NO790959L - Avlutningsapparat for hemodialysesystem - Google Patents

Description

Utluftningsapparat for et hemodialysesystem.

Foreliggende oppfinnelse angår generelt utluftningsanordninger for å fjerne oppløselige gasser fra opp-' varmet vann før dette føres til fordelingsanordninger i et hemodialysesystem.

Hemodialysesystemer har vært i bruk i. en rekke

år for behandling av nyrelidelser og sviktendeimyrekapasitet, og har vist seg meget effektive ved at de tilveiebringer kun-stige nyrefunksjoner for de personer hvis naturlige nyrer ikke funksjonerer fullt ut tilfredsstillende. Under drift av hemodialysesystemet vil det urene blodet som inneholder stoffer som urea, kreatinin, overskudd av elektrolytiske salter og vann, tas ut fra kroppen og føres gjennom en dialysator i et indirekte masseoverføringsforhold med en vandig dialysat-oppløsning. Dialysatoren kan være av forskjellige kjente typer og kan innbefatte en masseoverføringsenhet, f.eks. bestående av en utvidet overflateelastomerisk membran eller i form av en bunt av hule fiber over hvilke avfallsstoffene overføres ved hjelp av en konsentrasjonsgradient (urenheter i oppløs-ning) eller osmotisk trykk (vann) fra blodet til dialysatopp-løsningen. Fra dialysatoren vil det rensede blod returneres til pasientens legeme. Den forurensede dialysatoppløsningen fra dialysatoren blir enten kastet eller resirkulert i en lukket krets fra en dialysatoppløsningskilde gjennom dialysatoren for på ny å motta stoffer fra blodet.

Den dialysatoppløsning som brukes ved en vanlig hemodialysebehandling er en vandig oppløsning av forskjellige utvalgte salter som gir den forønskede elektrolytiske balanse, med blodet i dialysatoren, og hindrer således et tap av verdifulle blodbestanddeler til dialysatoppløsningen på grunn av diffusjon og osmose. Den forannevnte lukkede resirkulasjon av dialysatoppløsningen fra en slik kilde gjennom dialysatoren har en begrenset masseoverføringseffekt på grunn av at man får en progressivt avtagende masseoverføringskonsentrasjonsgradient etter hvert som dialysebehandlingen skrider frem. Det har følgelig vært utviklet fordelingssystemer som gjør at dialysat-oppløsningen bare går en gang gjennom dialysatoren, hvorved man får en maksimal masseoverføringskonsentrasjonsgradient for selve dialysen. Slike fordelingssystemer tar inn og blander vann fra en lokal kilde med et relativt-lite volum av.et konsentrat av dialysatoppløsningen. Slike systemer anvender vanligvis relativt små tilførselstanker for nevnte konsentrat,

og når slike koples til en vannkilde ved hjelp av nevnte for-de lingsanordning, så muliggjør dette en enkeltgjennomgang av dialysatoppløsningen gjennom dialysatoren og derfra til et vanlig avløp, uten at det er nødvendig med store væsketanker.

Under slike dialysebehandlinger er det ofte ønskelig å operere systemet slik at trykket i dialysatoppløs-ningen på den ene side av nevnte masseoverføringsflate, f.eks. en dialysatormembran, er noe redusert i forhold til trykket i blodet på den annen side av nevnte membran. En slik drifts-måte gjør åt■ det blir en trykkforskjell over membranen i dialysatoren, og dette vil lette overføringen av et overskudd av vann fra pasientens sirkulasjonssystem til selve dialysat-strømmen på grunn av et osmotisk trykk. Denne fjerningen av et vannoverskudd, vanligvis betegnet som en ultrafiltrering, tilveiebringer egnet en anordning for fjerning av vann fra pasientens legeme, en funksjon som ellers ville vært utført av nyrene.

Anvendelsen av et redusert trykk i den kretsen hvor dialysatoppløsningen strømmer, slik det er beskrevet ovenfor, har raimidlertid visse spesifikke driftsulemper, ettersom en reduksjon av trykket på dialysatoppløsningen fra normalt atmosfærisk trykk til et lavere trykk, noe som lett kan utføres ved at dialysatoppløsningen føres gjennom en strømbegrensende anordning i nevnte strømkrets, lett kan forårsake en frigjøring av oppløselige gasser fra dialysatoppløs-ningen i form av bobler. En gjennomgang av en dialysatoppløs-ning inneholdende frigjorte gassbobler gjennom den krets hvor dialysatoppløsningen strømmer og selve dialysatoren, er i høy grad skadelig for funksjoneringen av dialysatorapparatet så vel som overfor effekten av dialysebehandlingen. I dialysatoren vil et nærvær av gassbobler nær masseoverføringsanordningen mellom dialysatoppløsningen og blodet i høy grad svekke masse-overf øringsprosessen og hvorved man får nedsatt hastigheten og graden av fjerning av giftstoffer fra det blod som skal behandles, hvorved man generelt svekker dialysebehandlingen.

I tillegg til dette kan gassboblene overføres fra dialysat-oppløsningen og over i det blod som skal_renses, og i dette kan gassboblene forårsake hemolyse og ellers skadelig påvirke en rekke blodbestanddeler såsom lipoproteiner. Videre vil et nærvær av gassbobler i dialysatoppløsningen i høy grad skadelig påvirke en rekke målemekanismer som karakteristisk er koplet inn i den krets hvorigjennom dialysatoppløsningen strøm-mer, og disse måleanordninger er innsatt for å få en skikkelig funksjonering på dialysesystemet. F.eks. vil en slik typisk dialysegjennomstrømningskrets vanligvis anvende et måleappa-rat for måling av ledningsevnen samt forskjellige anordninger for å sikre at ledningsevnen i dialysatoppløsningen er i passe balanse med det blod som skal behandles, fordi man ellers ville få et tap av verdifulle blodbestanddeler til dialysatoppløs-ningen på grunn av en diffusjon i dialysatoren. Slike måle-

og styreanordninger for oppløsningsevnen bruker vanligvis elektroder som er nedsatt i strømmen av dialysatoppløsning. Gassbobler som er tilstede i oppløsningen har en tendens til

å akkumulere seg på overflatene av elektrodene, slik at man hindrer en nøyaktig måling av den elektrolytiske ledningsevnen. På lignende måte vil vanligvis temperaturmålingsan-ordninger være plassert i strømmen av dialysatoppløsning for å sikre passende temperatur på denne, hvorved man hindrer en for sterk oppvarming eller avkjøling av blodet på grunn av en varmeutveksling med dialysatoppløsningen i dialysatoren, ettersom dette lett kan forårsake en hemolyse av blodet. Temperaturmålings- og styringsanordningene bruker vanligvis

små temperatursonder som er plassert i strømmen av dialysat-oppløsning. Gassbobler som er tilstede i oppløsningen som vil strømme forbi temperatursondene har en tendens til å akkumulere seg på overflaten av disse, hvorved man får falske signaler om temperaturen i oppløsningen.

De ovenfor nevnte problemer forbundet med fri-gjøringen av oppløselige gasser fra dialysatoppløsningen, er spesielt et problem i slike dialysesystemer hvor dialysatopp-løsningen går i en åpen krets, dvs. bare går en gang igjennom dialysatoren. Som nevnt tidligere vil et slikt system anvende en kilde for strømmende vann i kombinasjon med et fordelingssystem. Vann som flyter inn i et slikt system vil vanligvis inneholde betydelige mengder av oppløste gasser, dette kan være naturlig oppløst oksygen eller væaken kan være blitt" gjennomluftet under gjennomstrømningen gjennom vanlige vann-ledninger eller utette pakninger.

Problemet med frigjøring av oppløste gasser i slike systemer blir ytterligere forsterket ved at man ofte oppvarmer det vann som brukes i dialysatoppløsningen, noe som selvsagt frigjør mer oppløste gasser. Nevnte oppvarming ut-føres for å hindre som nevnt tidligere, en for sterk avkjøling av blodet på grunn av varmeveksling med dialysatoppløsningen i dialysatoren.

Det er følgelig en hensikt med foreliggende oppfinnelse å tilveiebringe effektive utluftningsanordninger for å fjerne oppløste gasser fra vannet før dette føres til for-de lingsanordninger hvor vannet og dialysatkonsentratet blandes i et forutbestemt forhold slik at man får fremstilt en passende dialysatoppløsning for hemodialysen.

Det er videre en hensikt ved foreliggende oppfinnelse å tilveiebringe slik utluftningsanordninger som også er kompakte og godt egnet for bruk i forbindelse med et bærbart hemodialysesystem.

Ander hensikter og fordeler ved oppfinnelsen vil fremgå av den etterfølgende beskrivelse. .Foreliggende oppfinnelse angår generelt utluftningsanordninger for å fjerne oppløste' gasser fra oppvarmet vann før dette føres til fordelingsanordninger for fremstilling av en passende dialysatoppløsning.

Oppfinnelsen tilveiebringer således et apparat som tilveiebringer en kontinuerlig strøm av vann ved forhøyet temperatur til hemodialysefordelingsanordninger hvor vann og et dialysatkonsentrat blandes i et forutbestemt forhold slik at man får fremstilt en passende dialysatoppløsning for hemodia lyse, og hvor nevnte apparat innbefatter anordninger for til-førsel av vann samt anordninger for oppvarming av vannet til en forhøyet temperatur.

Oppfinnelsen angår videre utluftningsanordninger

for å fjerne oppløste gasser fra det oppvarmede vann før dette føres til nevnte fordelingsanordning. Utluftningsanordningene innbefatter en første reservoartank som mottar det oppvarmede vann fra oppvarmingsanordningene, og hvor nevnte første reservoar har utventileringsanordninger som tillater en frigjøring av de oppløste gasser fra det vann som var oppvarmet, slik at man får fremstilt et delvis utluftet vann. Videre er det tilveiebragt en vakuumpumpe sammen med en ledning som forbinder første reservoar med inntaket på vakuumpumpen for derved å

kunne føre det delvis utluftede vann fra nevnte første reservoar til vakuumpumpen. Videre er det plassert justerbare strøm-begrensningsanordninger i ledningen for derved å kunne redu-

sere trykket på det delvis utluftede vann som føres gjennom ledningen, for derved ytterligere å kunne frigjøre gasser fra vannet og danne et såkalt lavtrykksvann, hvor de oppløste gasser er dispergert. Videre er det tilveiebragt en ledning som forbinder uttaket på vakuumpumpen fra hvilken det tas ut vann med høyere trykk og hvor de frigjorte gassbobler er disper-

gert. Videre er et annet reservoar forbundet med den annen ende på sistnevnte ledning som derved kan motta vannet med nevnte høyere trykk, og hvor nevnte andre reservoar også har

ventiasjonsanordninger som muliggjør en frigjøring av de dis-pergerte gassbobler fra nevnte vann, slik at man får fremstilt et endelig utluftet vann. Videre er det tilveiebragt anordninger for å overføre det endelig utluftede vann fra nevnte andre

reservoar til nevnte fordelingsanordninger.

Figur 1 viser et skjematisk blokkdiagram av et hemodialysesystem av den type som brukes i forbindelse med den foreliggende oppfinnelse. Figur 2 er en perspektivtegning av et hemodialysesystem av den type som er vist skjematisk på fig. 1. Figur 3 er et skjematisk diagram av et fordelingssystem som kan brukes i det apparat som er vist på fig. 1 og 2. Figur 4 er en planskisse av en dialysatoppløs-ningspumpe ifølge foreliggende oppfinnelse og som egnet kan

brukes i hemodialysesystemet vist på fig. 2.

Figur 5 viser et snitt gjennom dialysatoppløs-ningspumpen på fig. 4 sammen med de forbundne drivanordninger. Figur 6 viser et diagram av dialysatoppløsningens strømningshastighet i ml/min. avsatt som en funksjon av det negative trykk på dialysatoppløsningen i mm Hg, og som viser arbeidskurver for dialysatoppløsningsp.umpen på fig. 4 og 5

og en pumpe av tidligere kjent type.

