Brevet FR2680318A1 — publié le 19930219

I REIN ARTIFICIEL ET PROCEDE DE COMMANDE La présente invention a pour objet un rein artificiel, et, plus particulièrement un rein artificiel destiné au traitement des personnes privés temporairement, à la suite d'un accident ou d'une opération chirurgicale, de l'usage de leurs reins. Compte tenu de l'état d'affaiblissement général dans lequel ils se trouvent, ces patients ne peuvent être soumis aux traitements intensifs que subissent les patients souffrant d'une insuffisance rénale définitive: une séance classique d'hémodialyse ou d'hémofiltration bihebdomadaire de quatre heures, par la rapide modification des équilibres liquidiens internes qu'elle provoque, a en effet pour corollaire une sollicitation intense du système cardio-vasculaire que des patients sortant du bloc opératoire ne pourraient, en règle générale, pas supporter. Pour épurer le sang de ces patients et leur faire éliminer une partie de l'eau qui s'accumule dans leurs tissus, on recourt donc à des traitements peu intenses mais continus, qui sont à la fois bien tolérés par l'organisme, car sans à-coups, et supportables par des personnes qui sont hors d'état de se déplacer. De façon classique, les patients mentionnés plus haut sont soumis à deux types de traitement, l'hémofiltration et l'hémodialyse continues. Le principe de l'hémofiltration consiste à retirer du sang, par ultrafiltration au travers d'une membrane semi-perméable, une partie de son eau plasmatique chargée en impuretés Le moteur du transfert est la différence des pressions de part et d'autre de la membrane Un liquide de substitution peut être perfusé simultanément au patient, en quantité généralement inférieure à la quantité de filtrat soutirée, la différence correspondant au poids qu'il apparaît souhaitable de lui faire perdre Le débit d'ultrafiltration, c'est-à-dire aussi l'efficacité du traitement par hémofiltration, est limité à la fois par les caractéristiques du filtre (nature et surface de la membrane, essentiellement) et par le débit du sang dans le filtre, ce débit étant relativement faible dans les traitements continus ( 4 à 12 litres/heure contre 12 à 21 litres/heure dans le traitement des patients ayant définitivement perdu l'usage de leurs reins). Dans le traitement par hémodialyse, les impuretés du sang ne sont pas entraînées par convection dans un flux d'eau plasmatique traversant une membrane semi-perméable comme c'est donc le cas en hémofiltration, mais elles migrent par diffusion au travers d'une membrane semi-perméable dont la face non baignée par le sang est irriguée par un flux de liquide de dialyse, dépourvu des substances à épurer Le moteur du transfert est alors la différence des concentrations de part et d'autre de la membrane. Pour un même filtre du type à haute perméabilité, et pour un même débit de sang, il est possible d'obtenir, en choisissant convenablement le débit du liquide de dialyse, une épuration beaucoup plus efficace des impuretés de faible poids moléculaire par hémodialyse que par hémofiltration En revanche, l'hémofiltration permet, outre l'élimination d'une partie de l'eau accumulée dans les tissus, celle d'impuretés de poids moléculaire élevé qui ne migrent pas ou peu par diffusion. De ce qui précède, on comprend que, pour épurer efficacement le sang d'un patient ayant perdu l'usage de ses reins, il faut pouvoir le soumettre à la fois à un traitement par hémofiltration et par hémodialyse. Le brevet européen 256 956 décrit un rein artificiel permettant la mise en oeuvre alternative ou simultanée de ces traitements Ce rein comporte un échangeur comprenant deux compartiments séparés par une membrane semi-perméable Un premier compartiment est connecté à un S circuit pour la circulation extracorporelle de sang Le second compartiment a une entrée pouvant être connectée, par l'intermédiaire d'une vanne trois voies, à un premier réservoir pour liquide de dialyse stérile, et une sortie connectée à un second réservoir destiné à recueillir le liquide de dialyse usé et le filtrat du sang La vanne trois voies permet également de connecter le premier réservoir au circuit sang, en aval de l'échangeur, le liquide de dialyse stérile pouvant être utilisé comme liquide de substitution injectable La circulation du liquide stérile peut être spontanée ou être provoquée par des pompes, de même que l'extraction du filtrat ou du liquide de dialyse usé. Avec ce rein artificiel, la sélection du mode de traitement est effectuée