abierto incluso cuando el aporte de líquido de sustitución está interrumpido. Entonces la bomba de solución de sustitución funciona contra el cierre. Por ello aumenta la amplitud de las ondas de presión, que pueden detectarse en la circulación sanguínea extracorporal.

En una primera forma de realización se mide la amplitud de las ondas de presión en la circulación sanguínea extracorporal aguas abajo del dializador o filtro. Esto tiene la ventaja, de que puede utilizarse un sensor de presión que en el caso de los dispositivos de tratamiento de la sangre están previstos en cualquier caso en el conducto de sangre venosa.

En una forma de realización alternativa se mide la amplitud de las ondas de presión en el sistema de líquido aguas arriba del dializador o filtro. Esto tiene la ventaja, de que también es posible un control durante el funcionamiento del dispositivo de tratamiento de la sangre como dispositivo de hemofiltración, en el que las ondas de presión no pueden alcanzar la circulación extracorporal, debido a que la entrada del dializador o filtro está separada del aporte de líquido dializador.

La señal de presión se filtra con un filtro paso banda preferiblemente para eliminar impulsos parásitos, comparando la amplitud de la señal de presión filtrada entonces con el valor límite predeterminado.

Se ha demostrado, que el aumento de la amplitud de las ondas de presión depende de la velocidad de bombeo (velocidad de giro) de la bomba de solución de sustitución. Puede excluirse una falsa alarma porque al superar el valor límite predeterminado sólo se concluye un caso de fallo, cuando la velocidad de bombeo se encuentra entre valores límite predeterminados. Estos valores límite deberían estar dimensionados de tal manera que la modificación de la amplitud que ha de atribuirse a las modificaciones de la velocidad de bombeo sea inferior a la modificación de la amplitud a consecuencia de una interrupción del aporte de líquido de sustitución.

De manera conveniente se proporciona una alarma acústica y/u óptica al superar el valor límite predeterminado. Sin embargo también puede llevarse a cabo una acción sobre la operación del dispositivo de tratamiento de la sangre.

La unidad de control del dispositivo de tratamiento extracorporal de la sangre presenta medios para controlar la amplitud de las ondas de presión de la bomba de solución de sustitución en el sistema de líquido, preferiblemente aguas arriba del dializador o filtro o en la circulación sanguínea extracorporal, preferiblemente aguas abajo del dializador o filtro, y medios para valorar la amplitud de las ondas de presión. La bomba de solución de sustitución que genera ondas de presión está dispuesta en el conducto de líquido de sustitución, que lleva desde el sistema de líquido hasta la circulación sanguínea aguas arriba o aguas abajo del dializador o filtro. El conducto de líquido de sustitución puede ser un único conducto de tubo flexible o también un sistema de conductos de tubo flexible con varias ramas.

Sólo es decisivo que se produzca una unión de flujo entre el sistema de líquido y la circulación sanguínea del dispositivo de tratamiento de la sangre.

El conducto de líquido de sustitución puede conectarse directamente al conducto de sangre venosa o arterial. Sin embargo también es posible, conectar el conducto a cámaras de goteo o similares, que están previstas en el conducto de sangre venosa o arterial.

El sistema de líquido del dispositivo de tratamiento de la sangre puede comprender un conducto de aporte de líquido dializador que lleva a la cámara de líquido dializador del dializador y un conducto de evacuación de líquido dializador que sale de la cámara de líquido dializador del dializador. En el sistema de líquido pueden estar dispuestos uno o más filtros para aumentar la seguridad. También pueden estar previstos conductos adicionales, por ejemplo conductos de derivación, etc. Sólo es decisivo, que el sistema de líquido permita una propagación de las ondas de presión, es decir un sistema completamente lleno de un medio.

A continuación se explica con más detalle un ejemplo de realización de la invención con referencia a los dibujos. Muestran:

la figura 1, un dispositivo para el tratamiento extracorporal de la sangre con una unidad para controlar el aporte de líquido de sustitución en una representación esquemática muy simplificada,

las figuras 2 (A)-(C), la señal de presión venosa filtrada como función del tiempo en caso de dilución (A) posterior, desconexión (B) y dilución (C) previa, cuando la velocidad de bombeo de la bomba de solución de sustitución asciende a 20 ml/min,

las figuras 3 (A)-(C), la señal de presión venosa filtrada en caso de una velocidad de la bomba de solución de sustitución de 60 ml/min, y

las figuras 4 (A)-(C), la señal de presión venosa filtrada en caso de una velocidad de la bomba de solución de sustitución de 100 ml/min.

La figura 1 muestra una representación esquemática simplificada de los componentes fundamentales de un dispositivo de hemo(día)filtración junto con una unidad para controlar el aporte de líquido de sustitución del sistema de líquido del dispositivo de hemo(día)filtración al interior de la circulación sanguínea extracorporal.