Figur 7 viser et snitt av en. valseutforming som kan brukes i pumpen vist på fig. 4 og 5• Figur 8 er et annet snitt gjennom en annen valseutforming som også kan brukes i pumpen på fig. 4 og 5• Fig. 1 viser et skjematisk blokkdiagram av et hemodialysesystem av den type som kan brukes i forbindelse med foreliggende oppfinnelse. I dette systemet er pasienten 118 forbundet med en lukket blodstrømkrets som er dannet av blodstrømsrørsegmentene 119 og 121 med dialysatoranordnlngen 112 som kan være av enhver hensiktsmessig type, f.eks. av typen med parallelle plater eller med hule fiberBunter. Blod med forurensninger tas ut fra pasienten ved hjelp av en arteriefistula, kanyle eller annet rør (ikke vist] og over-føres via rørsegmentett119 til den peristaltiske blodpumpen 120 som er plassert foran dialysatoren 112. Ved hjelp av blodpumpen 112 vil blodet med urenheter peristaltisk pumpes gjennom den ovenfor beskrevne strømkretsen. Blodpumpen 120

kan være av f.eks. den type som er beskrevet i US patent-

søknad nr. 720.672 innsendt 7. september 1976 av J.T. Hutchisson. Hastigheten på den peristaltiske blodpumpen kan hensiktsmessig reguleres ved hjelp av en motorhastighetskontrollanordning som er koplet til pumpen, slik at man oppnår den forønskede og nødvendige strømningshastighet av blod gjennom blodkretsen, f.eks. ca. 200 ml/min.

Etter å ha pumpet blodet med forurensninger gjennom den peristaltiske blodpumpen 120, føres blodet via ledning eller slange 119 gjennom dialysatoren 112 i et indirekte masseoverføringsdialyseringsforh.old med dlålyse-oppløsningen som tilføres dialysatoren i ledning eller slange 109. Som nevnt tidligere kan dialysatoranordnlngen hensiktsmessig være av den type hvor man har parallell strøm gjennom en hul fiberbunt, hvor det blod som skal renses føres inne i de hule fibrene i motstrøm med dialysatoppløsningen som strømmer omkring fiberbunten langs de ytre overflater av de enkelte hule fibrer. Det rensede blodet returneres fra dialysatoranordnlngen til pasienten via rør eller slange 121. Blodreturledningen har en luftlekkasjedetektor 122 som kan indikere et nærvær av eventuelle gassbobler i det blod som returneres til pasienten. Detektoranordningen 122 kan hensiktsmessig være koplet til en eller_annen visuell skjérm-anordning eller lysalarmanordning slik at man kan gjøre pasienten oppmerksom på et nærvær av gassbobler i den blod-strøm som returneres til ham, og i tillegg kan detektoranordningen være operativt koplet med stengeanordninger (ikke vist) som funksjonerer slik at man stenger returblodet i ledning 121 når luft påvises i blodet, slik at man hindrer at eventuell gass i blodet returneres til pasientens kropp.

Som vist på fig. 1 er hemodialysesystemet adskilt i tre enkeltdeler, hver omgitt av en stiplet linje og som representerer en diskret modul av hele hemodialysesystemet. Del "C" på fig. 1 representerer hemodialysemodulen for hele hemodialysesystemet. Delene "A" og "B" representerer alter-native kilder for dialysatoppløsning for hemodialysemodul "C". Del "A" representerer en modul hvor man bruker resirkulering, og denne innbefatter en dialysatoppløsningsbeholder eller

-tank 123 utstyrt med tilførselssgog returledninger 124 og 125 henholdsvis. Som vist på tegningen vil inntaks- og retur-ledningene i denne modulen være forbundet med det strømsystem som er angitt i modul "C" ved hjelp av anordningene 100 og 101. På denne måten danner man en lukket dialysatoppløsningsstrøm-krets hvor dialysatoppløsningen fra beholderen 123 føres via ledning 124 over i ledning 102 for videre strøm gjennom dialysatoren 112. Dialysatoppløsning anriket på urenheter fra blodet tas ut fra hemodialysemodul "C" i ledning 117 som via koplingsanordninger 100 fører blodet over i.';ledning 125 for fcetur av oppløsningen til beholder 123. Alternativt kan man ha en modul "B" som kan koples til modul "C", hvorved man får en åpen enkeltstrømkrets av dialysatoppløsning. For-delingsmodul "B" innbefatter et fordelingssystem 12.6 som mottar en kontinuerlig strøm av vann i ledning 129 fra egnede

anordninger. I fordelingssystem 126 vil vann fra ledning 129 og et dialysatkonsentrat som tilføres systemet fra ledning 128 som kommer fra en dialysatkonsentratbeholder 127, blandes i et forutbestemt forhold slik at det fremstilles en dialysatoppløsning for hemodialyse, og denne føres over i modul "C" via ledning 130. Ledning 130 er egnet koplet til ledning 102 i nevnte modul "C" ved hjelp av koplingsanordninger 101. I dette enkeltkretssystemet kan uttaket 117 på dialysatoren egnet koples med et avfalls.system av en eller annen ordning. Ved å tilveiebringe separate tilførselsan-ordninger for dialysatoppløsning, det enten være seg en åpen eller lukket krets, gjør at apparatet langt lettere lar seg anvende for forskjellige brukere, spesielt hvis de respektive moduler "A", "B" og "C" er utformet slik åt de lett kan bæres, ettersom modul "B" kan brukes hvor det eksisterer egnet vann-kildeanordninger, mens den del hvor man bruker resirkuiasjon, ellers kan brukes.

Enten man bruker tilførselsmodul "A" eller "B",

så vil såriften av den strømkrets som er forbundet med hemodialysemodul "C" være den samme. Dialysatoppløsning som føres inn via ledning 102 føres til oppvarmingsanordninger 103 hvor oppløsningen oppvarmes hvis det er ønskelig, til ca. 37°C. En slik oppvarming utføres for å gi oppløsningen en passe temperatur slik at man hindrer en for sterk oppvarming eller avkjøling av blodet ved varmeveks lingen med dialysat-oppløsningen og for å hindre hemolyse. Varm dialysatoppløs-ning strømmer fra oppvarmingsanordningene 10 3 til temperaturmåler 104.

I nevnte temperaturmåler 104 måles temperaturen på dialysatoppløsningen, samtidig som det er tilveiebragt anordninger for å overføre dialysatoppløsningens temperatur til et transmitterbart signal. Dette temperatursignalet overføres ved hjelp av egnede overføringsanordninger til en temperaturkontrollkrets, som sammenligner temperatursignalet med en fast verdi og utvikler et resulterende kontrollsignal som overføres ved hjelp av egnede signaloverføringsanordninger til oppvarmingsanordning 103 slik at man får den nødvendige oppvarming for å opprettholde den tidligere satte verdi. På denne måten vil oppvarmingshastigheten av dialysatoppløsningen ved hjelp av nevnte oppvarmingsanordninger justeres i forhold til den temperatur som måles i måler 104, slik. at man til enhver tid har en forutbestemt temperatur på dialysatoppløs-ningen .

I tillegg til den kontrollfunksjon som man har

i måler 104, så kan signalene også brukes for å vise temperaturen visuelt på en skjerm, eller knyttes til et lydalarmsystem hvis temperaturen overstiger visse grenser.

Fra temperaturmåler 104 vil—oppløsningen føres til måler 105 hvor man måler ledningsevnen i blodet. I nevnte måler 105 er det tilveiebragt anordninger.for å måle elektro-lyttledningsevnen i dialysatoppløsningen sammen med anordninger for å omdanne den målte verdi på ledningsevnen til et overførbart signal. Dette kan ved hjelp av andre anordninger overføres til en passende visuell skjerm hvor man kan få angitt den målte ledningsevne. En slik undersøkelse av ledningsevnen er ønskelig for å sikre at dialysatoppløsningen har passende nivå med hensyn til salinitet og andre elektrolyttegenskaper, slik at vitale komponenter i blodet ikke går tapt til dialysat-oppløsningen ved ionediffusjon over masseoverføringsover-flatene i dialysatoren.

Fra ledningsevnemåler 105 vil dialysatoppløsningen føres gjennom en negativ trykkregulator/strømregulerings-anordning 106. Denne anordning har muligheter for å justere det negative trykk samt å måle dette. Som angitt tidligere brukes det etnnegativt trykk på dialysatoppløsningssiden under masseoverføringen i dialysatoren for å få frembragt en vannfjerning fra blodet ved ultrafiltrering. Det negative trykk på dialysatoppløsningen kan justeres i anordning 106, f.eks. ved hjelp av en elliptisk strømventil eller en nåle-vent il som regulerer nevnte negative trykk og regulerer strømmen av dialysatoppløsning gjennom strømkretsen.

Plassert etter nevnte negative trykkregulator-anordning 106 er det måleanordninger 107 for nevnte trykk. Denne måleanordning kan egnet innbefatte en måler for et negativt trykk som er forbundet med en visuell skjerm hvor man kan få avlese trykket, direkte. Denne negative trykkmåler kan også drives sammen med nevnte negative trykkjusterings-anordning 106, hvorved det negative trykk på dialysatoppløs- ningen kan holdes på et forutbestemt nivå.

Dialysatoppløsningen som tas ut fra trykkmåleren 107 føres i ledning 108 til ledning 109 og fra denne gjennom selve dialysatoren 112. I denne føres dialysatoppløsningen i indirekte masseoverføringsforhold med blod inneholdende urenheter som strømmer gjennom dialysatoren fra blodstrøm-kretsen som består av blod i ledningen 119 og 121. Som et resultat av masseoverføringen i nevnte dialysator vil urenheter fra blodet overføres til dialysatoppløsningen som så føres vekk i ledning 113. Fra denne vil dialysatoppløsningen føres i ledning 114 til blodlekkasjedetektor 115. Denne detektor inneholder anordning for å påvise et eventuelt blod i dialysatoppløsningen, samt anordninger for å overføre en eventuell blodlekkasje til et transmitterbart signal. Sig-nalet kan eventuelt overføres ved hjelp av egnede anordninger til en visuell skjerm eller et lydalarmsystem. Denne blod-flekkas j edet ektor er tilveiebragt for å sikre at det bare skjer en direkte masseoverføring, dvs. en overføring ved diffusjon og osmose over dialysatorens overføringsdeler, dvs. at.det ikke opptrer noen direkte lekkasje mellom de respektive væsker i dialysatoren.

Etter gjennomgang i blodlekkasjedetektoren 115 pumpes dialysatoppløsningen ved hjelp av den peristaltiske pumpen 116 som funksjonerer slik at dialysatoppløsningen føres videre gjennom strømkretsen, og den resulterende pumpede dialysatoppløsningen tas ut fra modul "C" i ledning 117.

I ovenfor beskrevne strømkrets er det tilveiebragt en sidegren 110 hvor det er tilveiebragt regulerings-anordninger 111. Hensikten ved dette arrangement er eventuelt å kunne avlede dialysatoppløsningen fra ledning 108 og over i ledning 114 slik at en del av oppløsningen går utenom dialysatoren 112. Regulatoranordningene 111 er arrangert og konstruert slik at dialysatoppløsningen avledes gjennom ledning 110 og går utenom dialysatoren 112 bare når dialysat-oppløsningen ikke er egnet for dialyse. For å oppnå dette vil vanligvis regulatoranordningene 111 være koplet til en eller flere av temperaturmålerne 104, ledningsevnemåleren 105, trykkmåleren 107 og blodlekkasjedetektoren 115, slik at dialysatoppløsningen avledes når den har en eller flere egenskaper som overstiger tillatte grenser eller når blod-, lekkasje påvises i detektoren 115.

Fig. 2 viser en perspektivskisse .av et kompakt: bærbart hemodialysesystem av den type som er vist på fig. 1. Tilsvarende systemelementer har samme nummerering på fig. 1 og 2.