manuellement, par manipulation de la vanne trois voies, sur prescription du médecin. L'invention a pour but la réalisation d'un rein artificiel de ce type, mais sur lequel la sélection du mode de traitement se fait automatiquement pour assurer une épuration maximale du patient, compte tenu des prescriptions du médecin. Pour atteindre ce but, on prévoit, conformément à l'invention un rein artificiel comprenant: un échangeur ayant deux compartiments séparés par une membrane semi-perméable, un premier compartiment étant connecté à un circuit pour circulation extracorporelle de sang, une source de liquide stérile pouvant être connectée soit au circuit pour circulation extracorporelle de sang soit à une entrée du second compartiment de l'échangeur, des moyens pour créer une pression transmembranaire positive entre le premier et le second compartiment de l'échangeur, caractérisé en ce qu'il comprend des moyens pour mesurer une valeur représentative de la pression transmembranaire dans l'échangeur et des moyens de commande pour commander la connexion de la source de liquide stérile à l'entrée du second compartiment de l'échangeur quand cette valeur mesurée est supérieure à une valeur de seuil prédéterminée. Selon une caractéristique de l'invention, les moyens de commande sont prévus en outre pour commander la connexion de la source de liquide stérile au circuit pour circulation extracorporelle de sang quand la valeur mesurée est inférieure à une deuxième valeur de seuil prédéterminée, cette deuxième valeur de seuil étant inférieure à la première valeur de seuil. Selon une autre caractéristique de l'invention, les moyens de commande sont prévus en outre pour commander alternativement, selon une séquence temporelle, la connexion de la source de liquide stérile à l'entrée du second compartiment de l'échangeur et la connexion de la source de liquide stérile au circuit pour circulation extracorporelle de sang. L'invention a en outre pour objet un procédé de commande d'un rein artificiel consistant à: mesurer une valeur représentative de la pression transmembranaire dans l'échangeur, comparer cette valeur à une valeur de seuil prédéterminée, et commander la connexion de la source de liquide stérile à l'entrée du second compartiment de l'échangeur quand la valeur mesurée est supérieure à la valeur de seuil prédéterminée. Selon une caractéristique de l'invention, le procédé consiste en outre à: comparer la valeur mesurée représentative de la pression transmembranaire à une deuxième valeur de seuil prédéterminée, cette deuxième valeur de seuil étant inférieure à la première valeur de seuil, et commander la connexion de la source de liquide stérile au circuit pour circulation extracorporelle de sang quand la valeur mesurée est inférieure à la deuxième valeur de seuil. D'autres caractéristiques et avantages de l'invention apparaîtront à la lecture de la description qui suit On se reportera aux dessins annexés sur lesquels: la figure 1 est un schéma simplifié d'un premier mode de réalisation du rein artificiel selon l'invention; et la figure 2 est un schéma simplifié d'un second mode de réalisation du rein artificiel selon l'invention. Sur la figure 1, on voit que le rein artificiel selon l'invention comporte un échangeur 1 comprenant deux compartiments 2, 3 séparés par une membrane semi-perméable 4 Le compartiment 2 est connecté à un circuit pour circulation extracorporelle de sang comprenant une canalisation amont 5 sur laquelle est disposée une pompe de circulation 6, et une canalisation aval 7 Ces canalisations 5, 7 sont munies chacune d'un piège à bulles 8, respectivement 9 et, à leur extrémité libre, d'une aiguille ou d'un connecteur pour cathéter, pour leur raccordement au circuit vasculaire d'un patient 10. Un premier réservoir 11 pour liquide de dialyse/substitution stérile est relié, par l'intermédiaire d'un tronçon de canalisation commune 12 sur lequel est disposée une pompe de circulation 13, à trois canalisations 14, 15, 16 connectées respectivement à une entrée du compartiment 3 de l'échangeur 1, au piège à bulles amont 8 et au piège à bulles aval 9 Un moyen d'occlusion 17, 18, 19, tel qu'un clamp électromagnétique est disposé sur chacune des canalisations 14, 15, 16 pour permettre de relier sélectivement le réservoir 1 1 à l'une ou l'autre d'entre elles. Un deuxième réservoir 20 pour le recueil du liquide usé (filtrat du sang et/ou liquide de dialyse usé) est relié à une sortie du compartiment 3 de l'échangeur 1, par une canalisation 