NO833440L

NO833440L - Hemodialyseanordning

Info

Publication number: NO833440L
Application number: NO833440A
Authority: NO
Inventors: Vernon H Troutner
Original assignee: Extracorporeal Med Spec
Priority date: 1982-09-24
Filing date: 1983-09-23
Publication date: 1984-03-26
Also published as: ES525919A0; EP0104897A3; ES280738U; EP0104897A2; JPS59131358A; BR8305230A; ES8501237A1; US4490135A; ES280738Y

Description

Foreliggende oppfinnelse angår blodstrømsystemer med vek-slende strøm og med enkel nål for hemodialysesystemer.

Blodstrømningssystemer for hemodialyse anvendes som tera-peutisk behandling når en pasients nyrer ikke lenger utfører sin blodrensende funksjon på grunn av sykdom, ved at det er fjernet eller svikter på annen måte. Når nyrer svikter fører dette til opphopning av giftige avfallsstoffer i pasientens blod. Hvis det ikke treffes foranstaltninger for å fjerne disse avfallsstoffer, vil pasienten oppleve en kanskje fatal uremisk forgiftning. Uremisk forgiftning kan hindres ved anvendelse av hemodialyse, der blod trekkes fra pasienten og sirkuleres gjennom et dialyseapparat. I dialyseapparatet blir blodet holdt adskilt fra en spesielt behandlet dialysevæske ved hjelp av et membran som har porer med mikroskopisk størrelse og gjennom hvilke avfallsproduktene fra blodet kan passere. De mikroskopiske porer er imidlertid for små til at blodceller, proteiner og andre viktige elementer i blodet kan passere gjennom membranet. Avfallsproduktene diffunderer derfor inn i dialysevæsken

og fjernes fra pasientens blod. Det rensede blod blir deretter ført tilbake til pasientens legeme.

I mange vanlige hemodialysesystemer, for eksempel the

Single Patient System (SPS) modell DM-350, som fremstilles

av Extracorporeal Inc. i King of Prussia, Pennsylvania, blir blod trukket fra pasienten gjennom en første arteriell årepunksjon som kan foretas på vanlig måte med kanyle.

Blodet blir deretter behandlet av SPS systemet og ført tilbake til pasientens legeme gjennom en andre årepunksjon av en vene som også kan foretas med en kanyle. Årepunksjoner der kanylen blir sittende tilbake for senere bruk,

kan imidlertid ikke benyttes i det uendelige. Over en viss tid blir kanylen drevet ut fra pasientens legeme eller det kan oppstå infeksjoner. I tillegg til dette vil huden over venene bli fortykket etter gjentatt hemodialyse.

Det blir da nødvendig kirurgisk å sørge for nye årepunksjoner i pasientens legeme for fortsatt hemodialyse.

I den senere tid er behovet for to årepunksjoner ved hemodialyse blitt unngått ved utvikling av hemodialysesystemer med enkel nål. I disse systemer blir blod trukket fra og ført tilbake til pasientens legeme gjennom en enkel nål med en Y-formet forgrening. Pasienten blir i almindelighet gjort klar for hemodialyse ved kirurgisk implantasjon av en arteriovenøs fistula, som forbinder en arterie med en nærliggende vene. Omledning av arterieblod til venen, fører til at venen blir utvidet og muliggjør forholdsvis lett innføring av den enkle nål i den arterialiserte vene gjennom hvilken det oppstår en tilstrekkelig blodstrøm for hemodialyse. Det har vist seg at fistula karrene blir mindre traumatisert ved teknikken med enkel nål og at pasientene fysiologisk har fordel av det reduserte antall årepunksjoner.

I et typisk hemodialysesystem med enkel nål, blir blod av-vekslende sirkulert fra og til pasientens sirkulasjonssystem ved hjelp av en enkel blodpumpe eller ved hjelp av arterielle og venøse blodpumper. Under den første eller arterielle fase av operasjonen, blir blod trukket fra pasienten og pumpet inn i dialysesystemet ved hjelp av den arterielle blodpumpe. Blod hindres i å returnere til nålen ved lukning av en ventil som ligger mellom utløpet fra den arterielle pumpe og nålen eller ved en fastlåsing av den venøse blodpumpe. Blodtrykk i systemet bygges opp inntil et tidspunkt da den arterielle pumpe stenges av, ventilen åpnes, eller den venøse pumpe i et topumpe-system settes igang for å pumpe blod ut av dialysesystemet og tilbake til fistualen. Under denne andre eller venøse fase av operasjonen, vil blodtrykket i dialysesystemet falle betydelig. Til slutt nås et punkt der den venøse pumpe stenges av og syklusen gjentas.