Som vist på fig. 2 er hemodialysemodul "C" plassert i en koffert lignende kasse. Denne består av en øvre og nedre del som er hengslet sammen, og når__apparatet ikke er i bruk så holdes øvre og nedre del sammen ved hjelp av et passende låsearrangement (ikke vist). Når apparatet er lukket, vil det være meget kompakt, og kan f.eks. måle 50 cm i lengde, 30 cm i bredde og 15 cm.i høyde. I praksis vil selve kofferten være utformet av et lettvektsmateriale såsom aluminium, slik at vekten av apparatet holdes tilstrekkelig lavt til at det lett kan bæres, f.eks. i en størrelsesorden av 10 kg.

Selve apparatet-- er utformet slik at det kan drives ved hjelp av vanlig 120/220 volts vekselstrøm, noe som tilføres apparatet ved hjelp av ledning l80 som føres inn i apparatets nedre del. I denne nedre del vil den energi som er nødvendig for å drive de forskjellige måleinstrumenter og lyssignalsystemer tas ut ved hjelp av en likestrømskllde som er plassert like under topplaten på den nedre delen.

Som vist er apparatet plassert på en kasse 193» Fordelingssystemet 126 er plassert på en høyereliggende hylle, og dialysatkonsentratbeholderen er plassert på gulvet ved siden av kassen 193. Sammen med hemodialysesystemet har man resirkuleringsanordninger for dialysatoppløsningen, og denne innbefatter en beholder 123 samt tilførsels- og returledninger 124 og 125 henholdsvis. Beholderen 123 er plassert på en liten trilleanordning 170 slik at den lett kan bæres eller transporteres.

Blodstrømkretsen på fig. 2 består av lednings-segmentene 119, 172, 176, 173 og 121 som kan være av en vanlig type, f.eks. fremstilt av transparent polyvinylklorid, polyuretan eller en silikonelastomer. Urent blod tas ut fra pasienten f.eks. ved hjelp av en arterio-vene fistula og føres via ledning 119 til den peristaltiske blodpumpen 120, som kan være av den type som f.eks. er beskrevet i US patent-søknad nr. 720.672 innsendt 7. september 1976 og innsendt av J.T. Hutchisson. Peristaltisk pumpet blod fra blodpumpen 120 føres via ledning 172 til arteriedråpekammeret 177-Trykket i dette kammer måles ved hjelp av en overføringsledning 178 som forbinder kammeret 177 med måleanordninger 179- Fra nevnte kammer føres blodet i ledning 176 gjennom dialysatoren 112. Denne kan egnet være av den typen hvor man har parallelle hule fibrer og kan f.eks. ha 1,5 m 2 overflateareal for mem-branmasseoverføring. I dialysatoren vil urenheter i blodet såsom urea, urinsyre og kreatin diffundere fra blodet gjennom membranen og over i dialysatoppløsningen. Vannfjerning fra blodet utføres ved hjelp av ultrafiltrering, noe som frem-bringes ved å bruke opptil et negativt trykk på 350 mm Hg på dialysatoppløsningssiden av membranen, og opptil en total trykkforskjell mellom de to sidene på 500 mm Hg. Typisk vil fra 1 til 2 liter vann bli fjernet under dialysebehandlingen.

Fra dialysatoren 112 som er passende plassert

på siden av apparatet ved hjelp av en bøyle og en stang, vil det rensede blodet strømme i ledning 173 til venedråpekammeret som har anordninger 122 for påvisning av luftlekkasjer, og disse anordninger tjener til å kunne påvise et eventuelt nærvær av gassbobler i det blod som strømmer gjennom venedråpekammeret. Det er en overføringsledning 174 fra venedråpekammeret til venetrykkmåler 175 som følgelig måler trykket i venedråpekammeret. Fra nevnte kammer vil det rensede blod returneres til pasienten i ledning 121.

Dialysatoppløsningsstrømkretsen som er vist på fig. 2 kan enten være en åpen krets (dvs. en enkelt gjennomgang for strømmen) eller en lukket krets, enten man bruker porsjonsresirkuleringsbeholder 123 eller fordelingssystemet 126 som en kilde for dialysatoppløsningen. På fig. 2 er systemet 126 vist operativt forbundet med hemodialysemodul "C", slik at dette i dette tilfelle er tilpasset en åpen krets, dvs. en enkelt gjennomgang av dialysatoppløsningen.

I dette arrangement vil dialysatoppløsningsstrømkretsen

bestå av ledningene 130, 109, 114 og 117, som også kan være fremstilt av vanlig kjent materiale, f.eks. polyvinylklorid, polyuretan eller silikongummi.

Fordelingssystemet 126 for denne type gjennomgang av dialysatoppløsningen, er beskrevet mer i. detalj i det etterfølgende, og er tilveiebragt i et lite lukket apparat. Systemet er utformet slik at det kan drives på vanlig 120/220 volts vekselstrøm, noe som tilføres systemet ved hjelp av ledning 194 som føres inn i apparatet på baksiden. Vann^til-veiebringes systemet Igjennom ledning 129 som kan være koplet med vanlige kjente vanntilførselsanordninger, f.eks.

en vanlig spring eller lignende. Dialysa-tkonsentrat tilveie-bringes systemet fra beholder 127 og strømmer fra denne gjennom ledning 128 til systemet 126 for der å bli blandet i et forutbestemt forhold med vann fra ledning 194 slik at det fremstilles dialysatoppløsning for hemodialyse. Dialy-satoppløsningen tas ut fra systemet 126 i ledning 130. Fra ledning 130 føres oppløsningen gjennom en rekke måle- og kontrollanordninger slik det tidligere er beskrevet i forbindelse med fig. 1, og er forbundet med en uttakbar dialysat-oppløsningsmanifold 171. Denne kan egnet være konstruert slik det f.eks. er beskrevet i US patentsøknad nr. 720.673 innsendt 7. september 1976 av J.T. Hutchisson. Etter at dialysat-oppløsningen er ført gjennom en rekke måle- og kontrollanordninger som er forbundet med dialysatmanifolden 171, føres oppløsningen gjennom ledning 109 til dialysatoren 112 for masseoverføring av urenheter fra blodet til oppløsningen.

Den brukte oppløsningen tas ut fra dialysatoren 112 i ledning 114 og føres til den peristaltiske dialysatoppløsningspumpen 116 som er mer detaljert beskrevet i det etterfølgende. Fra pumpe 116 føres oppløsningen ut av systemet gjennom ledning 117. Som nevnt tidligere kan ledning 117 egnet være koplet med et sluk eller andre anordninger for å ta imot den urene dialysatoppløsningen.

Hvis man har en lukket krets for dialysatopp-løsningen og bruker en resirkulasjon, så føres oppløsning fra beholder 123 gjennom ledning 124 og føres inn i dialysatmanifolden 171 istedenfor gjennom den tidligere beskrevne ledning 130 som sto i forbindelse med systemet 126. For retur av oppløsning til beholder 123, kan ledning 117 være koplet ved hjelp av passende anordninger (ikke vist I til returledning 125 som går ned i beholderen 123. På denne måten vil oppløsningen fra beholder 123 tas ut igjen via ledning 124 og strømmer altså gjennom dialysatoppløsnings-strømkretsen forbundet med hemodialysesystemet "C" på samme måte som beskrevet tidligere i forbindelse med systemet 126, men denne gangen slik at den brukte dialysatoppløsning returneres via ledning 117 og 125 til beholderen 123.

På den øvre del av apparatet er det tilveiebragt en serie kontrollys 190 som indikerer systemets tilstand på ethvert gitt tidspunkt. Det øverste lys—i serien er grønt og vil lyse når alle bestanddeler av systemet funksjonerer innenfor de tillatte grenser. Det laveste lyset i serien slås på når dialysatoppløsningen går utenom selve dialysatoren slik det er beskrevet tidligere i forbindelse med fig. 1, på grunn av at en eller flere av de målte egenskaper på opp-løsningen ligger utenfor de tillatte grenser. De gjenværende lysene er varsellys som slås på når en av de målte egenskaper for dialysatoppløsningen ligger utenfor de tillatte grenser. Det er tilveiebragt lys for temperatur, ledningsevne, vene-trykk som måles ved hjelp av trykkmåler 175, arterietrykk som måles av trykkmåler 179»dialysatoppløsningens negative trykk, blodlekkasje over i dialysatoppløsningen og luft-lekkasje eller nærvær av gassbobler i blodstrømmen. Måle-anordningene i systemet er også slik koplet at det samtidig slås på et lydalarmsystem 189 når en eller flere av de målte parametrer går utenfor de tillatte grenser.

Også plassert på det øvre panelet er en rekke brytere 188. Den øverste bryteren er en lydalarmoverbryter, som når den tilsvarende panelknappen er trykket inn, vil slå av alarmanordningene 189. Den neste bryteren er en alarm-overbryter, som når den trykkes inn vil slå av blodlekkasje-og luftlekkasjealarmene. Den neste bryteren er passende opplyst for å indikere normal funksjonering av systemet. Dennnederste bryteren har to posisjoner som regulerer en temperatur for oppvarming av dialysatoppløsningen. De to stillingene på denne bryteren tilsvarer en oppløsningstempe-ratur på 36,8°C og på 38°C som regulerer oppvarmingshastigheten for dialysatoppløsningen ved hjelp av oppvarmingsanordninger som erpplassert i dialysatmanifolden. Disse anordninger regulerer oppløsningens temperatur til det gitte nivå. Under normale driftsbetingelser vil man ha bryteren i stilling som tilsvarer 36,8°C, hvis temperaturen i rommet faller under vanlig romtemperatur, vil man sette bryteren på 38°C for å opprettholde blod som føres i indirekte varmevekslingsforhold med dialysatoppløsningen i dialysatoren på passelig normal kroppstemperatur.

Plassert inntil lydalarmen 189 og sikkerhets-kontrollbryterne 188 på panelet på den øvre del av apparatet, er det tallskiver 191 og 192. Den øvre-tallskiven 191 gir en kontinuerlig måling av venetrykket slik dette måles av trykkmåler 175. Den nedre skiven 192 er koplet med de respektive "kontrollanordninger for temperatur, ledningsevne, negativt trykk og blodarterietrykk, og den spesielle parameter man ønsker å kontrollere kan velges ved hjelp av bryter l8l som er plassert på toppanelet av apparatets nederste del. Seriene 18.1 er hver for seg individuelle brytere hvor man

kan velge hver av de forannevnte parametrer, slik at man ved å trykke ned en passende knapp.forbundet med bryter l8l starter overføring.av et signal fra de måleanordninger som er forbundet med denne spesifikke parameter, hvorved den målte verdi øyeblikkelig overføres til skive eller skjerm. 192.

Plassert direkte over bryterne l8l er en gruppe på fire brytere 182. Disse bryterne innbefatter blant annet en bryter for å sette på dialysatoppløsningspumpe 116, en bryter for å justere de satte grenser for de målte parametrer, noe som kan brukes for å unngå at man påsetter både lyd- og lysalarmene under oppvarming og oppstarting av systemet, en bryter som når den trykkes ned, angir de gitte punkter for de forskjellige målte og regulerte driftspara-metrer for normal dialysedrift, samt en bryter som deakti-verer de forskjellige måle- og kontrollanordninger, som f.eks. kan brukes når systemet renses.

Plassert ovenfor de nevnte brytere er en blod-pumpehastighetsreguleringsanordning 183 som er koplet sammen med en variabel motorhastighetsreguleringsanordning som ved hjelp av drivanordninger er koplet sammen med blodpumpedelen 120 for rotasjon av denne, f.eks. med hastigheter varierende fra 50 til 400 omdr./min. Videre er det en sikring 187, en kalibreringsenhet 184 for ledningsevnemåleren som brukes for å justere ledningsevneavlesningen på den numeriske skjermen 192 for å kalibrere ledningsmålingssystemet med hensyn til en referanseopplysning med kjent elektrolyttledningsevne,

en spenningsmåler 185 som indikerer den spenning som går inn i systemet gjennom ledning 180, samt kalibreringsanordninger 186 for blodlekkasjedetektoren, og denne kan brukes for å justere det nivå detektoren begynner å påvise et nærvær av blod i den dialysatoppløsning som strømmer gjennom den del""

av kretsen som er etter dialysatoren 112.

