NO790960L

NO790960L - Peristaltiv pumpe for dialysatopploesning

Info

Publication number: NO790960L
Application number: NO790960A
Authority: NO
Inventors: Steven Robert Savitz; James Alan Drago
Original assignee: Hoechst Ag
Priority date: 1978-03-22
Filing date: 1979-03-21
Publication date: 1979-09-25
Also published as: EP0004600A3; NO793470L; EP0004600A2; ES478646A1; DK115879A; JPS54149299A; US4229299A; BR7901775A; FI790936A

Description

Foreliggende oppfinnelse angår rent generelt peristaltiske pumpeanordninger for å pumpe en dialysatoppløs-ning gjennom et strømkretssystem for en slik oppløsning i et hemodialysesystem.

Hemodialysesystemer har vært bruk i en rekke år ved behandling av nyrelidelser, og slike systemer har vist seg meget effektive ved at de tilveiebringer kunstige nyre-funksjoner for personer hvis naturlige nyrer funksjonerer dårlig eller ikke i det hele tatt. Når hemodialysesystemet er under drift, vil avfallsstoffer i blodet såsom urea, kreatin, overskudd av elektrolytiske salter og vann, tas ut av kroppen og strømmer gjennom en dialysator i indirekte masseoverføringsforhold med en vandig dialysatoppløsning. Selve dialysatoren kan være av forskjellige typer og vil vanligvis innbefatte en masseoverføringsanordning såsom en utstrakt overflatemembran fremstilt av et elastisk materiale, eller en hul fiberbunt over hvilken avfallsstoffene over-føres ved hjelp av en konsentrasjonsgradient (oppløsnings-urenheter) eller osmotisk trykk (vann) fra blodet til dialy-satoppløsningen. Fra dialysatoren vil det rensede blod returneres til pasientens kropp. Dialysatoppløsningen med urenhetene fra blodet føres fra dialysatoren enten til en avfallsanordning eller resirkuleres i en lukket krets fra en dialysatoppløsningskilde gjennom dialysatoren for ny masseoverføring fra blodet til dialysatoppløsningen. Den dialysatoppløsning som brukes i vanlig hemodialysebehandling er en vandig oppløsning av forskjellige valgte salter som gir den forønskede elektrolytiske balanse med blodet i dialysatoren, og således hindrer at verdifulle bestanddeler i blodet går over i dialysatoppløsningen på grunn av diffusjon og osmose i dialysatoren.

Under en slik dialyse vil det ofte være ønskelig

å kunne operere dialysesystemet slik at trykket i dialysat-oppløsningen på den ene side av masseoverføringsanordriingen i dialysatoren, det kan f.eks. være en dialyserende membran,

er noe redusert (negativt trykk) i forhold til trykket i blodet på den annen side av dialysatorens masseoverføringsanordning. En slik driftsanordning gir et differensielt trykk over masse-overf øringsanordningen i dialysatoren og vil således lette en transport av for mye vann fra pasientens_„sirkulas j onssystem til dialysatoppløsningen ved hjelp av osmotisk trykkstrøm.

En slik fjerning av et vannoverskudd, vanligvis betegnet en ultrafiltrering, vil være meget nyttig idet man der har en anordning til å fjerne vann fra pasientens kropp, noe som vanligvis ville vært utført ved hjelp av naturlige nyrer.

I tidligere kjente anordninger har man i et hemodialysesystem brukt en dialysatoppløsningsstrømkrets som har innbefattet en bøyelig elastisk rørpumpeseksjon gjennom hvilken dialysatoppløsningen pumpes ved hjelp, av en peristaltisk pumpeanordning som har en rekke periferisk plasserte valser montert på en roterbar basisdel. I et slikt system vil den fleksible bøyelige rørpumpeseksjonen være spent omkring valsene slik at den samtidig påvirkes og komprimeres av minst to av valsene, og hvor valsene er plassert Islik at det skjer en langsgående bevegelse av de to nevnte valser under rotasjon av nevnte roterbare basisdel, hvouved man presser dialysat-oppløsningen gjennom røret.

En nylig utviklet peristaltisk pumpe for en dia-lysatoppløsning av den ovenfor beskrevne type er beskrevet i US patent nr. 720.672 innsendt 7- september 1976 av J.T. Hutchisson. Denne pumpen er meget effektiv og meget liten

av størrelse og vekt. Av denne grunn har nevnte pumpe vært meget godt egnet for bruk i bærbare hemodialysesystemer. Mer spesielt innbefatter den pumpen som er beskrevet i nevnte patent tre valser som er plassert på en basisdel, og hvor hver valse har en diameter på mellom 6 og 18 mm og periferisk plassert i en vinkel på 120° fra de andre valsene med en radial avstand mellom valseaksen og den faste aksen på basisdelen på selve pumpen pg mellom 12 og 30 mm. Nevnte pumpe bruker en bøyelig, elastisk rørpumpeseksjon med en lengde, målt langs

<p>øret mellom de festede endesegmentene, på mellom 15 og 16,8 cm, og en veggtykkelse på fra 0,07 til 2,5 mm og en indre diameter på fra 0,4 til 0,6 mm, og hvor drivanordninger forbundet med nevnte pumpestykke slik at dette kan rotere med en hastighet varierende fra 200 til 600 omdr./min.