Den sykliske veksling mellom de arterielle og venøse faser, kan foregå ved styring av tidspunktene for driften av de to pumper eller ved igangsetning av pumpene ved oppnåelse av på forhånd bestemte trykkgrenser i systemet. Typisk er den arterielle fase kjennetegnet ved oppbygning av et høyt blodtrykk i systemet. Dette kan føre til uønskede høye påkjenninger på systemet, høy ultrafiltrering i dialyseapparatet og tilhørende sikkerhetsrisiko. På den annen side blir blodtrykket utsatt for et bratt fall under den venøse fase når blod pumpes tilbake til fistulaen. Dannelse av et meget lavt eller et negativt blodtrykk i systemet kan reversere den nødvendige trykkforskjell mellom blod og dialysevæske over dialysemembranet (TMP) og kan også resultere i uønsket skumdannelse i blodet og blanding av veneblod og arterieblod i den enkle nålforgrening. Av denne grunn er det ønskelig å redusere eller eliminere disse uheldige virkninger av blodtrykkforskjellen i et hemodialysesystem med enkel nål.

I henhold til prinsippene ved foreliggende oppfinnelse er man kommet frem til et hemodialysesystem med enkel nål der man opprettholder et i det vesentlige konstant referanse-trykk i rørsystemet for blodet. Under den arterielle fase av operasjonen, trekkes blod gjennom den enkle nål og pumpes gjennom et dialyseapparat og inn i en fleksibel akkumulator. Akkumulatoren utvider seg lett etterhvert som den fylles, og frembringer dermed så godt som intet til-bakerettet trykk mens den fylles. Den eneste betydelige trykkforandring er trykkfallet som skyldes blodets strøm gjennom dialyseapparatet. Venetrykket vil derfor ligge omtrent på null inntil utvidelsesgrensene for akkumulatoren er nådd. På dette tidspunkt måles en trykkstigning og den arterielle fase avsluttes, mens den venøse fase påbegynnes. Blod trekkes fra akkumulatoren som faller sammen, mens blod føres tilbake gjennom den enkle nål. På denne måte vil trykket i dialyseapparatet holde seg omtrent på null, mens blod føres tilbake til pasienten. Når en tilstrekkelig mengde av blod er ført tilbake til pasienten,avsluttes den venøse syklus og det hele gjentas.

Man vil se at denne teknikk fører til en betydelig blod-strøm gjennom dialyseapparatet under den arterielle fase av operasjonen, og opprettholdelse av omtrent null blodtrykk i dialyseapparatet under den venøse fase. Blodtrykkforskjellen mellom de to faser av operasjoner holdes på

et meget lavt nivå.

Oppfinnelsen er kjennetegnet ved de i kravene gjengitte trekk og vil i det følgende bli forklart nærmere under henvisning til tegningene der: Figur 1 virker blodsirkulasjonsbanen for et hemodialysesystem med enkel nål, utført i henhold til prinsippene for foreliggende oppfinnelse,

figurene 2a og 2b viser grafisk blodtrykkene ved innløp og utløp i dialyseapparatet på figur 1,

figur 3 viser et ledningssett for arterieblod som er egnet for anvendelse i anordningen på figur 1 og

figur 4 viser et rørledningssett for veneblod som er egnet for anvendelse i anordningen på figur 1.

I den blodstrømningsbane for et hemodialusesystem som er vist på figur 1, har man en enkel nål 10 som er egnet for overføring av blod til og fra en pasient. På figur 1

viser pilene strømningsretningen for blodet gjennom systemet.

Fra den enkle nål 10 strømmer blodet gjennom blodledningen 12 til putebryter 14 for negativt trykk. Putebryteren 14 innbefatter et putelignende stykke av en ledning 16 og en føler eller en bryter 18 som påvirkes ved avlastning av trykket i det putelignende stykke 16. Når trykket i puten faller under et bestemt nivå, vil føleren eller bryteren bli påvirket og avgi en alarm såvel som påvirke andre prosedyrer som avbryter operasjonen av systemet.