Fig. 3 er et skjematisk blokkdiagram av et fordelingssystem 126 som kan brukes i forbindelse med det system som er vist på fig. 1 og 2. Vann fra en egnet kilde såsom vanlig springvann føres inn i systemet 126 gjennom ledning 129. Før vannet tilføres systemet kan det være underkastet filtrering, deionisering eller omvendt osmose for å fjerne uønskede bestanddeler fra vannet (disse anordninger er ikke vist). Egnede anordninger for gjennomføring av de forannevnte vannbehandlingstrinn er velkjente og utgjør ingen del av den foreliggende oppfinnelse.

Vann som strømmer inn i systemet 126 gjennom ledning 129 føres først gjennom en trykkstengingsventil 150 som er slik tilpasset at den stenger vannstrømmen gjennom ledning 129, hvis vanntrykket overstiger en forutbestemt øvre grense eller synker under en forutbestemt nedre grense. Denne ventilen er av vanlig type, og egnede øvre og nedre grenser kan f.eks. være 7 og 1,3 kg/cm 2 henholdsvis. Disse grenser er brukt for å unngå en eventuell skade på systemet på grunn av enten for høyt trykk eller for lavt vanntrykk.

Fra ventil 150 vil vannet gå gjennom en strøm-reguleringsventil 151 som funksjonerer slik at den opprettholder en konstant vannstrøm i ledning 129. Denne kontroll-enheten kan f.eks. være slik at den opprettholder en konstant trykkforskjell over en reguleringsventil. I denne regulerings-mekanismen kan f.eks. en indre diafragmapåvirket reguleringsventil plasseres slik at den påvirkes av trykket i den til-strømmende væske på den ene side og på den annen side av væskens trykk og eventuelle fjæranordninger. På denne måten vil variasjoner enten i trykket på oversiden eller nedsiden av ventilen forstyrre de balanserende krefter på diafragmaet, hvorved kontrollventilen vil åpne seg eller lukke seg alt etter behov slik at det opprettholdes en fast trykkforskjell over reguleringsventilen. Under drift vil reguleringsventilen settes slik at den tilfører en vannmengde på mellom 500 og 600 ml vann pr. minutt i ledning 129. En egnet strøm-reguleringsenhet for dette formål er f.eks. Brooks Model Series 8800 som fremstilles av Brooks InstrumentaDivision

of Emerson Electric Company, Hatfield, Pennsylvania.

Vannet i ledning 129 føres så til varmeelementet 152, hvor temperaturen heves til ca. 32,5°C. Varmeelementet kan være av enhver hensiktsmessig.type for dette formål.

Som nevnt tidligere må dialysatoppløsningen som føres gjennom dialysatoren ha nokså nær normal kroppstemperatur på 37°C

for å unngå en for sterk oppvarming eller avkjøling av blodet ved en varmeoverføring i dialysatoren. Følgelig må vannet i ledning 129 oppvarmes til et nivå som nærmer seg, men som er noe lavere enn den temperatur som til slutt er ønskelig for dialysatoppløsningen som dannes ved å blande vann og dialysatkonsentrat. På denne måten vil den dialysatoppløsning som føres ut av fordelingssystemet bare kreve liten grad av ytterligere oppvarming i dialysemodul "C" på fig. 1 og 2.

Av denne grunn kan man redusere størrelsen på de oppvarmingsanordninger som brukes i modul "C" for å oppvarme dialysat-oppløsningen. For å få en effektiv utnyttelse i varmeelement 152 kan denne hensiktsmessig være en varmeveksler hvor vannet i ledning' 129 føres i indirekte varmevekslingsforhold med brukt dialysatoppløsning fra dialysatoren som føres gjennom ledning 117, hvorved man innvinner varmen fra den brukte dialysatoppløsningen. Et slikt varmevekslerarrangement vil nedsette til et minimum den energi som er nødvendig for å heve temperaturen på det innstrømmende vann til den forønskede temperatur, hvorved man kan bruke en relativt liten varme-anordning i fordelingssystemet.

Det vann som tilføres fordelingssystemet i ledning 129 vil vanligvis inneholder medført og oppløste gasser, dette kan være et resultat av en gjennomluftning og innføring av gass i lekkasjer i vanntilførselsrørene og i forskjellige koplinger. Ettersom temperaturen på vannet i ledning 129 heves ganske betydelig, f.eks. fra 2 til 32,5°C, så vil gasser som eventuelt var oppløst i det vann som ble ført inn gjennom ledning 129 bli frigjort fra det vann-som forlater varmeelementet 152, noe som skyldes at gassers oppløselighet i væsker vanligvis synker som en funksjon av temperaturen.

Som et resultat av dette vil det oppvarmede v;ann som forlater varmeelementet 152 inneholde en betydelig komponent av frigjorte gasser.

Vanligvis vil et nærvær av gasser i dialysat-oppløsningen som føres til dialysatoren _i_ vesentlig grad svekke sikkerheten og effektiviteten ved hemodialysebehand-lingen. Følgelig vil fordelingssystemet 126 være tilveiebragt med utluftningsanordninger for å fjer oppløselige gasser fra det oppvarmede avann før dette føres videre. Fra varmeveksle-ren 152 vil det oppløste vann inneholdende frigjorte gasser bli ført over i ledning 129 i en mengde på f.eks. 550 ml/min., en temperatur på fra 30 - 35°C og et trykk fra 1,5 - 7 kg/cm<2>og føres deretter til første lagringstank 153. Denne tanken har et volum på fra 150 - .400 ml og kan egnet være et sylindrisk kar som har en diameter på 5 cm og en høyde på ca. 17,5 cm. Tanken 153 er utstyrt med utventileringsanordninger såsom ventil 154 hvor man kan slippe ut frigjorte gasser fra det oppvarmede vann, hvorved man får dannet et delvis utluftet vann. I tillegg til å tjene som utluftningsventil for frigjorte gasser, så kan oventil 154 også funksjonere som et overløp for å holde væskenivået i tanken under? et forutbestemt nivå. For dette formål kan f.eks. ventil 154 være plassert ca. 13 cm over bunnen på tanken. I forbindelse med sin funksjon som et overløp kan ventilen 154 være utstyrt med en tilbakeløpsventil (ikke vist) for å hindre tilbakeløp av vann inn i første tank 153-

Under drift vil strømreguleringsanordning 151 være satt slik at den gir en vannstrøm som er fra 10-20 % over det som er nødvendig i dialysatoppløsningsstrømkretsen. Således kan strømreguleringsventil 151 være justert slik at vannstrømmen i ledning 129 settes på 550 ml/min., slik at overskuddet av væske er opptil 40 ml/min. og dette kan renne ut via ventil 154. Hensikten med å tilveiebringe et mindre overskudd av oppvarmet vann til første tank 153 er å sikre at det alltid er tilstrekkelig vann i denne tanken under drift. Uten tilførsel av et overskudd måtte strømmen av oppvarmet vann til første tank tilsvare vannstrømmen i dialysat-oppløsningskretsen, og dette vil i praksis være vanskelig å oppnå. Ved at man tilveiebringer et overløp for å holde væskenivået i første reservoar under et forutbestemt nivå, og ved å tilføre et 10-20 % overskudd av vann til tanken, så

vil dette overskudd muliggjøre en tilsvarende 10-20 % variasjon av strømningshastigheten på dialysatoppløsningen som ved hjelp av pumpeanordningene føres rundt i_dialysatoppløsnings-strømkretsen. På denne måten vil variasjoner i strømmen av dialysatoppløsrisbngen fra pumpen i nevnte krets kunne justeres ved at man alltid' er sikret en full tilførselstank for dia-lysatoppløsning. Ikke desto mindre så vil det i visse ut-førelser av foreliggende oppfinnelse være mulig å tolerere variasjoner i strømningshastigheten av dialysatoppløsning i hemodialysesystemet, slik at et overskudd av væske til tank 153 og bruken av et overløp 154 ikke er nødvendig.

Delvis utluftet vann fra tank 153 føres ut av denne gjennom ledning 155. Denne ledning har justerbar strømbegrensningsanordninger 156 for eventuelt å redusere trykket på det delvis utluftede vann som renner gjennom ledningen, for derved ytterligere å få frigjort gass og for å danne lavtrykksvann hvor den frigjorte gassen er dispergert. Egnede anordninger for strømbegrensning for dette formål er en Neutrol nålventil, 3 mm i størrelse, EPL 10B som fremstilles av DeUitrol Corporation, Bellwood, Illinois.

Disse anordninger justeres slik at man får et betydelig trykkfall i væsken, f.eks. til 600-750 mm Hg idet væsken kommer ut av nevnte begrensende anordninger, noe som mulig-gjør en vannstrøm i ledning 155 på fra 600-750 ml/min. Hensikten med nevnte anordninger 156 er å redusere trykket

i den væske som strømmer i ledning 155 er å delvis sette væsken under vakuum og derved få frigjort ytterligere mengder av oppløselige gasser. Etter de begrensende anordninger 156 er en vakuumjusterende anordning 157 som egnet kan innbefatte en avanlig vakuumventil. Slike måleanordninger gjør at trykket på vannet fra nevnte anordninger lett kan bestemmes, slik at man kan utføre eventuelle justeringer i anordninger 156 slik at man holder trykket i væsken på

et forutbestemt nivå.

Enden på ledning 156 er festet til inntaket på en vakuumpumpe 152. Slik begrepet brukes h.er forstår man med en vakuumpumpe en positiv forskyvningspumpe som er tilpasset slik at den kan operere fra et vakuum, dvs. at den kan motta væske ved trykk som ligger under normalt atmosfære-trykk, og pumpe væsken videre med høyere trykk. Pumpe 158

er fortrinnsvis av en type som er magnetisk koplet og således lekkasjesikker og heller ikke forurenser—det vann den pumper. En egnet pumpe er modell 12-50-316 pumpe som fremstilles av Micropump, Incorporated, Concord, California. Som nevnt

vil pumpe 158 operere i delvis vakuum og pumpe 600-750 ml vann pr. minutt ved et trykk på f.eks. 7^0 mm Hg negativt trykk i den væske som føres inn på pumpens innløpsside. Fra et innløpstrykk på fra 600-750 mm Hg vil væsken i pumpe 158 bli satt under et trykk som tilsvarer ca. normalt atmosfære-trykk. En ledning 159 er festet til utløpsenden på vakuumpumpe 158 for videreføring av vannet hvor den frigjorte gassen er dispergert. En ny reservoartank 160 er festet til den annen ende av ledning 159 for mottak av dette vann. Denne tanken er også utstyrt med ventilasjonsanordninger for uttak av den frigjorte gassen, hvorved man får fremstilt totalt utluftet vann. Ventilasjonsanordningene kan egnet innbefatte et ventilasjonsrør 167 fra reservoaret, og i denne kan man plassere en manuelt lukkbar ventil 168.

Tank 160 kan være av samme størrelse som tank 153 s slik at også annen tank vil være et sylindrisk kar ca. 5 cm i diameter og ca. 17,5 cm i høyde. Skjønt første tank 153 og tank 160 kan være tilveiebragt som separate tanker,

så kan de også være plassert konsentrisk hvor en mindre annen reservoartank er plassert inne i en første reservoartank. En slik konsentrisk plassering vil gjøre at fordelingssystemet 126 kan gjøres relativt lite og kompakt. Fra nevnte andre tank 106 vil det utluftede vann gjennom ledning 162 b/li over-ført til fordelingsanordninger.