El dispositivo de hemo(día)filtración presenta un dializador o filtro 1, que a través de una membrana 2 está separado en una primera cámara 3 a través de la que fluye la sangre y una segunda cámara 4 a través de la que fluye líquido dializador. La primera cámara 3 está conectada en una circulación 5A sanguínea extracorporal, mientras que la segunda cámara 4 está conectada en el sistema 5B de líquido del dispositivo de hemo(día)filtración.

La circulación 5A sanguínea extracorporal comprende un conducto 6 de sangre arterial, que lleva a la entrada 3a de la cámara 3 de sangre, y un conducto 7 de sangre venosa, que sale de la salida 3b de la cámara 3 de sangre del dializador 1. Para eliminar burbujas de aire está conectada en el conducto 6 de sangre arterial una cámara 8 de goteo arterial y en el conducto 7 de sangre venosa, una cámara 9 de goteo venosa. La sangre del paciente se transporta a través de la cámara de sangre del dializador por medio de una bomba 10 de sangre arterial, especialmente una bomba de rodillos, que está dispuesta en el conducto 6 de sangre arterial.

El sistema 5B de líquido comprende un conducto 11 de aporte de líquido dializador, que lleva a la entrada 4a de la cámara 4 de líquido dializador, y un conducto 12 de evacuación de líquido dializador, que sale de la salida 4b de la cámara 4 de líquido dializador del dializador 1. A través del conducto 11 de aporte de líquido dializador fluye líquido dializador nuevo desde una fuente de líquido dializador no representada al interior de la cámara de líquido dializador, mientras que el líquido dializador utilizado se evacua desde la cámara de líquido dializador a través del conducto 12 de evacuación de líquido dializador hacia una descarga no representada. Por motivos de claridad no se ha representado la unidad de equilibrado prevista en general en los dispositivos de hemo(día)filtración para equilibrar líquido dializador nuevo frente a líquido dializador utilizado. Tampoco se han representado unidades adicionales para limpiar y lavar el sistema.

El conducto 11 de aporte de líquido dializador comprende una primera sección 11a, que lleva a la entrada 13a de una primera cámara 13 de un filtro 16 estéril subdividido mediante una membrana 14 en la primera cámara y una segunda cámara 15 y una segunda sección 11b, que sale de la salida 13b de la primera cámara 13 del filtro 16 y lleva a la entrada 4a de la cámara 4 de líquido dializador.

Durante el tratamiento de diálisis puede alimentarse líquido dializador desde el sistema 5B de líquido como líquido de sustitución a través del conducto 17 de tubo flexible a la circulación 5A sanguínea extracorporal. El conducto 17 de líquido de sustitución presenta en ambos extremos en cada caso dos secciones 17a, 17b, 17c, 17d de conducto. La sección 17a de conducto está unida con la primera salida 15a y la sección 17b de conducto con una segunda salida 15b de la segunda cámara 15 del filtro 16 estéril, mientras que a las secciones 17c y 17d de conducto está conectado en cada caso un conector 18a, 18b. Con los dos conectores 18a, 18b se conecta el conducto 17 de líquido de sustitución a un conducto 19 de conexión que lleva a la cámara 8 de goteo arterial y un conducto 20 de conexión que lleva a la cámara 9 de goteo venosa. Los conductos 19, 20 de conexión disponen para ello de piezas 19a, 20a de conexión correspondientes. En las secciones 17c y 17d de conducto están previstas pinzas 35, 36 para tubo flexible, con las que opcionalmente puede producirse una unión de fluido con el conducto 19 ó 20 de conexión, para llevar a cabo una dilución previa o posterior. Sin embargo también puede renunciarse a una ramificación, cuando para pinzar el conducto 17 de líquido de sustitución aguas abajo de la bomba 22 de solución de sustitución está prevista una pinza para tubo flexible. Sin embargo, entonces es necesario cambiar manualmente las conexiones de conducto.

El líquido de sustitución se transporta por medio de una bomba de oclusión, especialmente una bomba 22 de rodillos, en la que está colocado el conducto 17 de líquido de sustitución. Las bombas de rodillos de este tipo pertenecen al estado de la técnica. Disponen de varios rodillos 22a, 22b con los que se reduce la sección transversal del conducto de tubo flexible para el transporte del líquido. En consecuencia se producen ondas de presión, que pueden propagarse en ambas direcciones por el conducto de líquido de sustitución. En la bomba 22 de solución de sustitución está previsto un sensor 23 de efecto Hall, que mide la velocidad de la bomba.

Para medir la presión en el conducto 7 de sangre venosa está previsto un sensor 24 de presión, que está conectado a la cámara 9 de goteo venosa a través de un conducto 25 de presión. El sensor de presión proporciona una señal eléctrica proporcional a la presión en el conducto de sangre venosa.