Fra putebryteren 14 har blodledningen forbindelse til

en rullepumpe 20 for arterieblod. Arterieblodpumpen be-tjenes under styring fra en regulator 11 som vil bli beskrevet i det følgende. Blodledningen er så forbundet med et arterielt dryppekammer 30 som er koblet etter pumpen og som samler blod og har forbindelse til de for-skjellige måleapparater i systemet. Trykket i dryppekammeret 30 overvåkes av en arteriell mekanisk trykkmåler 32 med alarmkontakter. Blodnivået i kammeret 30 kan reguleres ved betjening av en rullepumpe 34 for justering av blodnivået, idet luft ved pumpen kan.tilføres eller tas ut fra kammeret. Utløpet fra dryppekammeret 30 er koblet med blodledning til innløpet for et kapillært dialyseapparat 40. I dialyseapparatet blir forurensninger i blodet bragt gjennom dialysemembranet og inn i dialysevæsken som strømmer inn i og ut av dialyseapparatet gjennom adskilte innløp og utløp, styrt av et ikke vist tilberedelsessystem for dialysevæsken .

Renset blod strømmer ut av dialyseapparatet 40 og inn i et venøst dryppekammer 50. Trykket i det venøse dryppekammer 50 overvåkes av en mekanisk trykkmåler 54 med alarmkontakter. En andre pumpe 52 til regulering av blodnivået er koblet

til dryppekammeret 50 for å tilføre eller ta ut luft fra kammeret, og dermed justere blodnivået i dette. I en rør-ledning mellom det venøse dryppekammer 50 og den venøse trykkmåler 54, sitter det en faststoff trykktransduktor 56 som har kontroll med vekslingen av blodpumpene og også sørger for en annen overvåkning av det venøse blodtrykk.

Det venøse dryppekammer 50 har videre et filter 58 som står

i kammeret.

En luft/skumdetektor 60 er anbragt ved det venøse dryppekammer 50. Detektoren 60 vil med ultralyd eller optisk påvise tilstedeværelse av en abnorm mengde av luft eller skum i blodet og også styre blodnivået i kammeret 50. Detektoren påvirkes ved opptreden av en abnorm tilstand

at den styrer en klemme 62 som klemmer igjen blodledningen for-å hindre pumping av skum og luftbobler inn i pasientens sirkulasjonssystem.

Blodledningen fører så til innløpet for en akkumulatorpose 70 av vinyl. Utløpet fra akkumulatorposen 70 er koblet til en putebryter 72 for positivt trykk og denne behøver bare være en forlengelse av akkumulatorposen 70 eller, som vist på figur 1, den kan innbefatte et kutteformet stykke av rørseksjonen 74. Abnorm utvidelse av det puteformede stykke 74 på grunn av en uønsket oppbygning av blodtrykk, fører til at føleren eller bryterdelen 76 setter igang en alarm og avbryter systemets drift.

Fra putebryteren 72 passerer blodet gjennom en rullepumpe

80 for venøst blod og pumpen drives under styring fra regulatoren 100. Blodledningen fører så gjennom en andre luft/ skumdetektor 90, som er koblet til systemets alarm via regulatoren 100.

Sluttelig er blodleningen koblet til nålen 10 for å føre tilbake renset blod til pasientens sirkulasjonssystem.

Under drift blir den arterielle blodpumpe 20 på figur 1 startet av regulatoren 100 for å begynne å trekke blod fra pasienten gjennom nålen 10. Putebryteren for negativt trykk sikrer mot uttak av blod med for stor hastighet, noe som indikeres ved utviklingen av et negativt trykk ved bryteren. Befordring av blod med for høy hastighet med arteriepumpen, kan føre til at pasientens fistula faller sammen og til skumdannelse i blodet eller resirkulasjon av renset blod ved nålforgreningen. Putebryteren sikrer også mot enhver blokkering av blodstrømmen i fistulaen og i nålen, en tilstand som bevirker at systemet settes ut av drift.