For å bedre fjerningen av oppløste gasser i de ovennevnte anordninger, er det tilveiebragt en ledning l6l som forbinder tank 150 med tank l6Q, og hvorigjennom man kan resirkulere en del av det utluftede vann fra nnen tank til første tank. En slik resirkuleringsledning er ikke et vesent lig trekk ved utluftningssystemet, men det er ønskelig å bruke den i praksis for å bedre fjerningen av oppløselige gasser i utluftningssystemet. Som nevnt tidligere kan vannstrømmen i ledning 155 være fra 600-750 ml/min., og dette vil følgelig også være vannstrømmen i' ledning 159, mens man gjennom ledning l6l kan resirkulere fra 20-50 % av det vann som tilføres tanken l60. Den strøm av utluftet vann som således tas ut fra annen reservoartank, kan f.eks. være av størrelses-orden på 510 ml/min. Evis man bruker en^resirkuleringsledning l6l så vil strømningshastigheten på vann i ledning 159 være større enn det som er nødvendig for uttak av utluftet vann gjennom ledning 162, idet vannstrømmen gjennom ledning l6l alltid går fra amen reservoartank l60 til første tank 153-Som.nevnt tidligere vil ca. 20-50 % av det vann som føres inn i tanken l60 bli resirkulert til tank 153, og vannet vil så bli resirkulert gjennom hele systemet på ny slik at en ny utluftning kan foregå før vannet vender tilbake til tank l60.

Både tank 153 og tank l6o utventileres til atmos-færen, men tank l60 er utstyrt med en lukkbar ventil, f.eks. en manuelt lukkbar ventil 168 som er plassert i utluftnings-rør 167. Tilveiebringelse av en lukkbar ventil er meget ønskelig ettersom dette muliggjør en uttapping av første og annen tank når fordelingssystemet er ute av drift. En uttapping utføres ved å tømme tanken l60 og deretter tank 153.

For å utføre denne tapping vil man lukke den manuelt lukkbare ventilen 168 i ledning 167, hvoretter man stenger vannet i ledning 129 sammen med vakuumpumpe 158, samtidig som man opprettholder pumpeanordningene for dialysatoppløsning i strømkretsen for denne oppløsning. Ved at denne pumpen er i drift, .vil wæskeinnholdet i tank 160 bli tatt ut gjennom ledning 162. Når annen tank blir tømt, vil væsken i første tank bli dratt over i annen tank via ledning l6l på grunn av den trykkforskjell som oppstår mellom tankene.

Via ledning 162 vil det utluftede vann fra tank l60 bli ført inn i blandeventilen 163. I. denne vil det utluftede vann bli blandet med dialysatkonsentrat i et forutbestemt forhold slik at det dannes en egnet dialysatoppløs-ning for hemodialyse. Dialysatkonsentrat tilføres blandeventilen fra dialysattank 127 fra hvilken konsentratet fjer- nes gjennom ledning 12 8 ved hjelp av pumpe 164 som fører konsentratet til. ventil 163. Etter at vannet og dialysatkonsentratet er blandet i ventil 163, vil dialysatoppløsningen føres via ledning 165 over i ledningsevnemåleren 166. Ledningsevnemåleren 166 kan være forbundet med en visuell avles-ningsskjerm som indikerer ledningsevnen i dialysatoppløsningen, slik at pasienten eller brukeren av systemet lett kan avlese variasjoner i ledningsevnen og tilsvarende justere hastigheten på pumpe 164 slik at man endrer forholdet, mellom vann og " dialysatkonsentrat som blandes, slik at verdien for elektro-lytisk ledningsevne i dialysatoppløsningen når den forønskede verdi. Alternativt kan ledningsevnemåleren 166 være koplet til dialysatkonsentratpumpe 164, f.eks. ved hjelp av en tilbake-føringskrets som funksjonerer slik at den justerer hastigheten på pumpe 164 i forhold til avvik i den forønskede elektrolytiske ledningsevne slik at denne holdes på en forutbestemt verdi. Blandeforholdet mellom utluftet vann og dialysatkonsentrat i blandeventil 163 kan egnet settes på et volu-metrisk forhold på ca. 34:1, noe som tilsvarer en vannmengde i ledning 162 på 510 ml pr. minutt, og en mengde dialysatkonsentrat i ledning 128 på 15 ml/min., slik at det dannes 525 ml/min. av dialysatoppløsning i ledning 165 og denne vil ha en temperatur på fra 30-35°C og et trykk som er ca. atmosfærisk. Fra ledningsevnemåleren 166 føres dialysatoppløs-ningen ut fra fordelingssystemet via ledning 130 og føres over i hemodialysemodulen slik det tidligere er beskrevet.

En fordel ved det fordelingssystem som er beskrevet ovenfor,

er at det tilveiebringer dialysatoppløsning for et hemodialysesystem ved i alt vesentlig de samme betingelser med hensyn til trykk, temperatur og ledningsevne som en eventuell dialysatoppløsning som måtte være tilført hemodialysesystemet fra en engangsbeholder. Dette at dialysatoppløsningen i alt vesentlig har samme egenskaper uten hensyn til hvordan den er fremstilt, gjør at hemodialysemodulen raskt og enkelt kan gå fra en kilde til en annen uten at man må utføre endringer i apparatet eller dettes driftsbetingelser.

Fig. 4 er et snitt gjennom en peristaltisk pumpe av den type som brukes i et system som vist på fi.g. 2, og tegningen viser pumpens dimensjonale egenskaper. Som vist

er pumpe 116 plassert i. en liten rektangulær boks. 2Q0.

Pumpe ll6 innbefatter som vist et pumpehode 201. Dette har en hevet sylindrisk spindeldel 203 som er tilpasset slik at den passer på en roterbar akse som er koplet til en drivende motor som driver selve pumpen. På denne måten vil pumpehodet 201 kunne rotere omkring en fast akse. På pumpehodet 201 er det egnet festet fire perifert plasserte valser 202a-d.'

Den del av dialysatoppløsningskretsen som er forbundet med pumpen innbefatter rørsegment.ene 114 og 117 som er ført gjennom veggen på boksen 200 og er festet i egnede koplinger 204 og 205 henholdsvis. Koplingene 204 og 205 innbefatter flensede hunnkoplinger 206 og 207 henholdsvis. Por tilfestning til de angitte hunnkoplinger finnes hannkoplinger 208 og 209. Sistnevnte holdes i posisjon ved hjelp av innadrettede flenser 210 og 211 som går omkring de flensede deler på de respektive hunnkoplingene 206 og 207, slik at hannkoplingene lett kan koples fra hunnkoplingene ved å trykke på

de utstikkende deler av hannkoplingene, hvorved man frigjør de innadrettede flensdelene. Hannkoplingene er utstyrt med avtrappede ender 212 og 213 som er festet til de respektive ender på en bøyelig og elastisk rørseksjon 214 gjennom hvilken dialysatoppløsningen pumpes. De festeanordninger som er beskrevet ovenfor muliggjør en festing av endesegmentene på nevnte fleksible og elastiske rørseksjon 214 slik at røret ligger i spenning omkring pumpehodet og samtidig blir berørt og presset av minst to av de periferisk plasserte valsene, idet disse er montert slik at det skjer en langsgående bevegelse av kompresjonspunktene langs røret under rotasjon av pumpehodet, hvorved man presser dialysatoppløsningen gjennom røret.

Den dialysatoppløsningspumpe som er vist på fig.

4 representerer en stor forbedring ved at man i alt vesentlig får tilveiebragt en konstant strøm av dialysatoppløsning i kretsen til tross for variasjoner i det negative trykk som oppstår i dialysatoppløsningen på grunn av varierende krav med hensyn til ultrafiltrering av vann fra pasientens blod. Som et resultat av dette vil dialyseeffekten i vesentlig

grad bli bedret, og pumpen opprettholder jevn strøm av dia-lysatoppløsning selv ved høye negative trykkforskjeller,

slik at dialysebehandlingen kan utføres innen et relativt

kort tidsrom selv ved høye negative trykknivåer.

Den foreliggende peristaltiske dialysatoppløs-ningspumpen består av fire valser plassert på en basisdel,

og hver av de nevnte valser har enmmaksimal diameter D som vist på -fig. 4 på mellom 6 og 18 mm og periferisk plassert i en vinkel på 90° i forhold til de andre' valsene og med en radial avstand P mellom valsenes akser og den faste aksen på pumpehodet varierende fra 12,5 - 37,5 mm. Forbedringen krever også en bøyelig, elastisk rørpumpeseksjon med en lengde målt langsetter røret fra de to punkter hvor det er festet varierende fra 17 - 27,5 cm, en veggtykkelse fra 1,25 - 3 mm og en indre diameter fra 4,5 - 9 mm, samt drivanordninger som er koplet til pumpehodet slik at dette kan roteres med en hastighet varierende fra 150-400 omdr./min.

Skjønt peristaltiske pumper tidligere har vært anvendt for å pumpe dialysatoppløsning i hemodialysesystem-oppløsnångskretser, så har man ved hjelp av tidligere kjente fremgangsmåter ikke vært i stand til å oppnå en i alt vesentlig jevn strøm fra pumpen under varierende betingelser med hensyn til dialysatoppløsningens negative trykk. Pumpen ifølge foreliggende oppfinnelse representerer en betydelig forbedring i forhold til den peristaltiske pumpe som er beskrevet i US patentsøknad nr. 720.672, innsendt 7. september 1976 av J.T. Hutchisson, noe som vil bli detaljert vist i det etterfølgende.

Den peristaltiske pumpe som er nevnt i tidligere nevnte US patentsøknad, er egnet for å pumpe dialysatoppløs-ning i et hemodialysesystem, og består av tre valser plassert på et roterbart pumpehode, og hver valse har en diameter på fra 6-l8 mm og de er periferisk plassert i en vinkel på 120° i forhold til de andre valsene, og den radiale avstand mellom valsenes akse og den faste akse på det roterbare pumpehodet varierer fra 12,5 - 30 cm. Den tidligere kjente pumpe anvender en bøyelig, elastisk rørpumpeseksjon med en lengde målt langsetter røret mellom dets to tilfestede punkter varierende fra 15 - 17 cm, en veggtykkelse fra 0,6 - 2,5 mm og en indre diameter fra 4,5-6 mm, og hvor det er koplet drivende anordninger til det roterbare pumpehodet slik at dette kan rotere med en hastighet varierende fra 200-600 omdr./min.

Skjønt pumpen ifølge foreliggende oppfinnelse rent strukturelt ligner noe på pumpen fra US patentsøknad nr. 720.672, så skiller pumpen ifølge foreliggende oppfinnelse seg ut ved flere strukturelle forskjeller, noe som gjør at man får en betydelig forbedring med hensyn til strømnings-hastigheten av dialysatoppløsning uten hensyn til variasjon i det negative trykk som måtte opptre i dialysatoppløsningen. Nevnte vesentlige forskjeller i den foreliggende peristaltiske pumpe i forhold til pumpen fra US-patentsøknad nr. 720.672 innbefatter at man tilveiebringer et større antall valser, og valsene har en konveks overflateprofil i forhold til den flate profil som man ifinner i valsene i den tidligere kjente pumpe, samt at man tilveiebringer en lengre fleksibel og elastisk rørpumpeseksjon.

Por fullt ut å kunne forstå fordelene man oppnår ved hjiélp av den foreliggende peristaltiske pumpe,,er det nødvendig først å se på de effekter en variasjon i det negative trykk i dialysatoppløsningen har på strømningshastig-heten av dialysatoppløsningen slik denne ytrer seg når man bruker nevnte tidligere kjente pumpe. I denne pumpe er et fleksibelt, elastisk rør med dialysatoppløsning i spenning lagt omkring et peristaltisk pumpehode og nevnte rørseksjon blir samtidig berørt og presset sammen av minst to periferisk plasserte valser. Valsene er montert slik at det skjer en langsgående bevegelse av sammenpressingspunktene langsetter røret når pumpehodet roterer, hvorved dialysatopp-løsningen presses fremover igjennom røret. Ved kontaktpunktene mellom valsene og rørene vil valsene presse røret sammen og endrer dets tverrsnitt i forhold til det normale sirkulære tverrsnitt. Graden av reduksjon på tverrsnitts-arealet i røret ved sammenpressingspunktet med valsen, blir vanligviskarakterisertsom lukningsgraden på det fleksible, elastiske røret.