Til tross for at nevnte pumpe har en rekke fordeler ved at den er meget effektiv og har liten størrelse og vekt, så har man funnet at nevnte pumpe beskrevet i US patent nr. 720.672 gir en sterk variabel strømningshastighet med forandringer i det negative trykk i dialysatoppløsningen. Et slikt forhold mellom strømningshastigheten og det negative trykk representerer en betydelig driftsulempe ved nevnte pumpe, særlig når den brukes for å pumpe dialysatoppløsning i et hemodialysesystem, på grunn av at det vanligvis er nødvendig å variere det negative trykk i dialysatoppløsningen som pumpes gjennom dialysatoren fra pasient til pasient, og for en gitt pasient fra dialyse til dialyse, alt avhengig av den ultrafiltrering som er nødvendig for en spesiell dialysebehandling. Hvis man f.eks. øker det negative trykk i dialysatoppløsningen, så vil man få en sterkere drivende kraft for masseoverføring av vann fra blodet gjennom dialysatorens masseoverførings-anordning, slik at man sikrer en fullstendig fjerning av vann fra blodet under dialysebehandlingen. Den ovenfor beskrevne pumpe reagerer på et øket negativt trykk med et drastisk redusert pumpevolum av dialysatoppløsning fra pumpen. Denne reduksjon i strømningshastighet og volum av dialysatoppløs-ningen bvil svekke effektiviteten av dialysebehandlingen og i betydelig grad øke den behandlingstid som er nødvendig for å fjerne de forønskede urenheter fra blodet.

For å løse ovennevnte problem har det blitt fore-slått forskjellige arrangementer, hvor to peristaltiske pumper er plassert i serie i et strømsystem, hvorved man opprettholder en relativt konstant strøm til tross for at det skjer forandringer i det negative trykk på dialysatoppløsningen. I et slikt arrangement er en første perstaltisk pumpe plassert foran dialysatoren og hvor en strømbegrensende anordning er plassert mellom nevnte første pumpe og dialysatoren for å skape et negativt trykk i dialysatoppløsningen som går gjennom dialysatoren. En annen peristaltisk pumpe er så plassert etter dialysatoren. Funksjonen på denne andre pumpen er å utjevne variasjoner i gjennomstrømningshastigheten på dialysatoppløs-ningen fra første pumpe med forandringer i det negative trykk, dvs. å glatte ut gjennomstrømniggshastigheten fra den første pumpen slik at man i alt vesentlig opprettholder en konstant gjennomstrømningshastighet av dialysatoppløsning i strømkretsen til tross for forandringer i det negative trykk. Til tross for at et slikt to-pumpesystem er relativt effektivt for å unngå de proMemerrsom opptrer i dialysatoppløsningen med forandringer i det negative trykk, så vil to pumper øke omkost-ningene og kompleksiteten i systemet sammérilignet med et hemodialysesystem hvor man bare bruker en enkelt peristaltisk pumpe.

Det er følgelig en hensikt ved foreliggende oppfinnelse å tilveiebringe en forbedret peristaltisk pumpeanordning for å pumpe dialysatoppløsning gjennom en dialysat-oppløsningsstrømkrets i et hemodialysesystem.

Det er videre en hensikt ved foreliggende oppfinnelse å tilveiebringe en enkelt peristaltisk pumpe som er i stand til å opprettholde en i alt vesentlig konstant gjennom-strømningshastighet av dialysatoppløsning-til tross for at det kan opptre forandringer i det negative trykk i den dialysat-oppløsningen som pumpes.

Andre hensikter og fordeler ved oppfinnelsen vil fremgå av den etterfølgende beskrivelse.

Foreliggende oppfinnelse angår rent generelt peristaltiske pumpeanordninger for å pumpe en dialysatoppløs-ning gjennom en dialysatoppløsningsstrømkrets i et hemodialysesystem.

Oppfinnelsen angår mer spesielt et hemodialyseapparat for behandling av blod for å fjerne urenheter fra dette. Apparatet innbefatter dialysatoranordninger gjennom hvilket blodet med urenheter samt en dialysatoppløsning føres i indirekte masseoverføringsforhold for å overføre urenhetene . fra blodet til dialysatoppløsningen. Det er tilveiebragt anordninger for å overføre urent blod fra en pasient til dialysatoren og for å returnere renset blod til pasienten. Videre er det tilveiebragt anordninger for å overføre dialysatoppløs-ning fra en dialysatoppløsningskilde til dialysatoren sammen med anordninger for å fjerne dialysatoppløsning med bloduren-heter fra dialysatoren hvorved det dannes en lukket dialysat-strømkrets som innbefatter en bøyelig elastisk rørformet pumpe-seksjon gjennom hvilken dialysatoppløsningen pumpes. I nevnte apparat brukes det peristaltiske pumpeanordninger med et roterbart pumpehode som innbefatter en basisdel plassert for rotasjon omkring en fast akse med en rekke perifert plasserte valser som en montert slik at disse uavhengig kan rotere omkring sine respektive akser som er parallelle_t.il nevnte faste akse. Det er tilveiebragt anordninger for å feste endesegmentene

på nevnte fleksible elastiske rørpumpeseksjon, slik at nevnte rør i spenning strekker seg omkring nevnte pumpehode, slik at nevnte rørstykke samtidig blir berørt og presset sammen av minst to av de perifert stilte valser, og hvor nevnte valser er slik montert at det skjer en langsgående bevegelse av sammenpressingspunktene langs røret under rotasjonen på nevnte pumpehode, hvorved man presser dialysatoppløsningen gjennom røret.