Para el funcionamiento del dispositivo de hemo(día)filtración como dispositivo de hemodiálisis se cierran las pinzas 35, 36 para tubo flexible, de modo que el líquido dializador fluye a través de la cámara 4 de líquido dializador del dializador. Para el funcionamiento del dispositivo de hemo(día)filtración como dispositivo de hemodiafiltración se abre la pinza 35, 36 para tubo flexible, de modo que desde el filtro 16 estéril fluye líquido dializador estéril como líquido de sustitución al interior de la cámara 8 de goteo venosa (dilución previa) o la cámara 9 de goteo arterial (dilución posterior). Sin embargo también es posible un funcionamiento del dispositivo de hemo(día)filtración sólo como dispositivo de hemofiltración, cuando se interrumpe la afluencia de líquido dializador a la cámara 4 de líquido dializador del dializador 1. Para interrumpir el aporte de líquido está previsto aguas arriba del dializador 1 un elemento 26 de cierre.

El sensor 24 de presión venosa está unido con una línea 28 de señales con un filtro 29 paso banda. El filtro 29 paso banda está unido a su vez con una línea 30 de datos con una unidad 31 de valoración, que a través de una línea 34 de señales adicional del sensor 23 de efecto Hall recibe una señal eléctrica dependiente de la velocidad de bombeo de la bomba 22 de solución de sustitución.

La unidad 31 de valoración determina la amplitud de la señal de presión filtrada con el filtro 29 paso banda y compara la amplitud con un valor límite predeterminado. Como valor límite predeterminado se toma de 1,5 a 2,5 veces, preferiblemente de 1,8 a 2,2 veces, especialmente 2,0 veces la amplitud de las ondas de presión medida con un funcionamiento libre de interferencias.

Para el caso en el que tras modificar el tratamiento por ejemplo de dilución previa a dilución posterior, se olvide abrir la pinza 35, 36 para tubo flexible, es decir, que el conducto 17 de líquido de sustitución esté pinzado, aumenta mucho la amplitud de la señal de presión.

Las figuras 2A, 2B y 2C muestran la señal de presión venosa filtrada junto con la señal periódica del sensor de efecto Hall como función del tiempo con una velocidad de la bomba de solución de sustitución de 20 ml/min para los casos de dilución (A) posterior, desconexión (B) y dilución (C) previa. El flujo de sangre y dializado están ajustados a 300 ml/min. Se obtienen los valores siguientes:

1

Se demuestra, que en caso de una interrupción del flujo de líquido de sustitución la amplitud de la onda de presión se duplica. Por tanto, cuando la unidad de valoración establece, que la amplitud de presión es superior al valor límite predeterminado, por ejemplo 2,0 veces el valor normal, la unidad de valoración genera una señal de alarma, que recibe una unidad 32 de alarma a través de una línea 33 de alarma. La unidad 32 de alarma proporciona entonces una alarma acústica y/u óptica.

Las figuras 3A, 3B y 3C muestran la señal de presión venosa filtrada y la señal de efecto Hall como función del tiempo con una velocidad de bombeo superior de 60 ml/min en caso de dilución (A) posterior, desconexión (B) y dilución (C) previa. El flujo de sangre y dializado son de nuevo de 300 ml/min. Se obtienen los valores siguientes:

2

Las figuras 4A, 4B y 4C muestran la señal de presión venosa filtrada y la señal de efecto Hall en el caso de una velocidad de la bomba aún superior de 100 ml/min en caso de dilución (A) posterior, desconexión (B) y dilución (C) previa. El flujo de sangre y dializado son de nuevo de 300 ml/min. Se obtienen los valores siguientes:

3

Con respecto a los valores de amplitud de las figuras 2 y 3 ha de indicarse, que se han adaptado los valores de medición para tener parámetros comparables. En la práctica el aumento de la amplitud de presión en caso de interrupción de la afluencia de líquido de sustitución no es independiente de la velocidad de bombeo.

Para aumentar la seguridad puede excluirse una falsa alarma al considerar también la velocidad de bombeo en la comparación de la señal de presión medida con el valor límite predeterminado. Para ello la unidad 31 de valoración recibe también la señal del sensor 23 de efecto Hall.

Siempre que la velocidad de bombeo se encuentre entre límites predeterminados, la unidad de valoración supone, que un aumento de la amplitud de presión es una consecuencia de una interrupción de la afluencia de líquido de sustitución. Como valor límite puede tomarse por ejemplo amplitud_{después}/amplitud_{antes} > 1,5. Para velocidades de bombeo superiores ha de corregirse el valor umbral de manera correspondiente. Esto puede realizarse tomando para diferentes intervalos de velocidad de bombeo diferentes valores umbral.