Pumpeeffekten for en peristaltisk pumpe er en funksjon av lukningsgraden i røret og det væskevolum som be-finner seg i røret mellom to tilstøtende sammenpressingspunkter. Dette væskevolum er igjen en funksjon av det lokale tverrsnittsareal i røret langs dets lengde mellom de to tilstøtende sammenpressingspunkter, og dette er igjen avhengig av lukningsgraden og lengden ..p,å røret mellom de tilstøtende sammenpre.ssingspunk.ter. Det lokale tverrsnittsareal på rørsegmentet mellom tilstøtende valser er avhengig av lukningsgraden ved selve sammenpressingspunktene, ettersom valsenes sammenpressing har en tendens til å flate ut røret3og denne utflatning av røret finner også sted i en viss avstand fra selve valsene. Pumpeeffekten på den peristaltiske pumpen er endog mer direkte påvirket av lukningsgraden i rørseksjonen på grunn av at h.vls_ man har en mindre enn total lukning av røret, så muliggjør dette en tilbake-strøm av væske fra den delen av røret som ligger bortenfor valsene til den del av røret som ligger foran valsene, og dette skjer gjennom det ulukkede tverrsnittsareal i røret ved sammenpressingspunktet. Den tidligere nevnte pumpe har av denne grunn brukt et relativt kort rørstykke for å få relativt høy strekkspenning på rørstykket som ligger omkring pumpehodet, hvorved man oppnår en total lukning av røret ved kontaktpunktene mellom røret og valsene. En slik total lukning av røret ved sammenpressingspunktene mellom røret og valsene har vært anvendt for å få maksimal pumpeeffekt og for å hindre en tilbakestrøm av væske fra de rørdeler som ligger etter pumpen til de rørdeler som ligger foran pumpen, hvorved man oppnår en i alt vesentlig positiv for-skyvning av væske gjennom pumpen.

Til tross for denne totale lukning av røret ved kontaktpunktene mellom valsene og røret i tidligere kjente pumpe, noe som skulle gi høy pumpeeffekt, har man funnet at væskestrømmen av dialysatoppløsning som tilveie-bringes av denne tidligere kjente pumpe synker drastisk med økende negativt trykk. En slik avhengighet mellom strømningshastigheten og det negative trykk representerer alvorlige driftsulemper ved nevnte tidligere kjente pumpe, når denne ble brukt for å pumpe dialysatoppløsning i et ©hemodialysesystem, fordi det generelt er ønskelig at man kan variere nivået på det negative trykk, i den dialysat-oppløsning som pumpes gjennom dialysatoren dels fra'pasient til pasient, og for en gitt pasient fra gang til gang. Hensikten ved å kunne variere det negative trykk, på dialy-satoppløsningen er å justere den trykkdrivende kraften for å få en varierende masseoverføring av vann fra blodet gjennom dialysatorens overføringsoverflate til dialysatopp-løsningen, slik at man sikrer en 1 alt vesentlig fullstendig fjerning av vann fra blodet under dialysebehandlingen. Den tidligere beskrevne pumpen reagerte overfor et økende negativt trykk med et drastisk fall i den mengde av dialysat-oppløsning som ble pumpet gjennom pumpen. Denne resulterende reduksjon av strømningshastigheten på dialysatoppløs-ningen i selve kretsen i hemodialysesystemet svekker den totale effekt av behandlingen og krever en betydelig økning av behandlingstiden for å få den forønskede fjerning av urenheter fra det blod som behandles.

Grunnen til at man får den ovenfor beskrevne drastiske reduksjon av gjennomstrømningshastighet av dialy-satoppløsningen når det negative trykk øker på denne, er forbundet ironisk nok med at man totalt lukker røret ved sammenpressingspunktene, noe som faktisk ble brukt for å øke pumpeeffekten. Som nevnt ovenfor er selve røret i pumpen lagt i en strekkspenning omkring valsene, og dette resulterer som nevnt ovenfor i en utflatning av rørets tverrsnittsareal ikke bare ved selve kontaktpunktet, men også i en viss avstand fra denne til begge sider. Graden av denne utflatning langsetter røret er en funksjon av lukningsgraden og hvor sterkt røret blir tilflatet, og effekten av denne tilflatningen er størst når røret er helt lukket ved kontaktpunktet mellom røret og valsen. I

et slik fullt lukket pumpesystem vil et økende negativt trykk på væsken inne i røret gjøre at det opptrer en økende

trykkforskjell mellom trykket inne i røret og det atmosfæri-ske trykk som virker på rørets ytre overflate. Denne trykkforskjell har en tendens til å presse røret sammen i forhold til den konfigurasjon det ellers ville ha, hvis det ikke

var noen slik trykkforskjell. Røret i et totalt lukket pumpesystem er spesielt utsatt for videresammenpressing på grunn av at en vesentlig del av røret I pumpen er allerede tilflatet i ganske stor grad på grunn av at røret er totalt lukket på kontaktpunktene slik det er nevnt ovenfor. Med andre ord vil deformasjonen av røret som skyldes en negativ trykkforskjell være større i en rørdel som allerede er noe

tilf-iatet i forhold til et rør som har et normalt sirkulært tverrsnitt. Denne sammenpressing av røret mellom tilstøtende valser vil i.vesentlig grad redusere det væskevolum som finnes i slike rørsegmenter, slik at den mengde dialysatoppløsning som presses gjennom røret ved hjelp av pumpen blir tilsvarende redusert. Dette er hovedårsaken til at man får en drastisk reduksjon av gjennomstrømningen av dialysatoppløsningen i tidligere kjente pumper, når det negative trykk øket på dia-lysatoppløsningen.

Sett på bakgrunn av de ovenfor nevnte ulemper skulle man anta at man ved å bruke et relativt tykkvegget rør kunne unngå de problemer som er nevnt ovenfor, når det negative trykk øker, ettersom et rør med tykkere vegg ville være mindre utsatt for deformasjon på grunn av trykkforskjeller. Nå er det imidlertid slik at et relativt ttykk-vegget rør ikke er egnet for bruk i slike pumpesystemer, fordi det blir tilsvarende vanskelig å få en tilstrekkelig lukning til at man kan få effektiv pumping. Det er selvsagt underforstått at det må være i det minste en delvis lukning av røret ved kontaktpunktene mellom røret og valsene, fordi pumpesystemet ellers ikke i det hele tatt ville funksjonere og presse dialysatoppløsningen gjennom røret. Den tidligere kjente pumpe har dessuten brukt et prinsipp at man totalt har lukket røret ved kontaktpunktene mellom valsene og røret, og dette ville bli tilsvarende vanskeligere hvis veggtykkelsen skulle økes. Av praktiske årsaker har man derfor i tidligere kjente pumper ikke kunnet bruke en veggtykkelse som har gått utover 2,5 mm.

I forhold til den tidligere beskrevne peristaltiske pumpe så vil en pumpe ifølge foreliggende oppfinnelse gi en vesentlig forbedring ved at man får en i alt vesentlig konstant gjennomstrømningshastighet på dialysatoppløsningen til tross for en økning av dennes negative trykk.

I forhold til den ovenfor beskrevne tidligere kjente pumpe så innbefatter pumpen ifølge foreliggende oppfinnelse fire valser plassert på et pumpehode sammenlignet med tre valser i den tidligere kjente pumpe. Tilveie-bringelsen av ytterligere en valse vil nedsette lengden av rørsegmentene mellom tilstøtende valser, slik at rørseg-mentene mellom valsene blir tilsvarende "stivere", og vil ha høyere motstand mot deformasjon, slik. at de nevnte rør-segmenter immindre grad blir presset sammen på grunn av'negative trykkforskjeller enn det som var tilfelle med den tidligere kjente pumpe.

Videre har valser av den type som brukes i foreliggende pumpe en konveks overflateprofil som er tilpasset for bare delvis lukning av røret ved kontaktpunktene mellom røret og valsene. Ved at valsene har denne konfigurasjon vil man unngå en total lukning av røret ved^kontaktpunktene og-"■ dette resulterer i en mindre utflatning av rørsegmentene mellom nærstående valser, og gjør at disse er mindre utsatt for deformering på grunn av negative trykkforskjeller. Den konvekse overflateprofilen på valsene har en tendens til å lokalisere deformasjonen av røret til et lite område nær sammenpressingspunktet med valsen, i-kontrast til tidligere kjente systemer som hadde en -flat valse og en total lukning ved selve kontaktpunktet mellom valsene og røret, noe som resul-terte i en vesentlig utflatning av rørsegmentet i en betydelig avstand fra selve kontaktpunktet.

Videre benytter pumpen ifølge foreliggende oppfinnelse et lengre rørstykke inne i pumpen enn det man benyttet i nevnte tidligere kjente pumpe. Dette vil også føre til at strekkspenningen på røret inne i pumpen vil endre seg. Vanligvis er det slik at jo kortere rørstykket er inne i pumpen, jo høyere strekkspenning vil det være på røret, og jo lengre røret er jo lavere vil strekkspenningen være.

Den tidligere kjente pumpen benyttet relativt korte rør-pumpesegmenter, og dette ga en relativt høy strekkspenning som var nødvendig for å lette en total lukning av røret ved kontaktpunktene med valsene. I motsetning til dette bruker pumpen ifølge foreliggende oppfinnelse et relativt lengre rørpumpesegment noe som gir en relativt lavere strekkspenning slik at man bare får en delvis lukning av røret ved kontaktpunktene med valsene.

Dette at man øker rørlengden inne i pumpen gjør

at man kan anvende lavere rotasjonshastighet på pumpetiodet,

noe som gir lengre levetid for selve rørdelen i.pumpen ved at man reduserer graden av kontakt mellom røret og valsene, foruten at man oppnår roligere drift. For å oppnå ordningen

med lavere rotasjonshastighet samtidig som man mått.e ta hensyn til størrelsen og vekten på det bærbare hemodialysesystemet, økte man så langt praktisk mulig avstanden mellom pumpehodets faste akse og valsenes akse, hvorved det var mulig å få den rørlengde som var nødvendig.

Som beskrevet ovenfor så er røret i den foreliggende pumpe bare delvis lukket ved kontaktpunktene mellom røret og valsene. En slik delvis lukning av røret muliggjør en konstant gjennomstrømningshastighet på dialysatoppløsningen til tross for økende negativt trykk på den dialysatoppløsning som pumpes. Når det negative trykk på dialysatoppløsningen øker, så vil det bli en økende trykkforskjell mellom trykket på rørets ytre overflate og trykket inne i røret, og dette vil til en viss grad deformere de deler av røret som ligger mellom valsene og redusere disse rørsegmenters volum, noe som også skjer i det ovenfor beskrevne tidligere kjente pumpesystem. I det foreliggende system skjer det imidlertid også en deformering av røret ved kontaktpunktene mellom valsene, noe som resulterer i en økende lukning av røret på disse punkter. Denne økende grad av lukning reduserer graden av tilbakestrømning av væske hvorved man øker pumpeeffekten. Denne fordelaktige effekt ved økende lukning ved høyere negative trykknivåer har man funnet fullt ut kompenserer for reduksjonen av volumet på rørsegmentene mellom valsene på grunn av nevnte økende negative trykk, slik at disse to motvirkende effekter i alt vesentlig utbalanseres, hvorved man få en i alt vesentlig konstant gjennomstrømningshastig-het av dialysatoppløsning fra pumpen til tross for at det negative trykk øker i dialysatoppløsningen.