Ifølge en spesifikk forbedring ifølge foreliggende oppfinnelse består de peristaltiske pumpeanordninger av fire valser, montert på en basisdel, og hvor hver valse generelt har en konveks overflateprofil, slik at man bare delvis lukker rørene på de punkter hvor nevnte rør festes sammen av valsene, og hvor valsene har en maksimal diameter på mellom 6 og 18 mm og er periferisk plassert 90° fra de tilstøtende valser, og hvor den radiale avstanden mellom valseaksen og nevnte faste akse på basisdelen, er fra 12,5 til 37,5 mm. Den bøyelige elastiske rørpumpeseksjonen har en lengde målt langsetter røret mellom de festede endesegmentene på fra 16,8 til 27,5 cm, og røret veggtykkelse er fra 1,7 til 3 mm og har en indre diameter på fra 4,5 til 8,6 mm. Drivanordninger er koplet til ved pumpehodet slik at dette kan roteres med en hastighet varierende fira 50 til 400 omdr./min. 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 dialysatoppløsnings-pumpe ifølge foreliggende oppfinnelse og som egnet kan brukes i hemodialysesystemet vist på fig. 2. Figur 5 viser et snitt gjennom dialysatoppløsnings-pumpen 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 dialysatoppløsningspumpen 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 blodstrømskrets som er dannet av blodstrømsrørsegmentene 119 og 121 med dialysatoranordningen 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 arterie-fistula, kanyle eller annet rør (ikke vist) og overføres via rørsegmentet 119 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 patentsøknad 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, føresbblodet via ledning eller slange 119 gjennom dialysatoren 112 i et indirekte masseoverføringsdialyseringsforhold med dialyseoppløsningen som tilføres dialysatoren i ledning eller slange 109. Som nevnt tidligere kan dialysatoranordningen 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 dialysatoranordningen til pasienten via rør eller slange 121. Blod-returledningen 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 skjermanordning eller lysalarmanordning slik at man kan gjøre pasienten opp-merksom på et nærvær av gassbobler i den blodstrøm 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 hemedialysesystemet. Delene "A" og "B" representerer alterna-tive 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 tilførsel og 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 dialysatoppløsnings-strømkrets 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 retur 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. Fordelings-

modul "B" innbefatter et fordelingssystem 126 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 enkeltkrets-systemet kan uttaket 117 på dialysatoren egnet koples med et avfallssystem av en eller annen ordning. Ved å tilveiebringe separate tilførselsanordninger 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 de lett kan bæres, ettersom modul "B" kan brukes hvor det eksisterer egnet vannkildeanordninger, mens den del hvor man bruker resirkulasjon, ellers kan brukes.

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

så vil driften 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 nødvendig, 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 varmevekslingen med dialysat-oppløsningen og for å hindre hemolyse. Varm dialysatoppløs-ning strømmer fra oppvarmingsanordningene 103 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 temperatur-kontrollkrets, 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 over-førbart 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 masseoverføringsoverflåtene i dialysatoren.

Fra ledningsevnemåler 105 vil dialysatoppløsningen føres gjennom en negativ trykkregulator/strømreguleringsan-ordning 106. Denne anordning har muligheter for å justere det negative trykk samt å måle dette. Som angitt tidligere brukes det et negativt 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-ventil"som regulerer nevnte negative trykk og regulerer strøm-men av dialysatoppløsning gjennom strømkretsen.

Plassert etter nevnte negative trykkregulatoran-ordning 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 trykkjusteringsanordning 106, hvorved det negative trykk på dialysatoppløsningen 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 blodstrømkretsen 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 dialysat-oppløsningen, samt anordninger for å overføreren eventuell blodlekkasje.til et transmitterbart signal. Signalet kan eventuelt overføres ved hjelp av egnede anordninger til en visuell skjerm eller et lydalarmsystem. Denne blodlekkasjedetektor 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 dia-lysatoppløsningen 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 dialysatoppløsning 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 dialysatoppløs-ningen 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 dia-lysatoppløsningen avledes når den har en eller flere egen-

skaper som overstiger tillatte grenser eller når blodlekka-

sje 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 koffertlignende 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 likestrømskilde 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.

Blodstrømskretsen 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 silikonetastomer. 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. 72Q..672 innsendt 7. september 19_76 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, polyuretfan eller'silikongummi.

Fordelingssystemet 126 for denne type gjennomgang av dialysatoppløsningen, er. heskre<y>et 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 tilveiebringes systemet igjennom ledning 129 som kan være koplet med vanlige kjente vanntilførselsanordninger, f.eks. en vanlig spring eller lignende. Dialysatkonsentrat tilveiebringes 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. Dialysatoppløsningen tas ut fra systemet 126 i ledning 130. Pra 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 dialysatoppløsningsmanifold 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 dialysatoppløsningen 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. Pra 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 opp-løsning til beholder 123, kan ledning 117 være koplet ved hjelp av passende anordninger (ikke vist) til returledning 125 som går ned i beholderen 123. På denne måten vil oppløs-ningen fra beholder 123 tas ut igjen via ledning 124 og strøm-mer altså gjennom dialysatoppløsningsstrømkretsen 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 oppløsningen ligger utenfor de tillatte grenser. De gjenværende lysene er varseljlys 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 luftlekka-sje eller nærvær av gassbobler i blodstrømmen. Måleanordningene 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 alarmover-bryter, som når den trykkes inn vil slå av blodlekkasje- og luftlekkasjealarmene. Den neste bryteren er passende opplyst for å indikere normal funksjonering av systemet. Den nederste bryteren har to posisjoner som regulerer en temperatur for oppvarming av dialysatoppløsningen. De to stillingene på denne bryteren tilsvarer en oppløsningstemperatur på 36,8°C og på 38°C som regulerer oppvarmingshastigheten for dialysatoppløs-ningen ved hjelp av oppvarmingsanordninger som er plassert i dialysatmandfolden. Disse anordninger regulerer oppløsningens temperatur til det gitte nivå. Undernormale driftsbetingelser vil man ha bryteren i stilling som tilsvarer 36,8°'G, 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 109 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, nega-tivtstrykk 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 l8l 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 star-ter 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 driftsparametrer for normal dialysedrift, samt en bryter som deaktiverer 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 referanseoppløsning med kjent elektrolyttledningsevne, en spenningsmåler 185 som indikerer den spenning som går inn i systemet gjennom ledning l80, 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.