El aumento de la amplitud de presión se atribuye a lo siguiente. En caso de un bloqueo de la afluencia de líquido de sustitución las fuerzas elásticas del rotor de la bomba 22 de rodillos ya no pueden comprimir el tubo 17 flexible de líquido de sustitución, de modo que se consigue la presión máxima del sistema. Esta presión, que también se denomina presión de oclusión, es considerablemente superior a la presión normal del sistema. Así, en caso de un bloqueo del líquido de sustitución el rotor solicita contra la presión superior de oclusión. Es cierto, que debido al cierre de la pinza 35 ó 36 para tubo flexible el trayecto de transferencia de las ondas de presión a través del tubo 17 flexible de líquido de sustitución hasta el sensor 24 de presión venosa está completamente bloqueado. Sin embargo, las ondas de presión generadas por la bomba 22 de solución de sustitución alcanzan el sensor 24 de presión venosa a través del filtro 16 estéril, la segunda sección 11b del conducto de aporte de líquido dializador, el dializador 1, el conducto 7 de sangre venosa, la cámara 9 de goteo venosa y finalmente el conducto 25 de presión. Tal como muestran las figuras 2 a 4, la amplitud de la señal de presión se duplica en caso de desconexión debido a la elevada presión de oclusión.

En una forma de realización alternativa las ondas de presión no se controlan en la circulación (5A) sanguínea extracorporal, sino en el sistema (5B) de líquido del dispositivo de tratamiento de la sangre aguas arriba del dializador 1 o filtro. Esta forma de realización se diferencia del ejemplo de realización descrito anteriormente porque en la segunda sección 11b del conducto de aporte de líquido dializador no está previsto el sensor 24 de presión en el conducto 7 de sangre venosa, sino un sensor 24' de presión. Este sensor 24' de presión está indicado en la figura 1 con líneas discontinuas como forma de realización alternativa. Está unido con el filtro 29 de paso bajo a través de la línea 28' de señales indicada igualmente con líneas discontinuas. Las ondas de presión pueden medirse sin embargo también en otro punto del sistema de líquido.

Claims (7)

1. Dispositivo para el tratamiento extracorporal de la sangre con una circulación (5A) sanguínea extracorporal, que incluye una primera cámara (3) de un filtro o dializador (1) subdividido en la primera cámara y una segunda cámara (4) a través de una membrana (2) semipermeable, y un sistema (5B) de líquido, que incluye la segunda cámara del dializador o filtro, llevando un conducto (17) de líquido de sustitución desde el sistema de líquido hasta la circulación sanguínea aguas arriba o aguas abajo del dializador o filtro, en el que está dispuesta una bomba (22) de solución de sustitución que genera ondas de presión, y una unidad para controlar el aporte de líquido de sustitución a partir del sistema de líquido a la circulación sanguínea, caracterizado porque la unidad de control presenta medios (24), (29) para controlar la amplitud de las ondas de presión de la bomba (22) de solución de sustitución en el sistema (5B) de líquido o circulación (5A) sanguínea extracorporal y medios (31) para valorar la amplitud de onda de presión, que están configurados de tal manera, que se concluye un fallo del aporte de líquido de sustitución cuando la amplitud de las ondas de presión supera un valor límite predeterminado.

2. Dispositivo según la reivindicación 1, caracterizado porque los medios (24), (29) para controlar la amplitud de las ondas de presión de la bomba (22) de solución de sustitución son medios para controlar las ondas de presión en la circulación (5A) sanguínea extracorporal aguas abajo del dializador (1) o filtro.

3. Dispositivo según la reivindicación 1, caracterizado porque los medios (24'), (29) para controlar la amplitud de las ondas de presión de la bomba (22) de solución de sustitución son medios para controlar las ondas de presión en el sistema (5B) de líquido aguas arriba del dializador (1) o filtro.

4. Dispositivo según una de las reivindicaciones 1-3, caracterizado porque están previstos medios (23) para controlar la velocidad de bombeo de la bomba (22) de solución de sustitución, estando configurados los medios (31) para la valoración de la amplitud de onda de presión de tal manera, que sólo se concluye un fallo al superar el valor límite cuando la velocidad de bombeo se encuentra entre valores límite predeterminados.

5. Dispositivo según una de las reivindicaciones 1-3, caracterizado porque los medios (24), (29) para controlar la amplitud de las ondas de presión presentan un sensor (29) de presión para medir la presión en la circulación (5A) extracorporal aguas abajo del dializador (1) o filtro, generando el sensor (24) de presión una señal dependiente de la presión, y presentan un filtro (29) paso banda para filtrar la señal de presión.

6. Dispositivo según una de las reivindicaciones 1-4, caracterizado porque está prevista una unidad (32) de alarma para generar una alarma acústica y/u óptica al superar el valor límite predeterminado.

7. Dispositivo según una de las reivindicaciones 1-5, caracterizado porque la bomba de solución de sustitución es una bomba (22) de rodillos.