Pasientens blod pumpes igjennom blodledningen 12, det arterielle dryppekammer 30 og inn i dialyseapparatet 40. Strømmen av blod er i virkeligheten uhindret opp til dialyseapparatet og ved dette oppstår det et trykk ved at den arterielle pumpe driver blodet gjennom kapillarene i dialyseapparatet. Dialyseapparatet skaper det eneste betydelige trykkfall mellom den arterielle blodpumpe 20 og akkumulatorposen. Dette trykkfall vil variere med den type dialyseapparat som anvendes. Figur 2a viser det typiske innløps-trykk for et dialyseapparat av kappilartypen. Under den arterielle fase av operasjonen, da den arterielle blodpumpe er i drift, ser man at dialyseapparatets innløps-trykk i dette eksempel holder seg stort sett på 20-25 mm i forhold til atmosfæretrykket, noe som vil bli anvist på den arterielle trykkmåler 32.

Ved utløpet fra dialyseapparatet, vil blodtrykket imidlertid holde seg stort sett på 0 mm som vist på figur 2b.

Dette skyldes at det rensede blod fritt kan strømme inn

i det venøse dryppekammer 50 og deretter inn i akkumulatorposen 70. Akkumulatorposen 70 er til å begynne med tom og blir lett fyllt med blod fra dryppekammeret, siden utsiden av posen påvirkes av atmosfæretrykket. Når så akkumulatorposen fylles, vil den omtrent ikke frembringe noe bakoverrettet trykk som vil hindre strømmen av blod ut av dialyseapparatet. Da akkumulatorposen er påvirket av atmosfæretrykket, vil videre de trykkfølene anordninger ved utløpssiden av dialyseapparatet, for eksempel den venøse trykkmåler 54 og trykktransduktoren 56 direkte kunne angi

trykket i akkumulatorposen også med atmosfæretrykket som referanse.

Akkumulatorposen fylles fritt med blod inntil den er full

og på dette tidspunkt har dens grenser for utvidelse blitt nådd og trykket i akkumulatorposen og det venøse dryppekammer begynner å stige, som angitt ved 102 på figur 2b. Denne trykkstigning tilbakeføres til innløpssiden av dialyseapparatet som vist ved 104 på figur 2a. Økningen i trykket blir angitt på begge de arterielle og venøse måleanordninger 32 og 54 som er mekaniske og blir også følt av faststofftransduktoren 56 for trykk. Transduktoren 56 sender et signal til regulatoren 100. Regulatoren 100 som kan innbefatte en mikroprosessor som eksempel, påvirkes ved oppnåelse av et på forhånd bestemt trykknivå ved dialyse-apparatutløp, i dette eksempel 20 mm, og vil stanse driften av den arterielle blodpumpe og sette igang den venøse blodpumpe 80. Putebryteren 72 for positivt trykk sikrer mot oppnåelse av uvanlig høye venøse trykk ved å koble ut systemet om slike trykk oppstår.

Den venøse blodpumpe 80 er i drift et bestemt antall peri-oder, for å fjerne blod fra akkumulatorposen og føre dette tilbake til pasientens system. Pumpeperiodene kan benyttes som et mål for denne venøse fase av operasjonen siden hver pumpeperiode tilsvarer pumping av et kjent volum blod.

Det antall pumpeperioder som kreves for å tømme akkumulatorposen, kan også bestemmes, siden kapasiteten av posen når den er full er en kjent størrelse og blodnivåene i dryppekammerene 30 og 50 kan kontrolleres ved pumpene 34

og 52 for justering av blodnivået og systemet med blod-ledningene er stort sett ikke ettergivende og har en blod-kapasitet som man kjenner på forhånd.