Pig. 3 er et skjematisk blokkdiagram av et fordelingssystem 126 som kan brukes i forbindelse med det sy-

stem 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 gjennomføringaav 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 p 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 avannet 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 reguleringsven tilen settes slik at den tilfører en vannmengde på mellom 500 og 600 ml vann pr. minutt i ledning 129. En egnet strømreguleringsenhet for dette formål er f.eks. Brooks Model Series 8800 som fremstilles av Brooks Instrument Division of Emerson Electric Company, Hatfield, Pennsylvania.

Vannet i ledning 129 føres så til varmeelement 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,smen 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 dia-lysatoppløsningen. 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 inneholde 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 vann som forlater varmeelementet 152 inneholde en betydelig komponent av frigjorte gasser.

Vanligvis vil et nærvær av gasser i dialysatopp-løsningen som føres til dialysatoren i vesentlig grad svekke sikkerheten og effektiviteten ved hemodialysebehandlingen. Følgelig vil fordelingssystemet 126 være tilveiebragt med utluftningsanordninger for å fjerne oppløselige gasser fra det oppvarmede vann før dette føres videre. Fra varmeveksleren 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, s-å-ka» ventil 154 også funksjonere som et over-løp 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 dialysatoppløs-ningskretsen, 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 strømnings-hastigheten på dialysatoppløsningen som ved hjelp av pumpeanordningene føres rundt i dialysatoppløsningsstrømkretsen.

På denne måten vil variasjoner i strømmen av dialysatoppløs-ningen fra pumpen i nevnte krets kunne justeres ved at man alltid er sikret en full tilførselstank__fpr dialysatoppløs-ning. Ikke desto mindre så vil det i visse utførelser 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 strøm-begrensningsanordninger 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 lav-trykksvann hvor den frigjorte gassen er dispergert. Egnede anordninger for strømbegrensning for dette formål er en Néu-trol nålventil, 3 mm i størrelse, EFL 10B som fremstilles av Deltrol 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 muliggjør 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 vanlig 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 her forstår man med en vakuumpumpe en positiv forskyvningspumpe som er til-

passet 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 l60 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.

Tanktl60 kan være av samme størrelse som tank 153, 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 l60 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 blirover-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 l60, og hvorigjennom man kan resirkulere en del av det utluftede vann fra annen tank til første tank. En slik resirkuleringsledning er ikke et vesentlig 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 til-

føres 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. Hvis man bruker en resirkuleringsledning l6l så vil strømningshastigheten på vannet i ledning 159 være større enn det som er nødvendig for uttak av utluftet vann gjennom ledning 162, idet vannstrømmen gj.ennom ledning l6l alltid går fra annen 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 vii 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 l60 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 væskeinnholdet i tank l60 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 dialysatoppløsning for hemodialyse. Dialysatkonsentrat tilføres blandeventilen fra dialysattank 12 7 fra hvilken konsentratet fjernes 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 avlesningsskjerm 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 elektrolytisk ledningsevne i dia-lysatoppløsningen når den forønskede verdi. Alternativt kan ledningsevnemåleren 166 være-koplet til_dialysatkonsentrat-pumpe 164, f.eks. ved hjelp av en tilbakeføringskrets 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. Blande-forholdet mellom utluftet vann og dialysatkonsentrat i blande-ventil 163 kan egnet settes på et volumetrisk forhold på ca. 34:1, noe som tilsvarer en vannmengde i ledning 162 på 510 ml pr. minutt, og en mengde dialysatkonsentral i ledning 128 på 15 ml/min., slik at det dannes 525 ml/min. av dialysatopp-løsning 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 dialysatoppløsningen ut fra fordelingssystemet via ledning 130 og føres over i hemodialysemodulen slik det tidligere er beskrevet. En fordel ved det fordelingssystem esom 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 fig. 2, og tegningen viser pumpens dimensjonale egenskaper. Som vist er pumpe 116 plassert i en liten rektangulær boks 200.

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 rørsegmentene 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. For tilfestning til de. angitte hunnkoplinger finnes hannkoplinger 208 og 209. Sistnevnte holdes i posisjon ved hjelp av innadrettede flenser 210 gg 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 av-trappede 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 bevei geise 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 dialysatopp-løsning selv ved høye negative trykkforskjeller, slik at dialysebehandlingen kan utføres innen et relativt kort tidsrom selv ved høye negative trykknivåer.

Den foreliggende peristaltiske dialysatoppløsnings- pumpen består av fire valser plassert på en basisdel, og hvor av de nevnte valser har en maksimal 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 i©g--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 1,2_5 til 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-oppløsningskretser, 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 dialysatoppløsnijggens negative trykk. Pumpen ifølge foreliggende oppfinnelse representerer en betydeliggforbedring 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 etter-følgende .

Den peristaltiske pumpe som er nevnt i tidligere nevnte US patentsøknad, er egnet for å pumpe dialysatoppløsning i et hemodialysesystem, og består av tre valser plassert på et roterbart pumpehode, og hver valse har en diameter på fra 6 - 18 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 tilféstede 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 strømningshastig-heten 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 finner i valsene i den tidligere kjente pumpe, samt at man tilveiebringer en lengre fleksibel og elastisk rørpumpeseksj on.