21 sur laquelle est disposé un moyen pour créer une dépression variable dans le compartiment 3, constitué par une pompe d'extraction 22. Les deux réservoirs 1 1, 20 sont assujettis à un moyen 23 pour faire le bilan des liquides stérile et usé, tel qu'une balance, dont le signal est fourni à une unité de commande 24 Cette unité de commande reçoit par ailleurs les signaux fournis par deux capteurs de pression 25, 26 disposés respectivement sur le circuit de sang en aval de l'échangeur 1 et sur le circuit de liquide usé, entre l'échangeur 1 et la pompe d'extraction 22 A partir de ces mesures de poids et de pression et d'une consigne de débit de perte de poids QWL correspondant à l'équilibre ou à un déséquilibre souhaité des liquides stérile et usé, l'unité de commande 24 pilote, selon un mode de fonctionnement expliqué plus loin, l'ouverture et la fermeture des clamps 17, 19 ainsi que le débit de la pompe 22, le débit de la pompe 13 étant réglé à une valeur fixe par ailleurs. Avant de décrire le fonctionnement de ce rein, il est nécessaire de compléter brièvement ce qui a été rappelé plus haut à propos de l'hémofiltration, à savoir que le débit de l'ultrafiltrat dans un échangeur est fonction de la différence des pressions (ou pression transmembranaire) qui règnent dans les deux compartiments de l'échangeur et que ce débit est limité à la fois par la surface et la nature de la membrane, qui peut être plus ou moins perméable, et par le débit du sang dans l'échangeur: on ne peut extraire du sang plus du tiers de son eau plasmatique, sauf à risquer de colmater l'échangeur avec un sang trop concentré A ces deux facteurs de limitation s'en ajoute un troisième, qui tient à la nature même du sang On remarque en effet que, pour une membrane de nature donnée et pour un débit de sang donné dans l'échangeur, à partir d'une certaine valeur de la pression transmembranaire, le débit d'ultrafiltration tend rapidement vers une valeur sensiblement constante Ce phénomène est dû au fait que, sous l'effet de la convection du plasma causée par la pression transmembranaire, les protéines plasmatiques s'accumulent au voisinage de la membrane et en engendrent une pression osmotique qui limite la pression transmembranaire. Ce rappel étant fait, le principe de fonctionnement du rein arficiel selon l'invention est le suivant: un patient venant de perdre l'usage de ses reins est traité a priori par hémofiltration Le liquide stérile contenu dans le réservoir l l est alors utilisé comme liquide de substitution et lui est perfusé Si maintenant, en début ou en cours de séance, parce qu'il trouve par exemple que la vitesse d'épuration n'est pas suffisante, le médecin, par une commande qui sera expliquée plus loin en détail, provoque l'augmentation de la pression transmembranaire dans l'échangeur au-delà d'une valeur de seuil correspondant sensiblement au débit d'ultrafiltration maximal, le rein se met automatiquement à fonctionner en mode hémodialyse, le liquide stérile du réservoir l l étant alors utilisé comme liquide de dialyse et circulant dans l'échangeur l. De façon détaillée, le rein artificiel selon l'invention fonctionne de la façon suivante: avant le début de la séance de traitement, un opérateur met en mémoire dans l'unité de commande une consigne de débit de perte de poids QWL souhaité (égale, par définition, à la différence souhaitée à tout instant entre le débit d'ultrafiltration et le débit de liquide de substitution) et une consigne de débit de sang Qs souhaité, prescrites par le médecin A cette valeur de débit de sang Qs, l'unité de commande 24 associe automatiquement, selon une loi de correspondance préalablement mise en mémoire, deux valeurs de seuil supérieure et inférieure de pression transmembranaire TM Pl et TMP 2, spécifiques à l'échangeur 1 utilisé, TM Pl correspondant avantageusement à la pression transmembranaire au-delà de laquelle le débit d'ultrafiltration reste sensiblement constant au débit de sang Qs choisi. Le rinçage et le remplissage initiaux des canalisations ayant été effectués et le circuit pour circulation extracorporelle de sang ayant été raccordé au circuit vasculaire du patient 10, les pompes 6 et 13 sont réglées à des débits constants. Deux cas peuvent se présenter alors, selon que le sang du patient doit être soumis à une épuration modérée ou plus intense Dans le premier cas, le débit QIN de la pompe de liquide stérile 13 est choisi inférieur au débit d'ultrafiltration correspondant à TMP, diminué du débit