Etterhvert som blod føres tilbake til pasienten, vil det venøse trykk ved utløpet fra dialyseapparatet hurtig falle tilbake til null mm, som vist på figur 2b, etterhvert som akkumulatorposen hurtig blir slappere. På samme tid faller blodtrykket ved innløpssiden til dialyseapparatet tilbake mot null trykk, siden den arterielle blodpumpe er stanset. Dette betyr at blodstrømmen gjennom dialyseapparatet hoved-saklig finner sted under den arterielle fase av systemet da den arterielle blodpumpe driver blod gjennom dialyseapparatet. Da trykket i dialyseapparatet ikke går under null når akkumulatoren tømmes, oppstår det heller ikke noen uønskede negative trykk over membranet. Mens blod føres tilbake til pastienten under den venøse fase, kontrollerer luft/skumdetektoren 90 det tilbakeførte blod og setter regulatoren 100 i alarmberedskap hvis blodet inneholder en uønsket mengde luft eller skum. Når den ønskede mengde blod er blitt ført tilbake til pasienten, avslutter regulatoren den venøse fase ved å stanse blodpumpen 80, hvor-etter driften av arteriepumpen 20 igjen settes igang for å begynne en ny arteriell fase av operasjonen. Fasestyrin-gen av blodpumpeoperasjonen er beskrevet mer i detalj i en samtidig innlevert patentansøkning i USA (ECP-73), med tittelen "DUAL PHASE BLOOD FLOW SYSTEM AND METHOD OF

OPERATION".

Som forklart ovenfor, holder trykket i den fleksible akkumulatorpose 70 seg på null i forhold til atmosfæretrykket inntil det tidspunkt da posen er full og stram. På det tidspunkt oppstår det en hurtig målbar økning i det venøse trykk. For at trykkøkningen skal være forholdsvis hurtig og lett å påvise, er det ønskelig at akkumulatorposen skal motstå volumøkning når den er full, for eksempel ved å oppvise minimale eller ingen egenskaper når det gjelder strekning. Posen bør ha en maksimal kapasitet og må derfor ikke kunne utvide seg som en ballong eller strekke seg når den er full. Imidlertid vil minimale strekkegenskaper bety at posen kanskje ville sprekke hvis veksling av pumpefasene ikke finner sted hurtig nok. I henhold til et ytterligere trekk ved foreliggende oppfinnelse er derfor på grunn av dette,

akkumulatorposen 70 på figur 1 anbragt i et stivt rør 78

av plastmateriale som vil omgi posen 70 og hindre at denne sprekker i sømmene. Anbringelse av posen i røret vil øke

2 2 dens sprengningstrykk fra 0,7 kg pr. cm til 1,75 kg pr. cm . Som et alternativ kan det stive rør 78 erstattes av en

kappe, eller en hylse eller strømpe av mylar som ikke strekker seg og som har samme holdefunksjon. Som et ytterligere alternativ, kan en spesielt fremstilt pose bygges opp slik at den vil ha helt eksepsjonelle egenskaper når det gjelder motstand mot å briste, for eksempel ved å bruke en fiber-forsterket pose. En pose med høyt sprengningstrykk er en ekstra sikkerhetsfaktor i anordningen på figur 1.

Et ledningssett for arterieblod og beregnet for anvendelse

i anordningen på figur 1, er vist i detalj på figur 3.

En stikkobling 110 er forbundet med enden av lednings-seksjonen 12. Stikkoblingen 110 forbindes med et segment av den enkle nål 10 på figur 1 og er, når den ikke er i bruk, beskyttet av en hengslet kappe 112. En lednings-klemme 114 er anbragt på rørseksjonen etter stikkoblingen. Etter ledningsklemmen finner man et punkteringsområde innbefattende en latexhylse 116 og en beskyttelseshylse 118. Blodprøver kan tas fra punkteringsområdet ved å

stikke inn en kanyle gjennom latexhylsen 116 og inn i rørseksjonen 12. Latexhylsen vil lukke etterat kanylen er trukket ut. Puteanordningen 16 for negativt trykk, er anbragt i blodledningen etter punkteringsområdet.

En tilførselsanordning 120 er koblet til settet av blodledning med et T-formet koblingsstykke 128. En innstikk-kobling er her lukket med en beskyttelseshette 124 når den ikke er i bruk. En glideklemme 126 er anbragt på rør-seksjonen for tilførselsledningen. Tilførselsledningen kan benyttes for tilføring av oppløsninger, for eksempel saltoppløsninger i blodledningen.

Det arterielle blodpumpesegment 130 følger etter tilfør- selsledningen. Pumpesegmentet 130 ligger som en sløyfe gjennom den arterielle rullepumpe 20 og har i almindelig-

het større diameter enn de vanlige normale blodlednings-segmenter 12. I dette eksempel har det arterielle pumpesegment 130 en innvendig diameter på 8 mm.