For fullt ut å kunne forstå fordelene man oppnår ved hjelp av den foreliggende peristaltiske pumpe, er det nød-vendig først å se på de effekter en'variasjon i det negative trykk i dialysatoppløsningen har på strømningshastigheten av dialysatoppløsningen slik denne ytrer seg når man bruker nevnte tidligere kjente pumpe. I denne pumpen 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 dialysatoppløsningen presses frem-over 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 tverrsnittsarealet 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 til-støtende sammenpressingspunkter, og dette er igjen avhengig av lukningsgraden og lengden på røret mellom de tilstøtende sammenpressingspunkter. Det lokale tverrsnittsareal på rør-segmentet mellom tilstøtende valser er avhengig av luknings graden ved selve sammenpressingspunktene, ettersom valsenes sammenpressing har en tendens til å flate ut røret, og 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 hvis man har en mindre enn total lukning av røret, så muliggjør dette en tilbakestrøm 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 rør-stykket 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 .pumpeef fekt 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 forskyvning 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 tilveiebringes 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 dialysatoppløsning 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 dialysatoppløsningen er å justere den trykkdrivende kraf-ten for å få en varierende masseoverføring av vann fra blodet gjennom dialysatorens overføringsoverflate til dialysatoppløs-ningen, slik at man sikrer en i 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 dialysatoppløsning som ble pumpet gjennom pumpen. Denne resulterende reduksjon av strømningshastigheten på dialysatoppløsningen i selve kretsen i hemodialysesystemet svekker den totale effekt av behand-lingen og krever en betydelig økning av behandlingstiden for å få den forønskede fjerning av urenheter fra det blod som behandles.

Grunnentil at man får den ovenfor beskrevne dras-tiske reduksjon av gjennomstrømningshast.ighet av dialysat-oppløsningen 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 siden. 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 slikt fullt 1'ukket 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 atmosfæriske 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 ét totalt lukket pumpesystem er spesielt utsatt for videresammenpresning 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 ei en rørdel som allerede er noe tilflatet 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-e-t relativt tykkvegget 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 tpumpe. Tilveiebringel-sen av ytterligere en valse vil nedsette lengden av rørseg-mentene mellom tilstøtende valser, slik at rørsegmentene mellom valsene blir tilsvarende "stivere", og vil ha høyere motstand mot deformasjon, slik at de nevnte rørsegmenter i mindre 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 kon-vekse overflateprofilen på valsene har en tendens til å loka-lisere deformasjonen av røret til et lite område nær sammenpressingspunktet med valsen, i kont-r§;St.-_-t-il tidligere kjente systemer som hadde en flat valse og en total lukning ved selve kontaktpunktet mellom valsene og røret, noe som resulterte 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 rørpumpeseg-menter, 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 rørpumpe-segment 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 pumpehodet, 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. Por å oppnå ordningen med lavere rotasjonshastighet samtidig som man måtte 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 fore liggende pumpe bare delvis lukket ved kontaktpunktene mellom røret og valsene. En slik delvis lukning av røret vmuliggjør 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 sgraden av tilbake-strømning av væske hvorved man øker pumpeeffekten. Denne fordelaktige effekt ved økende lukning ved høyere negative trykknivåer har man funnet fullt ut kompenserer for reduk-sjonen 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 får en i alt vesentlig konstant gjennomstrømningshastighet av dialysat-oppløsning 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 pumpehodet 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 valsediameteren 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 volumetriske 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 nn 12,5 mm, så måtte man øke rotasjonshastigheten for sterkt for å kunne opprettholde tilstrekkelig gjennomstrømningshastighet på dialysat-oppløsningen. 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 volumetriske kapa-sitet 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 kontak-ter 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 en 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 f år 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 får 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 ha en tendens til__å bli for sterkt "de-formert ved høye negative trykk i dialysatoppløsningen, og dette vil igjen skadelig påvirke pumpeeffekten ved slike ver-dier.

Den peristaltiske 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 væske-volumet 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 dialysatoppløsningen 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 diameter for røret liggeriis,§mrådet fra 0,35 - 0,40 for å unngå for sterk belast-ning på drivanordningene på pumpen, samtidig som man tilveiebringer en rørseksjon med tilstrekkelig motstand mot deforma-

sjon med økende negativt trykk på dialysatoppløsningen.

Som vist på fig. 5 er pumpehodet plassert i en boks 200 med en tilførselsledning 114 for dialysatoppløs-ning 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._t.il nevnte faste akse. Det roterbare stykket 201 innbefatter en perifer horisontal 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 utad-rettede flangedeler 222 og 223 f pr 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, hver med en diameter på 12,5 cm og hvor den radiale avstanden mellom valsenes akse og den faste roterbare akse var 18,5 mm. Rørlengden inne i nevnte tidligere pumpe var l6,2 cm, røret hadde en indre diameter på 4,7 mm og en ytre diameter på 7,8 mm. Drivanordningene var koplet til det roterbare pumpehodet som ble rotert med en hastighet på 400 omdr./min.

Kurve B ble konstruert ifølge foreliggende opp finnelse 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 20jl 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 gjennomstrøm-ningshastighet 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 kapa-sitet 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 det er vist på fig. 6. I motsetning til dette vil gjennomstrøm-ningshastigheten av dialysatoppløsning fra en pumpe ifølge foreliggende oppfinnelse ligge innnenfor 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 gjennomstrømningshastigheten ved ca.