de perte de poids QWL Le résultat de la comparaison effectuée par l'unité de commande 24 entre TPMI et la pression transmembranaire dans l'échangeur 1 mesurée à partir des informations fournies par les capteurs de pression 25, 26, indiquant la supériorité de TMP 1, l'unité de commande maintient les clamps 17, 18 fermés et le clamp 19 ouvert: le rein fonctionne en mode hémofiltration, le liquide stérile contenu dans le réservoir l l est perfusé au patient tandis que le filtrat extrait dans l'échangeur l grâce à la dépression crée dans le compartiment 3 par la pompe 22 remplit le deuxième réservoir 20 La pompe 22 est pilotée en permanence par l'unité de commande 24 en fonction des informations fournies par la balance 23 pour que le débit de perte de poids réel soit égal au débit de perte de poids souhaité QWL. Si le médecin juge que la vitesse d'épuration du sang du patient 10 est insuffisante avec le débit QIN choisi initialement, ce débit doit être augmenté Si le débit QIN est augmenté jusqu'e devenir supérieur ou égal au débit d'ultrafiltration correspondant à TPM, diminué du débit de perte de poids QWL, la pression transmembranaire mesurée dans l'échangeur l devient supérieure ou égale à TPM, et l'unité de commande 24 commande alors la fermeture du clamp 19 et l'ouverture simultanée du clamp 17, le clamp 15 restant fermé Le rein fonctionne alors dans le mode dit "hémodiafiltration" dans lequel les effets de la dialyse se combinent à ceux de l'ultrafiltration, le liquide stérile contenu dans le premier réservoir l l s'écoulant alors dans le compartiment 3 de l'échangeur 1, o continue par ailleurs de migrer par ultrafiltration de l'eau plasmatique L'ouverture du clamp 17 et l'écoulement de liquide qui en résulte dans le compartiment 3 de l'échangeur 1 provoque une chute de la pression transmembranaire Quand la pression transmembranaire atteint le niveau de TMP 2, l'unité de commande 24 inverse la position des clamps 17, 19 et le rein repasse en mode hémofiltration jusqu'à ce que la pression transmembranaire atteigne de nouveau le niveau de TPM,, et ainsi de suite. Dans le rein selon l'invention, l'épuration rapide du sang d'un patient se fait donc par l'alternance de phases d'hémofiltration et d'hémodiafiltration, la fréquence de cette alternance pouvant être réglée par le choix de TPM 2. La figure 2 représente un second mode de réalisation de l'invention ayant en commun avec le précédent son circuit pour circulation extracorporelle de sang et ses circuits de liquides stérile et usé Il s'en différencie en ce que le moyen pour créer une pression transmembranaire variable dans l'échangeur l est constitué par un organe de retreint réglable 30 disposé sur la canalisation aval 7 du circuit pour circulation extracorporelle de sang La pression transmembranaire résulte donc d'une surpression dans le compartiment 2 et non plus d'une dépression dans le compartiment 3, le circuit de liquide usé ne comprenant pas de pompe d'extraction. Par ailleurs, les réservoirs l 1, 20 sont suspendus à deux balances indépendantes 31, 32 La mesure de la pression transmembranaire dans l'échangeur l peut donc se faire indirectement par une mesure de débit d'ultrafiltration au moyen des balances 31, 32 (balance 31 seule en mode hémofiltration, balances 31, 32 en mode hémodiafiltration) et il n'est pas nécessaire, pour déterminer cette pression transmembranaire, de mesurer les pressions dans chacun des compartiments 2, 3 de l'échangeur 1 Pour cette raison, les valeurs de seuil associées automatiquement par l'unité de commande 24 à la consigne de débit de sang Qs et qui servent de référence pour la bascule d'un mode de traitement à l'autre, sont des valeurs de débit d'ultrafiltration QUF 1 et QUF 2 qui correspondent aux valeurs de pression transmembranaire TMP, et TMP 2 prises comme références dans le rein représenté sur la figure 1. Dernière différence avec le rein précédent, dans ce second rein, c'est la pompe de circulation 13 de liquide stérile qui est asservie à la comparaison, par l'unité de commande 24, entre le débit de perte de poids souhaité QWL et le débit de perte de poids réel calculé à partir des informations fournies par les balances 31, 32, l'organe de retreint 30 étant réglé indépendamment par ailleurs. Le rein représenté sur la figure 2 fonctionne de la façon suivante lorsque le débit d'ultrafiltration atteint QUF 1, l'alternance des modes hémodiafiltration/hémofiltration est commandée en fonction d'une 1 1 séquence temporelle A