En ledning 140 for tilførsel av heparin er koblet til blodledningen med et T-formet koblingsstykke 148 etter pumpesegmentet 130. En stikkobling 142 med en endekappe 144 er forbundet med enden av heparinledningen. En glideklemme 146 er anbragt på heparinledningens rørsegment. Blodledningen fører så til det arterielle dryppekammer 30.

Fra toppen av det arterielle dryppekammer 30 fører en ledningsanordning 150 til det arterielle manometer 32 og pumpen 34 for justering av nivået. Ledningsanordningen 150 avsluttes med en stikkobling som har en beskyttelseskappe. En glideklemme 156 er også anbragt på ledningen for trykkmåleren. Et adgangsområde finnes også ved toppen av dryppekammeret 30 og er lukket med en gummiskive eller et membran 160.

Ved enden av blodledningen strekker det seg fra bunnen av

det arterielle dryppekammer 30 en konisk plugg 164 som benyttes for å lukke enden av ledningssegmentet når det ikke er i bruk. En koblingskrage 162 ligger rundt ledningen nær enden av denne og benyttes til å låse blodlednings-anordningen til innløpet for dialyseapparatet.

Figur 11 viser en venøs blodledning som er egnet foranvendelse i anordningen på figur 1. En konisk plugg 166 og en koblingskrage 163 er anbragt ved enden av ledningen for kobling av denne til utløpet fra dialyseapparatet 40. Blodled-ningssegmentet fortsetter deretter til toppen av det venøse dryppekammer 50. Fra toppen av det venøse dryppekammer 50 strekker det seg en innføringsanordning som er lukket med en gummipropp 178 og en manometerledning 170 for til-slutning til faststofftransduktoren 56 for måling av trykk og den venøse trykkmåler 54 på figur 1. Manometerledningen 170 har en propp 174 og en glideklemme 176. I bruk i anordningen på figur 1 blir stikkoblingen 172 koblet til et rørsegment som innbefatter trykktransduktoren 56 og en ledning som fører til den venøse trykkmåler 54. I denne ledning har man også et T-formet koblingsstykke som skaper forbindelse til en ledning som fører til pumpen 52 for regulering av nivået.

Et blodledningssegment 12 fører fra bunnen av det venøse dryppekammer 50 til den fleksible akkumulatorpose 70. Fra utløpet av akkumulatorposen 70 fortsetter blodledningen til puteanordningen 74 for positivt trykk og deretter til en venøst pumpesegment 180. Det venøse pumpesegment 150, på samme måte som det arterielle pumpesegment 130 på figur 3, har en innvendig diameter på 8 mm i dette eksempel.

Fra det venøse pumpesegment 180 går rørledningen gjennom et venøst punkteringsområde som innbefatter en latexhylse 192 og en beskyttelseskappe 194 for dette område. En led-ningsklemme 196 er lagt rundt ledningen etter punkteringsområdet. Den venøse ledning avsluttes med en stikkobling 200 som kan kobles til nålen 10. Stikkoblingen 200 er beskyttet når den ikke er i bruk ved hjelp av en hengslet hette.

Claims

1. Hemodialysesystem for behandling av en pasient, karakterisert ved at det omfatter: En anordning for å trekke blod fra pasienten, en første arteriell blodpumpe med et innløp koblet til den nevnte anordning og et utløp, et dialyseapparat med et innløp koblet til utløpet fra den arterielle blodpumpe og et utløp for rensing av gjennomstrømmende blod, en fleksibel blodakkumulator med et innløp koblet til utløpet fra dialyseapparatet og et utløp, idet utsiden av den fleksible akkumulator står under atmosfæretrykk, slik at blodtrykket i akkumulatoren har atmosfæretrykket som referanse, en andre venøs blodpumpe med et innløp koblet til ut-løpet fra akkumulatoren og et utløp og anordninger koblet til utløpet fra den venøse blodpumpe for tilbakeføring av renset blod til pasienten.

2. Hemodialysesystem som angitt i krav 1, karakterisert ved at akkumulatoren er omgitt av ikke ettergivende anordninger som hindrer utvidelse av akkumulatoren utover en gitt størrelse.

3. Hemodialysesystem som angitt i krav 2, karakterisert ved at den ikke ettergivende del er et stivt rør.

4. Hemodialysesystem som angitt i krav 2, k a r a k- terisert ved at den ikke ettergivende del er en kappe som er ikke strekkbar.