60 mm Hg negativt trykk, hvoretter man får en langsom stigning av gjennomstrømningshastigheten til ca. 200 mm Hg negativt trykk og så igjen en viss nedgang i gjennomstrømningshastig-heten 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@. 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 utøver 60 mm Hg, så vil dette gjøre at man får en økende grad av lukning av røret ved kontaktpunktene ved valsene, og dette resulterer i en økning av pumpeeffekten som opphever den negative virkning som er nevnt tidligere slik at man lang-somt får en økende gjennomstrømning av dialysatoppløsning 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 bara 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 rotasjonsaksen generelt har konveks form, dvs. at valsens diameter er større midt på enn i hver ende. Valsen har en maksimal diameter D målt i et plan langt loddrett på valsens rotasjonsakse, fra 6 til 18 mm, f. eks. 9,1 mm. Høyden jHlpå valsen for den forannevnte maksimale diameter D på valsen er ca. 14,8 mm. Som vist har valsene flangede endesegmenter 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 pa aksen til selve pumpehodet. I praksis kan valsene fremstilles av ethver.t egnet konstruksjonsmateriale, men har i praksis vist seg at polymeriske materialer er meget fore-trukket på grunn av sine 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__fior 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 til 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 ut-førelser og variasjoner kan inngå uten at man derved forlater oppfinnelsens intensjon slik denne fremgår av de etterfølgende krav.

Claims

1. Hemodialyseapparat for behandling av blod for å

fjerne urenheter av dette hvor apparatet innbefatter dialysatoranordninger igjennom hvilke man fører urent blod samt en dialysatoppløsning i et indirekte masseoverføringsforhold for derved å få overført de nevnte urenheter fra nevnte blod til nevnte dialysatoppløsning, anordninger for å overføre det urene blodet fra en pasient til nevnte dialysatoranordning samt for å returnere renset blod til nevnte pasient, anordninger for å overføre dialysatoppløsning fra en kilde for en slik oppløsning til,nevnte dialysatoranordning samt anordninger for å overføre brukt dialysatoppløsning fra nevnte dialysator, hvorved det dannes en strømkrets for dialysatoppløsningen som blant annet innbefatter en bøyelig, elastisk rørpumpeseksjon gjennom hvilken dialysatoppløsningen pumpes, peristaltiske pumpeanordninger med et roterbart pumpehode med en fast roterbar akse og omkring hvilken det er plassert en rekke periferiske plasserte valser som uavhengig kan rotere omkring sine respektive akser som står parallelt til nevnte faste akse, anordninger for å feste endesegmentene på nevnte fleksible, elastiske rør-pumpeseks jon slik at nevnte rør ligger i strekkspenning omkring nevnte pumpehode slik at røret samtidig er i kontakt med og presses sammen av minst to av de nevnte periferisk plasserte valser og hvor nevnte valser er montert slik at det skjer en langsgående bevegelse av kontaktpumpene langs røret under rotasjon av nevnte pumpehoder, hvorved man presser dialysatoppløs-ningen gjennom nevnte rør, karakterisert ved at nevnte peristaltiske pumpe innbefatter fire valser plassert på nevnte' pumpehode og hvor hver valse har en generelt konveks overflateprofil slik at man bare får en delvis lukning av røret ved kontaktpunktene med nevnte valser, og hvor valsene har en diameter på fra 6 til 18 mm og periferisk er plassert 90° fra hverandre og hvor den radiale avstand mellom valsenes akser og nevnte faste akse varierer fra 12 til 37,5 mm, og hvor nevnte fleksible rørpumpeseksjon inne i pumpen har en lengde målt langsetter røret fra dets festepunkter inne i pumpen varierende fra 17 til 27,5 cm, og hvor røret har en veggtykkelse varierende fra 1,8 til 3S 2 mm og en indre diameter fra 4,5 til 8,8 mm samt drivanordninger som er koplet til nevnte pumpehode slik at dette kan rotere med en hastighet varierende fra 50 til 400 omdr./min.

2. Apparat ifølge krav 1, karakte rii sert ved at nevnte peristaltiske pumpe er montert slik at den kan virke i en lukket dialysemodul bestående av en enkelt enhet.

3. Apparat ifølge krav 2, karakterisert ved at en del av strømkretsen for dialysatoppløsningen er plassert i nevnte lukkede dialysemodul bestående av en enhet, og hvor strømkretsen for dialysatoppløsning er alternativ slik at den enten kan knyttes til et fordelingssystem for dialysatoppløsning slik at dialysatoppløsningen bare går en gang gjennom nevnte strømkrets for dialysatoppløsningen, eller til en beholder for dialysatoppløsning slik at det skjer en porsjonsvis resirkulasjon av dialysatoppløsning igjennom nevnte strømkret s.