cette fin, deux valeurs de durée Tl et T 2 correspondant respectivement aux deux modes de traitement sont mises initialement en mémoire dans l'unité de commande 24, le médecin pouvant, par le choix judicieux de ces valeurs ainsi que de leur ratio, obtenir pour chaque patient un rendement épuratif optimal. La présente invention n'est pas limitée aux modes de réalisation qui viennent d'être décrits et elle est susceptible de variantes. Ainsi, la source de liquide stérile peut être constituée par une poche de solution préconditionnée ou par un conteneur prévu pour être rempli par un liquide préparé extemporanément Par ailleurs, ce liquide peut être une solution de dialyse classique, contenant tous les électrolytes du sang, ou bien une solution dépourvue d'agent tampon (bicarbonate de sodium) Dans ce dernier cas, une perfusion d'agent tampon permet de compenser les pertes diffusives et convectives qui se produisent dans l'échangeur. Dans le mode de réalisation de la figure 2, l'organe de rétreint 30 pourrait être remplacé par une pompe pilotée par l'unité de commande 24 en fonction de la pression régnant dans le compartiment 2 de l'échangeur 1 En effet, comme, dans ce mode de réalisation particulier, la pression dans le compartiment 3 ne dépend que de la position respective des réservoirs 11, 20 et des pertes de charges dans les canalisations, cette pression est constante pour un agencement donné du rein et la pression dans le compartiment 2 est donc représentative de la pression transmembranaire dans l'échangeur Dans ce cas, le débit de la pompe 13 ne serait pas régulé, mais réglé initialement à une valeur donnée. Par ailleurs, le rein artificiel représenté sur la figure 1, peut aussi fonctionner selon le mode adopté pour le rein représenté sur la figure 2, o l'alternance des traitements par hémofiltration et hémodiafiltration est commandée en fonction d'une séquence temporelle Les capteurs de pression 25, 26 sont alors utilisés pour vérifier que les pressions de part et d'autre de la membrane ne dépassent pas des seuils de sécurité. En outre, bien que le fonctionnement du rein selon l'invention ait été décrit pour la mise en oeuvre d'un traitement par hémodiafiltration et d'un traitement par hémofiltration avec perfusion d'un liquide de substitution dans le circuit pour circulation extracorporelle de sang en aval de l'échangeur, ce rein permet la mise en oeuvre d'autres types de traitement: ultrafiltration pure, les clamps 17, 18, 19 étant fermés et la pompe de liquide-stérile 13 étant arrêtée; hémofiltration avec perfusion du liquide de substitution dans le circuit pour circulation extracorporelle de sang, en amont de l'échangeur 1, les clamps 17, 19 étant fermés et le clamp 18 ouvert. REVENDICATIONS 1) Rein artificiel comprenant un échangeur ( 1) ayant deux compartiments ( 2, 3) séparés par une membrane semi-perméable ( 4), un premier compartiment ( 2) étant connecté à un circuit ( 5, 7) pour circulation extracorporelle de sang, une source ( 1 1) de liquide stérile pouvant être connectée soit au circuit ( 5, 7) pour circulation extracorporelle de sang soit à une entrée du second compartiment ( 3) de l'échangeur ( 1), des moyens ( 22; 30) pour créer une pression transmembranaire positive entre le premier et le second compartiment ( 2, 3) de l'échangeur ( 1), caractérisé en ce qu'il comprend des moyens ( 25, 26; 31, 32) pour mesurer une valeur représentative de la pression transmembranaire dans l'échangeur ( 1) et des moyens de commande ( 24) pour commander la connexion de la source ( 11) de liquide stérile à l'entrée du second compartiment ( 3) de l'échangeur ( 1) quand cette valeur mesurée est supérieure à une valeur de seuil prédéterminée (PTM 1; QU Fl)- 2) Rein artificiel selon la revendication 1, caractérisé en ce que les moyens de commande ( 24) sont prévus en outre pour commander la connexion de la source ( 11) de liquide stérile au circuit ( 5, 7) pour circulation extracorporelle de sang quand la valeur mesurée est inférieure à une deuxième valeur de seuil prédéterminée (PTM 2; QUF 2), inférieure à la première valeur de seuil (PTM 1; QUFI). 3) Rein artificiel selon une des revendication 1 et 2, caractérisé en ce que les moyens de commande ( 24) sont prévus en outre pour commander alternativement, selon une séquence temporelle, la connexion de la source ( 11) de liquide stérile à l'entrée du second compartiment ( 3) de l'échangeur ( 1) et la connexion de la source ( 11) de liquide stérile au circuit pour circulation extracorporelle de sang ( 5, 7). 