I den foreliggende oppfinnelse må røret inne i pumpen både være bøyelig og elastisk, slik at røret selv ved kontinuerlig og varierende strekkspenning og sammenpressing ikke har en tendens til å få tretthetsbrudd eller sprekker og slik at røret raskt igjen får sin udeformerte form og dimensjon etter at valsen har passert. Man har i foreliggende oppfinnelse funnet at man kan fremstille tilfredsstillende rørstykker ved hjelp av silisiumelastomerer og da spesielt., silisiumelastomerer med fra 40-60 .durometer.

De valser som er plassert på det roterbare pumpe hodet har en generelt konveks overflateprofil og en maksimal diameter på mellom 6 og 18 mm.. Ved en diameter under 6 .mm blir økende vanskelig å oppnå bare en delvis lukning av rør-segmentet, noe som er vesentlig ifølge foreliggende oppfinnelse.

Hvis valsedlameteren går utover 18 mm, så vil en for stor lengde av røret bli; delvis lukket ved kontakt mellom valsene og røret, hvorved man senker den umiddelbare volu-metriske pumpekapasiteten og følgelig pumpeeffekten.

Den foreliggende oppfinnelse krever en radial avstand målt mellom en gitt valseakse og den faste roterbare akse på pumpehodet fra 12,5 - 37 mm. Grunnen til disse grenser er gitt i forhold til de valsediametrer som er angitt ovenfor. Hvis den radiale avstanden er mindre enn 12,5 mm,

så måtte man øke rotasjonshastigheten for sterkt for å kunne opprettholde tilstrekkelig gjennomstrømningshastighet på dialysatoppløsningen. Hvis den radiale avstand ligger under 12,5 mm, så ville dessuten en for stor lengde av røret bli delvis lukket hvorved man uønsket ville senke pumpens volu-metriske kapasitet og følgelig pumpens effekt. Hvis på den annen side den radiale avstanden er større enn 37 mm, så ville lengden på rørstykkene mellom tilstøtende valser ha en tendens til å bli for lange i forhold til størrelsen på valsene som kontakter rørene, slik at disse større lengder av rørene er mer utsatt for deformasjon på grunn av de trykkforskjeller som er nevnt tidligere.

Den bøyelige, elastiske rørpumpeseksjonen ifølge foreliggende oppfinnelse må ha nen lengde målt langsetter røret mellom de to endepunktene i pumpen varierende fra 17 til 27,5 cm, en veggtykkelse'fra 1,25 - 3 mm og en indre diameter på fra 4,5-9 mm. Hvis rørets lengde inne i pumpen, dvs. målt langsetter røret mellom koplingene 208 og 209 slik det er vist på fig. 4, går under 17 cm, så når man et punkt hvor selve pumpehodet må rotere med så høy hastighet at dette ville forkorte rørets levetid, og det ville være vanskelig å strekke røret omkring det roterbare pumpehodet med tilstrekkelig lav spenning slik at man bare fikk en delvis lukning av røret ved kontaktpunktene med valsene. Hvis rørlengden går utover 33 cm, så vil dette ha en tendens til å bli for langt i forhold til selve pumpehodet, og det blir tilsvarende vanskelig å få tilstrekkelig spenning på røret når dette skal strekkes omkring valsene slik at man får tilstrekkelig lukning av røret ved kontaktpunktene med valsene. En veggtykkelse på minst 1,25 mm er nødvendig for å sikre et lekkasjetett rør, ettersom dette underkastes kontinuerlig og raske forandringer I spenning og avslapning, noe som har en tendens til å svekke tretthetsbrudd i rør, hvis veggtykkelse er mindre. Hvis veggtykkelsen øker utover 3 mm, vil røret bli for stivt til at man få tilfredsstillende sammenpressing av valsene. Hvis den indre diameter på røret er under 4,5 mm, så vil en for stor del av rørets volum bli delvis lukket på grunn av valsene, og dette vil føre til en tilsvarende reduksjon av pumpeeffekten. Hvis på den annen side rørets indre diameter er større enn 6 mm, så vil røret har en tendens til å bli for sterkt deformert ved høye negative 'trykk i dialysatoppløsningen, og dette vil igjen skadelig påvirke pumpeeffekten ved slike verdier.

Den perstaltiske dialysatpumpe ifølge foreliggende oppfinnelse innbefatter drivanordninger koplet til det roterbare pumpehodet slik at dette kan rotere med en hastighet varierende fra 150 - 400 omdr./min. Disse grenser er satt på grunn av de krav som stilles til strømmen av dialysatoppløsning i hemodialysesystemet. For å oppnå passende høy dialyserende effekt må strømmen av dialysat-oppløsning i systemet være av størrelsesorden fra 450 -

550 ml/min. Rotasjonshastigheten på pumpen vil være en funksjon av den radiale avstanden målt mellom en gitt valseakse og den faste akse på pumpehodet. Årsaken til dette er at væskevolumet i rørsegmentene mellom tilstøtende valser er en funksjon av denne radiale avstand, slik at når den radiale avstanden avtar må rotasjonshastigheten på pumpen økes for å holde strømningshastigheten av dialysatoppløs-ningen i kretsen på et forønsket nivå. I det forannevnte variasjonsområdet på nevnte radiale avstand, dvs. fra 12,5 - 37,5 mm, vil pumpens rotasjonshastighet for å opprettholde tilstrekkelig strøm av dialysatoppløsning i systemet progressivt avta fra 400 omdr./min. ved en radial avstand på 12,5 mm til ca. 150 omdr./min. ved en radial avstand på

37,5 mm.

I praksis vil rørlengden inne i pumpen ifølge foreliggende oppfinnelse ha en lengde fra 17,5 -'25 cm, og forholdet mellom veggtykkelse til indre diamete.r for røret ligger i området fra 0 ,.35 - 0,40 for å unngå for sterk belastning på drivanordningene på pumpen, samtidig som man tilveiebringer en rørseksjon med tilstrekkelig motstand mot deformasjon med økende negativt trykk på dialysatoppløs-ningen.

Som vist på fig. 5 er pumpehodet plassert i en boks 200 med en tilførselsledning 114 for dialysatoppløsning som ender i den foran beskrevne kopling 204 som består av en utflanget del 206. Det roterbare pumpehodet innbefatter et stykke 201 plassert for rotasjon omkring en fast akse og en rekke periferisk plasserte valser 202a til 202c plassert på nevnte roterbare'stykke for uavhengig rotasjon omkring sine respektive akser som er parallelle til nevnte faste akse. Det roterbare stykket 201 innbefatter en perifer horisontale del 220 på hvilket valsen er plassert, f.eks. ved hjelp av egnede skruer eller bolter. Valsene holdes i stilling ved hjelp av en plate 221 til hvilken valsene også egnet kan festes med skruer eller bolter eller lignende, noe som vil tillate en uavhengig rotasjon av valsene omkring deres egne akser. Valsene 202a og 202c har hver en konveks overflateprofil slik at man bare får en delvis lukning av røret ved kontaktpunktene mellom røret og valsene. Valsene har utadrettede flangedeler 222 og 223 for å holde røret på plass på valsen under drift.

Det roterbare stykket 201 i pumpehodet har en spindeldel 203 som er plassert på en akse 224 på en elektrisk motor 225 til hvilken elektrisk kraft tilføres ved hjelp av ledningene 226 og 227.

Fig. 6 er et diagram som viser forholdet mellom strømningshastigheten for dialysatoppløsningen (som pumpe-kapasitet i ml/min., i forhold til det negative trykk i mm Hg for en dialysatoppløsningspumpe ifølge US patentsøknad nr. 720.672 (kurve A] og en pumpe ifølge foreliggende oppfinnelse (kurve B). Kurve A ble konstruert ifølge den praksis som er beskrevet i nevnte US patentsøknad og pumpen hadde tre valser, h.ver med en diameter på 12,5 .em og hvor den radiale avstanden mellom valsenes, ak.se og den faste roterbare akse var 18,5 mm. Rørlengden inne i. nevnte tidligere pumpe var 16,2 cm, røret hadde en indre diameter på 4,7 mm og en ytre diameter på 758 mm. Drivanordningene var koplet til det roterbare pumpehodet som ble rotert med en hastighet på 400 omdr./min.

Kurve B ble konstruert ifølge foreliggende oppfinnelse med en pumpe med fire valser som hver hadde en konveks overflateprofil med en maksimal diameter på 9,2 mm og med en radial avstand mellom valsenes akse og den faste akse på 20,1 mm. Lengden på røret inne i pumpen var 21,7 cm, røret hadde en veggtykkelse på 2,35 mm og en indre diameter på 6 mm. Pumpehodet ble rotert med en hastighet på 200 omdr./min.

Som vist på fig. 6 så ga pumpen ifølge foreliggende oppfinnelse (kurve B) en relativt konstant gjennom-strømningshastighet av dialysatoppløsningen, varierende fra 490 til 570 ml/min. ■ over en variasjon på det negative trykk fra 0 til 350 mm Hg. I motsetning til dette ga den tidligere kjente pumpe (kurve A) en drastisk reduksjon av pumpens kapasitet fra ca. 560 ml/min., ved 0 mm Hg negativt trykk,

ned til ca. 150 ml/min. ved et negativt trykk på 300 mm Hg. Som nevnt tidligere vil en total lukning av røret ved kontaktpunktene med valsene sammen med avstanden mellom valsene og rørdimensjonene i det tidligere kjente pumpesystem, gjøre at rørsegmentene mellom tilstøtende valser vil bli sterkt tilflatet når det negative trykket øker, og dette gjør at pumpekapasiteten synker drastisk med økende negativt trykk slik de.t er vist på fig. 6. I motsetning til dette vil gjennomstrømningshastigheten av dialysatoppløsning fra en pumpe- ifølge foreliggende oppfinnelse ligge innenfor et relativt trangt variasjonsområde uansett hvordan det negative trykk varierer slik det' er vist ved kurve B. Som vist på kurve B, så er det en liten senkning av gjennomstrømnings-hastigheten ved ca. 60 mm Hg negativt trykk, hvoretter mari får en langsom stigning av gjennomstrømningshastigheten til ca. 200 mm Hg negativt trykk og så Igjen en viss. nedgang i gjennomstrømningshastigheten når det negative trykk øker

utover 200 mm Hg. Disse variasjoner kan forklares ut fra graden av lukning og graden av rørdeformasjon innenfor disse negative trykkområder. Fra 0 til 6'0 mm Hg negativt trykk vil et økende negativt trykk resultere i en svak deformasjon av rørsegmentene mellom valsene slik at strømmen av dialysatoppløsning gjennom pumpen synker noe innenfor dette variasjonsområdet. Når det negative trykk øker utover 60 mm Hg, så vil dette gjøre at man fårren økende grad av lukning av røret ved kontaktpunktene ved valsene,

og dette resulterer i en økning av pumpeeffekten som opp-hever den negative virkning som er nevnt tidligere slik at man langsomt får en økende gjennomstrømning av dialysatopp-løsning etter hvert som verdien på det negative trykk nærmer seg ca. 200 mm Hg. Når det negative trykk øker utover dette, så vil effekten av et synkende væskevolum i rørseksjonene mellom valsene ha en tendens til å forsterke seg i forhold til den forbedring man får ved hjelp av økende pumpeeffekt slik at kurven igjen avtar noe. Til tross for store variasjoner over det negative trykk, så viser kurve B bare en 7,5 % variasjon fra en midlere gjennomstrømningshastighet på 530 ml/min. innenfor et område hvor det negative trykk altså varierer fra 0 til 350 mm Hg. I motsetning til dette viser den tidligere kjente pumpe et drastisk fall på ca. 73 % når det gjelder gjennomstrømning av dialysatoppløsning når det negative trykk varierer fra 0 til 300 mm Hg. Kurvene på fig. 6 viser klart hvilken forbedring man oppnår ved hjelp av den foreliggende pumpe i forhold til den tidligere kjente pumpe.