4. Apparat ifølge krav 3, karakterisert ved at nevnte fordelingssystem innbefatter anordninger for å tilveiebringe en kontinuerlig strøm av vann ved for-høyet temperatur til fordelingsanordninge-r hvor nevnte vann og et dialysatkonsentrat blir blandet i et forutbestemt forhold slik at man får dannet nevnte dialysatoppløsning, og hvor nevnte anordninger for å tilveiebringe en kontinuerlig strøm av vann ved forhøyet temperatur innbefatter en vannkilde samt anordninger for å oppvarme vann fra nevnte kilde til nevnte forhøyede temperatur, samt utluftningsanordninger for å fjerne oppløselige gasser fra det oppvarmede vann før dette føres til nevnte fordelingsanordninger, og hvor nevnte utluftningsanordninger innbefatter: (a) et første reservoar som mottar oppvarmet vann fra nevnte oppvarmingsanordninger og som er utstyrt med venti- . lasjonsanordninger for å fjerne de gasser som er frigjort fra nevnte vann under nevnte oppvarming slik at man får fremstilt delvis utluftet vann; (b) en vakuumpumpe; (c) et rør som forbinder nevnte første reservoar med et innløp på nevnte vakuumpumpe for.å føre nevnte delvis utluftede vann fra nevnte første reservoar til nevnte vakuumpumpe ; (d) justerbare strømbegrensende anordninger plassert ifhevnte rør for å redusere trykket på det delvis utluftede vann idet dette føres gjennom nevnte rør for derved ytterligere å få frigjort gass fra vannet og fremstille et vann med lavere trykk hvor den frigjorte gassen er dispergert; (e) et rør som forbinder den ene enden av et utløp på nevnte vakuumpumpe for uttak av vann med høyere trykk hvor den frigjorte gassen er dispergert; (f) et annet reservoar forbundet til nevnte andre ende av nevnte rør (e) for mottak av vann med høyere trykk fra nevnte vakuumpumpe, og hvor nevnte andre reservoar har utventi- lasjonsanordninger for uttak av den frigjorte gass. slik at man får fremstilt et endelig utluftet vann; og (g) anordninger for overføring av det utluftede vann fra nevnte gandre reservoar til nevnte fordelingsanordninger, og hvor nevnte fordelingsanordninger er forbundet til nevnte gjennomstrømningskrets for dialysatoppløsning slik.at man til-fører dialysatoppløsning til nevnte fordelingssystem.

5. Apparat ifølge krav 4, karakterisert ved at nevnte utluftningsanordninger ytterligere innbefatter et overløp for å opprettholde et væskenivå i nevnte første reservoar under et forutbestemt nivå, samt et rør som forbinder nevnte første reservoar med nevnte andre reservoar for resirkulering av en del av det endelig utluftede vann fra nevnte andre reservoar til nevnte første reservoar, for derved å bedre fjerningen av oppløste gasser ved hjelp av nevnte utluftningsanordninger.

6. Apparat ifølge krav 4, karakterisert ved at fordelingssystemet er montert for drift i en lukket beholder eller boks som en dialysatoppløsningstilførsels-modul.

7. Apparat ifølge krav 2, karakterisert ved at resten av nevnte gjennomstrømningskrets for dialy-satoppløsning er avtagbart koplet til nevnte fleksible, elastiske rørpumpeseksjon.

8. Apparat ifølge krav 1, karakterisert ved at nevnte fleksible, elastiske rørpumpeseksjon er fremstilt 'av en silikonelastomer.

9. Apparat ifølge krav 8, karakterisert ved at nevnte silikonelastomer har en durometer-verdi på fra 40-60.

10. Apparat ifølge krav 1, karakterisert ved at nevnte blodoverføring og returanordning innbefatter en gjennomstrømningskrets for blod forbundet med nevnte dialysatoranordninger ved hjelp av en fleksibel, elastisk rørpumpe-seksjon gjennom hvilken blodet pumpes og hvor det til nevnte rørseksjon er koplet en peristaltisk pumpe for pumping av nevnte blod.

11. Apparat ifølge krav 1, karakter las ert ved at nevnte gjennomstrømningskrets for dialysatoppløsning danner en lukket sløyfe eller krets med nevnte dialysatoppløs-ningskilde for porsjonsvis resirkulering av nevnte dialysat-oppløsning gjennom nevnte dialysatoranordning.

12. Apparat ifølge krav 1, karakterisert ved at kilden for dialysatoppløsning innbefatter fordelingsanordninger for kontinuerlig blanding av vann fra en vannkilde med et dialysatkonsentrat slik at man får fremstilt nevnte dialysatoppløsning og hvor nevnte dialysatoppløsning strømmer gjennom nevnte gjennomstrømningskrets for dialysat-oppløsningen i en enkelt gjennomstrømning.

13. Apparat ifølge krav 1, karakterisert ved at nevnte gjennomstrømningskrets for dialysatoppløs-ning innbefatter en del foran nevnte dialysatoranordninger som er forbundet med: anordninger for oppvarming av nevnte dialysatopp-løsning, anordninger for å måle temperaturen på nevnte dialy-satoppløsning plassert etter nevnte oppvarmingsanordninger og for å justere oppvarmingshastigheten på nevnte dialysatoppløs-ning ved hjelp av nevnte oppvarmingsanordninger i forhold til den temperatur som måles ved hjelp av temperaturmåleren slik at man holder temperaturen på dialysatoppløsningen på et forutbestemt nivå; samt anordninger for å måle den elektrolytiske ledningsevnen på nevnte dialysatoppløsning.

14. Apparat ifølge krav 13, karakterisert ved at anordninger for påvisning av eventuelle blodlekka-sjer er plassert i gjennomstrømningskretsen for dialysatoppløs-ningen etter nevnte dialysatoranordninger.

15. Apparat ifølge krav 13, karakterisert ved å innbefatte anordninger for å omdanne nevnte må_ång av dialysatoppløsningstemperaturen til et transmitterbart signal; anordninger for å overføre nevnte temperaturmålings-signal; visuelle avlesningsanordninger koplet medr-nevnte temperaturmåler ved hjelp av nevnte signaltransmitteringsanordninger for indikering av nevnte målte temperatur på dialysatoppløs-ningen; anordninger for å omdanne nevnte målte elektrolytiske ledningsevne på dialysatoppløsningen til et transmitterbart signal; anordninger for å transmittere eller overføre nevnte målte elektrolytiske ledningsevne; samt visuelle avlesnings anordninger koplet med nevnte måler for den elektrolytiske ledningsevne ved hjelp av nevnte transmitteringsanordninger for nevnte målte ledningsevne for derved å få indikert nevnte målte elektrolytiske ledningsevne.