4) Rein artificiel selon une des revendications l à 3, caractérisé en ce que les moyens pour mesurer une valeur représentative de la pression transmembranaire dans l'échangeur ( 1) sont des capteurs de pression ( 25, 26) reliés respectivement aux deux compartiments ( 2, 3) de l'échangeur ( 1). 5) Rein artificiel selon une des revendications l à 3, caractérisé en ce que les moyens pour mesurer une valeur représentative de la pression transmembranaire dans l'échangeur ( 1) sont des balances ( 31, 32) pour peser respectivement le liquide stérile s'écoulant dans l'échangeur ( 1) ou dans le circuit ( 5, 7) pour circulation extracorporelle de sang et le liquide s'écoulant de l'échangeur ( 1), cette valeur étant le débit d'ultrafiltration calculé à partir des informations fournies par les balances. 6) Rein artificiel selon une des revendications l à 5, caractérisé en ce que la source de liquide stérile ( 11) est connectable au circuit ( 5, 7) pour circulation extracorporelle de sang soit en amont, soit en aval de l'échangeur ( 1). 7) Rein artificiel selon une des revendications l à 6, caractérisé en ce que les moyens pour créer une pression transmembranaire dans l'échangeur ( 1) comprennent une pompe ( 22) placée sur une canalisation ( 21) connectée à une sortie du second compartiment ( 3) de l'échangeur ( 1). 8) Rein artificiel selon une des revendications l à 7, caractérisé en ce qu'il comprend des moyens ( 23; 31, 32) pour faire un bilan entre le liquide stérile s'écoulant de la source de liquide ( 11) et le liquide usé s'écoulant du second compartiment ( 3) de l'échangeur ( 1). 9) Rein artificiel selon la revendication 8, caractérisé en ce que la source de liquide stérile est constituée par un réservoir ( 11) et en ce que les moyens pour faire le bilan de l'écoulement des liquides stérile et usé comprennent une balance ( 23) pour peser le réservoir ( 11) de liquide stérile ainsi qu'un second réservoir ( 20) pour le recueil de liquide usé. ) Rein artificiel selon une des revendications 6 et 9, caractérisé en ce que l'unité de commande ( 24) est prévue pour piloter les moyens ( 22) pour créer une pression transmembranaire dans l'échangeur ( 1) en fonction de la comparaison entre la différence mesurée et la différence souhaitée entre les écoulements des liquides stérile et usé. 11) Procédé de commande d'un rein artificiel comprenant un échangeur ( 1) ayant deux compartiments ( 2, 3) séparés par une membrane semi-perméable ( 4), un premier compartiment ( 2) étant connecté à un circuit ( 5, 7) pour circulation extracorporelle de sang, une source ( 11) de liquide stérile pouvant être connectée soit au circuit pour circulation extracorporelle de sang soit à une entrée du second compartiment ( 3) de l'échangeur ( 1), des moyens ( 22; 30) pour créer une pression transmembranaire positive entre le premier et le second compartiment ( 2, 3) de l'échangeur ( 1), caractérisé en ce qu'il consiste à mesurer une valeur représentative de la pression transmembranaire dans l'échangeur ( 1), comparer cette valeur à une valeur de seuil prédéterminée (PTM 1; QUF), et commander la connexion de la source ( 11) de liquide stérile à l'entrée du second compartiment ( 3) de l'échangeur ( 1) quand la valeur mesurée est supérieure à la valeur de seuil prédéterminée (PTM 1; QU Fi)- 12) Procédé de commande selon la revendication 11, caractérisé en ce qu'il consiste en outre à: comparer la valeur mesurée représentative de la pression transmembranaire à une deuxième valeur de seuil prédéterminée (PTM 2; QUF 2), cette deuxième valeur de seuil étant inférieure à la première valeur de seuil (PTMI; QUFO), et commander la connexion de la source ( 11) de liquide stérile au circuit ( 5, 7) pour circulation extracorporelle de sang quand la valeur mesurée est inférieure à la deuxième valeur de seuil (PTM 2; QUF 2)- 13) Procédé de commande selon une des revendications l l et 12, pour un rein artificiel comprenant en outre: des moyens ( 13) pour faire circuler le liquide stérile, et des moyens ( 23; 31, 32) pour faire un bilan entre le liquide stérile s'écoulant de la source de liquide ( 11) et le liquide usé s'écoulant du second compartiment ( 3) de l'échangeur ( 1), caractérisé en ce qu'il consiste en outre à piloter les moyens ( 22) pour créer une pression transmembranaire dans l'échangeur ( 1) en fonction de la comparaison entre la différence mesurée et la différence souhaitée entre les écoulements des liquides stérile et usé.