5. Hemodialysesystem som angitt i krav 2, karakterisert ved at den ikke ettergivende del omfatter en mylar hylse.

6. Hemodialysesystem som angitt i krav 1 eller 2, karakterisert ved at de første og andre anordninger omfatter ben på en hul nål med en Y-formet forgrening.

7. Hemodialysesystem som angitt i krav 1 eller 2, karakterisert ved at den fleksible blodakkumulator omfatter en ettergivende vinylpose.

8. Hemodialysesystem som angitt i krav 1 eller 2, karakterisert ved at vinylposen har en lang-strakt form med innløp og utløp ved motstående ender.

9. Hemodialysesystem som angitt i krav 8, karakterisert ved at vinylposen har fiberforsterkede vegger.

10. Hemodialysesystem som angitt i krav 1 eller 2, karakterisert ved at det omfatter et dryppkammer etter den arterielle pumpe koblet mellom ut-løpet fra pumpen og innløpet til dialyseapparatet og et venøst dryppkammer koblet mellom utløpet fra dialyseapparatet og innløpet til den fleksible blodakkumulator.

11. Blodledningssett for et hemodialysesystem som angitt i ett eller flere av de foregående krav, karakterisert ved at det omfatter: En første arteriell blodledning innbefattende en stikkobling, en første trykkpute koblet til stikkoblingen med et rørsegment, et arterielt blodpumpesegment koblet til den første trykkpute med et rørsegment og en første koblingskrage montert på et ytterligere rør-segment, hvilket ytterligere rø rsegment er koblet til det nevnte arterielle blodpumpesegment og en andre venøs blodledning innbefattende en andre koblingskrage montert på et første venøst ledningssegment, en fleksibel blodakkumulatorpose ved en første ende og en andre ende koblet til det første venøse ledningssegment , en andre trykkpute koblet til den første ende av akkumulatorposen med et ledningssegment, et venøst blodpumpesegment koblet til den annen trykkpute med et rørsegment og en stikkobling koblet til det venøse blodpumpesegment med et rørsegment.

12. En arteriell blodledning for et hemodialysesystem med enkel nål, karakterisert ved at det omfatter: en stikkobling, en første trykkpute koblet til stikkoblingen med et rørsegment, et arterielt blodpumpesegment koblet til den første trykkpute med et rørsegment, et dryppkammer etter arteriepumpen koblet til det arterielle blodpumpesegment med et ledningssegment og en første koblingskrage montert på et ytterligere ledningssegment som er koblet til dryppkammeret.

13. Venøst blodledningssett for et hemodialysesystem med enkel nål, karakterisert ved at den omfatter: En andre koblingskrage montert på et første venøst ledningssegment, et venøst dryppekammer med en inngang koblet til det første venøse ledningssegment og et utløp, en fleksibel blodakkumulatorpose med et innløp koblet til utløpet fra dryppekammeret med et ledningssegment og med et utløp, en andre trykkpute koblet til utgangen fra akkumulatorposen med et ledningssegment, et venøst blodpumpesegment koblet til den annen trykkpute med et ledningssegment og en stikkobling koblet til det venøse blodpumpesegment med et ledningssegment.

14. Anordning som angitt i krav 11 eller 13, karakterisert ved at den omfatter innretninger som er koblet mellom den annen koblingskrage og akkumulatorposen for tilkobling av en trykktransduktor til blodledningen.

15. Anordning som angitt i krav 11 eller 12, karakterisert ved at den omfatter midler koblet mellom det arterielle blodpumpesegment og den første koblingskrage for kobling av blodledningen til en trykkmåler.

16. Anordning som angitt i krav 11 eller 12, karakterisert ved at den omfatter en tilførselsledning for heparin koblet til blodledningen mellom det arterielle blodpumpesegment og den første koblingskrage.

17. Anordning som angitt i krav 11 eller 12, k a r a k- terisert ved at den innvendige diameter av det arterielle blodpumpesegment er større enn den innvendige diameter av rørledningssegmentene.

18. Anordning som angitt i krav 11 eller 13, karakterisert ved at den innvendige diameter av det venøse blodpumpesegment er større enn den innvendige diameter av ledningssegmentene.