l6. Hemodialyseapparat for behandling av blod for fjerning av urenheter fra dette, og hvor nevnte apparat innbefatter dialysatoranordninger gjennom hvilke man fører urent blod samt en dialysatoppløsning i et indirekte masseoverførings-forhold for overføring av urenheter fra._n.evnte blod til nevnte dialysatoppløsning; anordninger for overføring av det urene blod fra en pasient til nevnte dialysatoranordninger som innbefatter en bøyelig, elastisk rørpumpeseksjon gjennom hvilken blodet pumpes samt anordninger for å returnere det rensede blod til nevnte pasient og hvor dette system danner en gjennom-strømningskrets for blod; anordninger for å overføre dialysat-oppløsning fra en dialysatoppløsningskilde til nevnte dialysator samt anordninger for uttak av brukt dialysatoppløsning fra nevnte dialysator og hvor dette system danner en gjennomstrøm-ningskrets for dialysatoppløsning, og hvor denne sistnevnte krets innbefatter en bøyelig, elastisk rørpumpeseksjon gjennom hvilken dialysatoppløsningen pumpes, to peristaltiske pumper som hver har et roterbart pumpehode innbefattende et basisstykke som kan rotere omkring en fasteakse og hvor det på dette er periferisk plassert valser som uavhengig kan rotere omkring sine respektive akser som er parallelle til nevnte faste akse; anordninger for feste av endesegmentene på nevnte fleksible, elastiske rørpumpeseksjoner i nevnte gjennomstrøm-ningskrets for blod og i nevnte gjennomstrømningskrets for dialysatoppløsning slik at røret i hver krets under strekkspenning er lagt omkring pumpehodet i hver av de separate peristaltiske pumper og samtidig berøres og presses sammen av minst to av de periferisk plasserte valser i nevnte peristaltiske pumpe i nevnte krets; og hvor valsene i hver peristaltiske pumpe er montert slik at det skjer en langsgående bevegelse av kontaktpunktene langs røret under rotasjon av nevnte pumpehode, hvorved man presser væske igjennom nevnte rør; karakterisert ved at nevnte pumpe for nevnte dialysatoppløsning innbefatter fire valser plassert på nevnte basisstykke og hvor hver valse har en generell kon veks overflateprofil slik at man bare får en delvis lukning av røret ved kontaktpunktene med valsene, og hvor disse har en maksimal diameter på mellom 6 og 18 mm og er periferisk plassert 90° fra nærstående valser, og hvor den radiale avstand mellom valsenes akser og nevnte faste akse er fra 12,5 til 37,5 mm, og hvor nevnte fleksible, elastiske rørpumpe-seksjon i nevnte krets for dialysatoppløsningen har en lengde målt langsetter røret mellom de festede endesegmenter på dette, varierende fra 17,0 til 27,5 cm,-og hvor røret har en veggtykkelse fra 1,8 til 3,2 mm og en indre diameter fra 4,5 til 8,8 mm samt drivanordninger som er koplet til nevnte pumpehode i nevnte peristaltiske pumpe i nevnte gjennomstrøm-ningskret for dialysatoppløsning, slik at nevnte pumpehode kan rotere med en hastighet varierende fra 150 til 400 omdr. pr. minutt.

17. Apparat ifølge krav 16, karakterisert ved at det i nevnte gjennomstrømningskrets for dialysat-oppløsning foran nevnte dialysatoranordning er plassert: (a) anordninger for oppvarming av nevnte dialysatoppløsning; (b) anordninger for å måle temperaturen på dialysatoppløs-ningen og justere oppvarmingshastigheten på denne ved hjelp av oppvarmingsanordninger som er koplet til nevnte temperatur-, måler, slik at man holder temperaturen i dialysatoppløsningen på et forutbestemt nivå; (c) anordninger for å omdanne nevnte målte temperatur på dialysatoppløsningen til et transmitterbart signal; (d) anordninger for å overføre nevnte signal; (e) synlige avlesningsanordninger koplet med nevnte temperaturmåler ved hjelp av nevnte signaloverføringsanordninger for derved å kunne avlese nevnte målte dialysatoppløsningstempera-tur; (f) anordninger for å måle den elektrolytiske ledningsevnen på nevnte dialysatoppløsning; (g) anordninger for å omdanne nevnte målte elektrolytiske ledningsevne til et transmitterbart signal; (h) anordninger for å overføre nevnte elektrolytiske ledningsevnesignal; og (i) synlige avlesningsanordninger koplet til nevnte elektrolytiske ledningsevnemåler ved hjelp av nevnte transmitteringsanordninger slik at man kan avlese den målte elektrolytiske ledningsevnen i dialysatoppløs-ningen, og hvor det etter nevnte dialysatoranordninger i nevnte gjennomstrømningskrets for dialysatoppløsning er pias- sert (j) anordninger for påvisning av en eventuell blodlekkasje, og hvor nevnte to peristaltiske pumpeanordninger, festeanordninger, drivanordninger for pumpene samt anordningene (a) - (j) forbundet med gjennomstrømningskretsen for nevnte dialysatoppløsning, er plassert i en enkelt lukket beholder.

18. Apparat ifølge krav 1, karakterisert ved at nevnte fleksible, elastiske rørpumpe-seksjon har en lengde på fra 17,5 til 25 cm.

19. Apparat ifølge krav 1, k a._r akteri-sert ved at forholdet mellom nevnte veggtykkelse til nevnte indre diameter på nevnte bøyelige, elastiske rør-pumpeseksjon ligger i området fra 0,35 til 0,40.