Fig. 7 viser en valsetype som egner seg godt i foreliggende oppfinnelse. Valsene har en kontaktflate 300 som røret ligger inntil under drift av pumpen slik det er vist på fig. 4. Kontaktflaten 300 har en konveks overflateprofil som gir en delvis lukning av røret når dette er i kontakt med valsen. Slik det brukes her "generelt konveks overflateprofil" forstås at overflatekonturen på kontaktflaten tatt langs et radialt plan som går gjennom rotasjons-aksen generelt har konveks form, dvs,, at. valsens diameter er større midt.på enn i hver ende. Valsen har en måksimal diameter D målt i et plan langt loddrett på valsens rota-

st

sjonsakse, fra 6 til 18 mm, f.eks. 9,1 mm. Høyden E på valsen for den forannevnte maksimale diameter D på valsen er ca. 14,8 mm. Som vist har valsene flangede endesegmen-ter 301 og 302 som tjener til å holde røret på plass i kontakt med valsens kontaktflate 300. Valsen er utstyrt med en akse 303 som går gjennom en sentral passasje i valsen. Aksen 303 består av tilflatede endedeler 304 og 305 som holder valsen på plass på den langsgående roterbare aksen.

På denne måten kan valsene monteres på det roterbare pumpehodet for uavhengig rotasjon omkring sine egne akser som står parallelle til den faste roterbare akse, f.eks. ved at man mekanisk fester de tilflatede endedeler 305 på aksen til selve pumpehodet. I praksis kan valsene fremstilles av ethvert egnet konstruksjonsmateriale, men har i praksis vist seg at polymeriske materialer er meget foretrukket på grunn av sin lave overflatefriksjon slik at man får en minimal slitasje på røret ved kontakt med valsene.

Fig. 8 viser en alternativ utforming av en valse som kan brukes i foreliggende oppfinnelse. Denne valsen har en kontaktflate 306 med konveks overflateprofil. Valsen består av flangede endedeler 307 og 308 for å holde røret på plass i kontakt med valsen under drift. Akse 309 strekker seg gjennom en sentral uthulning i valsen og innbefatter endedeler 310 og 311 for å holde valsen på plass på den roterbare aksen. Valsen har en maksimal diameter fra 6 til 18 mm. Valsen på fig. 8 skiller seg fra den som er vist på fig. 7 ved at den førstnevnte har en kontaktflate dannet ved hjelp av en bilineær avkonende konveks overflateprofil, mens den sistnevnte har en glattere konveks overflateprofil. Begge valser har en konveks overflateprofil slik at man bare får en delvis lukning av røret ved kontakt med valsene.

Skjønt foretrukne utførelser av oppfinnelsen

er blitt beskrevet i detalj, så er det innlysende at andre utførelser og variasjoner kan inngå uten at man derved forlater oppfinnelsens intensjon slik denne fremgår av de etterfølgende krav.

Claims (9)

1. Apparat for tilveiebringelse av en kontinuerlig vannstrøm med forhøyet temperatur til hemodiålysefordelings-anordninger hvor nevnte vann og et dialysatkonsentrat blandes i et forutbestemt forhold slik at det dannes en dialysv at-oppløsning^for hemodlalyse, og hvor nevnte apparat innbefatter anordninger for tilførsel av vann samt anordninger. for å oppvarme nevnte vann fra nevnte anordninger til nevnte forhøyede temperatur, og hvor det er tilveiebragt utluftningsanordninger for å fjerne oppløste gasser fra det oppvarmede vann før dette føres til nevnte fordelingsanordning, karakterisert ved at utluftningsanordningene består av: (a) et første reservoar som mottar oppvarmet vann fra nevnte oppvarmingsanordninger, og hvor det er tilveiebragt anordninger for å. fjerne den gass som er blitt frigjort fra nevnte vann under nevnte oppvarming, slik at man får fremstilt et delvis utluftet vann; (b) en vakuumpumpe; (c) en ledning som forbinder nevnte første reservoar med inntaket på nevnte vakuumpumpe for tilførsel av nevnte delvis utluftede vann fra nevnte første reservoar til nevnte vakuumpumpe; (d) justerbare strømbegrensningsanordninger plassert i nevnte -ledning for derved å redusere trykket på det delvis utluftede vann som føres igjennom nevnte ledning for derved ytterligere å få frigjort gasser fra nevnte vann, hvorved man får dannet et vann med lavere trykk hvori det er dispergert frigjort gass; (e) et rør som er festet til uttaket på nevnte vakuumpumpe slik at man fra denne kan ta ut vann med høyere trykk hvor den frigjorte gassen er dispergert; (f) et annet reservoar forbundet med den annen ende på nevnte rør (e) slik at man til dette reservoar kan føre vannet med høyere trykk, og hvor det er tilveiebragt anordninger slik at man kan fjerne den frigjorte gassen fra nevnte vann med høyere trykk, hvorved man får fremstilt et endelig utluftet vann; og (g) anordninger for å overføre nevnte endelig utluftede vann fra nevnte andre reservoar til nevnte fordelingsanordning .

2. Apparat ifølge krav 1., karakterisert ved at nevnte anordninger for oppvarming av vannet, nevnte utluftningsanordninger og nevnte fordelingsanordninger er plassert i en enkelt lukket beholder som således kan virke som en tilf ørselsmoduL.f or dialysatopp-løsning .

3. Hemodialysesystem, karakterisert ved åt innbefatte et apparat ifølge krav 1, og hvor nevnte fordelingsanordning er forbundet med anordninger for å overføre dialysatoppløsning til en dialysator samt hvor det er tilveiebragt anordninger for å ta ut brukt dialysat-oppløsning fra nevnte•dialysator, og hvor nevnte overførings-anordning og nevnte uttaksanordning danner en gjennomstrøm-ningskrets for dialysatoppløsning, og hvor dette er koplet sammen med en enkel peristaltisk pumpe slik dialysatoppløs-ningen pumpes igjennom nevnte gjennomstrømningskrets.

4. Hemodialysesystem ifølge krav 3, karakterisert ved at nevnte peristaltiske pumpe er montert for drift i en enkelt lukket dialysemodul.

5. Hemodialysesystem ifølge krav 4, karakterisert ved at en- del av nevnte gj ennom-strømningskrets for dialysatoppløsning er plassert i nevnte lukkede dialysemodul, og hvor nevnte gjennomstrømningskrets er avtakbart forbundet med nevnte fordelingsanordninger, og hvor sistnevnte er montert for drift i en enkelt lukket beholder som en tilførselsmodul for dialysatoppløsning.

6. Apparat ifølge krav 1, karakterisert ved videre å innbefatte et overløp for å holde væskenivået i nevnte første reservoar under et forutbestemt nivå, samt en ledning som forbinder nevnte første reservoar med nevnte andre reservoar slik at man kan resirkulere en del av det endelige utluftede vann fra nevnte andre reservoar til nevnte første reservoar for derved å bedre fjerningen av oppløste gasser ved hjelp av nevnte utluftningsanordning?

7. Apparat ifølge krav 1, karakterisert ved at volumet på hver av nevnte første og andre reservoarer er fra 150 til 4Q0. ml.

8. Hemodialysesystem ifølge krav 3, karakterisert ved at nevnte anordninger for å oppvarme vann til nevnte forhøyede temperatur innbefatter " anordninger for å føre nevnte vann i et indirekte varmevekslingsforhold med nevnte brukte dialysatoppløsning som tas ut fra nevnte dialysator, for derved__å Innvinne varmen" i den brukte dialysatoppløsningen.

9. Hemodlalyseapparat for behandling av blod for å fj.erne urenheter fra dette og hvor apparatet innbefatter dialysatoranordninger gjennom hvilket man fører det urene blod samt en dialysatoppløsning i et indirekte masseover-føringsforhold for derved å få overført nevnte urenheter fra nevnte blod til nevnte dialysatoppløsning, anordninger for å \oyer,føre det urene blodet fra en pasient til nevnte dialysatoranordninger samt anordninger for å returnere renset blod til nevnte pasient, hvorved det dannes en gjennomstrømnings-krets for blod som innbefatter en bøyelig, elastisk rørpumpe-seksjon gjennomhhvilken blodet pumpes, peristaltiske blodpumpeanordninger som har et roterbart pumpehode som innbefatter en del som kan roteres omkring en fast akse og hvor det på denne del er en rekke periferisk plasserte valser montert for uavhengig rotasjon omkring sine respektive akser, og hvor disse er parallelle til nevnte faste akse, videre er det anordninger for å feste endesegmentene på den bøye-lige, elastiske blodpumpeseksjonen slik at røret ligger i strekkspenning omkring nevnte blodpumpehode og samtidig kontaktes og festes sammen av minst to av nevnte periferisk plasserte valser, og hvor nevnte valser er montert for langsgående bevegelse av kontaktpunktene langs røret under rotasjon av nevnte blodpumpehode, hvorved man presser blod gjennom nevnte rør; anordninger for å overføre en dialysatoppløsning , til nevnte dialysator samt anordninger for å ta ut brukt dialysatoppløsning fra samme dialysator, hvorved man danner en gjennomstrømningskrets for dialysatoppløsning som blant annet innbefatter en bøyelig, elastisk rørpumpeseksjon gjennom hvilken man pumper dialysatoppløsningen, samt peri staltiske pumpeanordninger for nevnte dialysatoppløsning og hvor nevnte pumpe består av et roterbart pumpehode som innbefatter en del som kan rotere omkring en fast akse og på hvilken det er en rekke periferisk plasserte valser som uavhengig kan rotere omkring sine respektive akser som står parallelle til nevnte faste akse, anordninger for å feste endestykkene på nevnte bøyelige, elastiske rørpumpeseksjon slik at nevnte rør ligger i strekkspenning omkring nevnte pumpehode, og hvor røret samtidig kontaktes og presses sammen av minst to av de nevnte periferisk plasserte valser, og hvor disse valser er montert slik at det skjer en langsgående bevegelse av kontaktpunktene langs røret under rotasjonen av nevnte pumpehode, hvorved man presser dialysatoppløsningen gjennom nevnte rør, karakterisert ved at (1) den delen av gjennomstrømningskretsen for dialysatoppløsningen som ligger foran dialysatoren er forbundet med: (a) anordninger for oppvarming av nevnte dialysat-oppløsning, (b) anordninger for å måle temperaturen på nevnte dialysatoppløsning, og hvor disse anordninger er plassert etter nevnte oppvarmingsanordninger foruten at det er tilveiebragt anordninger for å justere oppvarmingshastigheten på nevnte dialysatoppløsning i forhold til de signaler man får fra nevnte temperaturmåler slik at man holder temperaturen på oppløsningen på et forutbestemt nivå; og. (c) anordninger for å måle den elektrolytiske ledningsevnen på nevnte dia-lysatoppløsning; (2) det er tilveiebragt anordninger for å påvise en blodlekkasje i nevnte gjennomstrømningskrets for dialysatoppløsning, og hvor nevnte påvisningsanordninger er plassert etter nevnte dialysator i nevnte gjennomstrømnings-krets; (3) . nevnte peristaltiske blodpumpeanordninger, nevnte peristaltiske pumpeanordninger for dialysatoppløsning, nevnte oppvarmingsanordning for nevnte dialysatoppløsning, nevnte temperaturmåler for dialysatoppløsningen samt anordninger for å justere oppvarmingen av nevnte oppløsning, samt nevnte anordninger for å måle den elektrolytiske ledningsevnen på nevnte dialysatoppløsning samt nevnte anordninger for å påvise eventuelle blodlekkasjer, er plassert for drift i en enkelt lukket beholder som en dialysemodul, og (41 ved at en del av nevnte gjennomstrømnings-krets for dialysatoppløsning er plassert i nevnte lukkede dialysemodul og hvor denne gjennomstrømningskrets er avtakbart forbundet med fordelingsanordninger plassert i en til-førselsmodul for dialysatoppløsning ifølge krav 2, karakterisert ved at nevnte dialysemodul kan koples sammen med nevnte tilførselsmodul for dialysatoppløsning."""