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Die
vorliegende Erfindung bezieht sich auf einen Massendurchflussmesser,
und zwar insbesondere auf einen Massendurchflussmesser, der in einem
Gerät verwendet
wird, das einen leichten Durchflussmesser mit einem Gewicht im Grammbereich
erfordert, sowie speziell auf einen Massendurchflussmesser, der
zum Messen des Massendurchflusses durch ein für eine Operation benötigtes,
ein am Patientenbett vorgesehenes oder ein implantierbares künstliches
Herz geeignet ist.
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Das
Messen des Durchflusses ist in verschiedenen technischen Bereichen
unerlässlich,
und daher wird eine Vielzahl von Durchflussmessgeräten herkömmlicher
Art angeboten. Bei diesen Durchflussmessgeräten kann der Massendurchflussmesser
den in einen Normalzustand umgerechneten Durchfluss messen, ungeachtet
der Temperatur und des Drucks des gemessenen Fluids. Daher ist der Massendurchflussmesser
für die
genaue Messung mit Hilfe eines Durchflussmessgeräts unerlässlich. Derartige Massendurchflussmesser
stehen nach dem Stand der Technik zum Beispiel als thermisches Durchflussmessgerät oder als
Coriolis-Durchflussmessgerät
zur Verfügung.
Beim thermischen Durchflussmessgerät muss das Fluid jedoch erwärmt werden.
Daher ist das thermische Durchflussmessgerät zum Messen von Gasen geeignet,
insbesondere bei einem Temperaturanstieg, jedoch nicht zum Messen von
Flüssigkeiten
hoher Dichte. Demnach kann das thermische Durchflussmessgerät nur bei
Flüssigkeiten
mit sehr geringem Durchfluss eingesetzt werden. Des Weiteren lassen
sich mit einem thermischen Durchflussmessgerät nur Fluide messen, die erwärmt werden
können.
Daher ist die Anwendung thermischer Durchflussmessgeräte bei Flüssigkeiten wie
zum Beispiel Blut, die eine hohe Viskosität aufweisen und nicht erwärmt werden
können,
besonders problematisch. Beim Coriolis-Durchflussmessgerät treten
ebenfalls Probleme dahinge hend auf, dass es ein Gerät mit einem
Vibrationsmechanismus mit einem U-förmigen Schlauch erfordert,
dass es groß und
teuer ist, dass aufgrund seiner Form ein Druckverlust unvermeidlich
ist und dass das Gerät schwer
zu reinigen ist, wenn ein Abschnitt des U-förmigen Schlauchs verstopft
ist usw. Demnach ist ein Coriolis-Durchflussmessgerät für die Durchflussmessung
von Fluiden ungeeignet, bei denen eine Komponente durch Vibration
verändert
wird.
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Andererseits
kann in Japan nach dem geltenden Organtransplantationsgesetz eine
Transplantation des Herzens einer hirntoten Person durchgeführt werden.
Die Zahl der Spender ist in der Praxis jedoch unzureichend. Daher
stellt ein künstliches Herz
oft die einzige Möglichkeit
dar, das Leben eines Patienten zu retten. Seit langem wird das künstliche Herz
erforscht, und in der Literatur gibt es viele Berichte über verschiedene
klinische Anwendungen. Auf dem Gebiet der künstlichen Herzen gibt es zwei Möglichkeiten:
ein Ventrikelunterstützungssystem zum
parallelen Einsetzen eines natürlichen
Spenderorgans/Herzens, ohne das natürliche Herz zu entfernen, sowie
ein totales Kunstherz, das in einem chirurgischen Eingriff mit dem
natürlichen
Herzen verbunden wird. Üblicherweise
haben fast alle diese künstlichen
Herzen ein außerhalb
des Körpers
am Patientenbett installiertes pneumatisches Antriebssystem und
ein Steuersystem. In den letzten Jahren wurde jedoch auch ein Ventrikelunterstützungssystem
zur Implantation im Bauchraum entwickelt, das mittels einer an einem
Gürtel
oder in einem Rucksack angebrachten Batterie elektrisch betrieben
wird. Bei heutigen Produkten kommt ein auch zuhause tragbares Kunstherz
zur Anwendung, wobei dieses jedoch wegen seiner Größe auf Patienten
mit großem
Körperbau
beschränkt
ist. Darüber
hinaus wird bei Operationen über
einen vergleichsweise langen Zeitraum eine Blutpumpe eingesetzt,
und ein ähnlicher
Mechanismus wird auch als Kreislaufunterstützungssystem verwendet. Hier
werden diese Systeme allgemein als künstliches Herz bezeichnet.
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Wird
ein derartiges Kunstherz nach seinem Pumpentyp klassifiziert, so
unterscheidet man allgemein zwei Systeme, nämlich ein pulsierendes Pumpsystem
und ein Durchflusssystem. Beim pulsierenden Pumpsystem wird mit
jedem Pumpenhub eine konstante Blutmenge gefördert, und Pumpen dieser Art
haben die tatsächlichen
Einsatzergebnisse eines Jahres bei Ventrikelunterstützungssystemen
in der klinischen Anwendung verbessert. Das Durchflusssystem fördert das
Blut mit konstantem Druck mit Hilfe eines Rotationsmechanismus.
Bei diesem System ist die Fördermenge
nicht direkt proportional zum Pumpvolumen, und das System ist leicht
in kompakter Form zu konstruieren, so dass es einen vielversprechenden
Einsatz bei implantierbaren Ventrikelunterstützungssystemen erwarten lässt. In
der Praxis verbleibt das natürliche
Hera im Körper,
und ein Ventrikelunterstützungssystem 32 wird,
wie in 3 gezeigt, zum
Beispiel mit einem Blutschlauch 33 mit dem linken Vorhof
oder der linken Herzkammer des natürlichen Herzens 31 verbunden.
Aus physiologischen Gründen
ist ein pulsierender Blutstrom vorzuziehen. Im Hinblick auf den
Einfluss eines nicht pulsierenden Blutstroms wird jedoch bei einem
Herzstillstand im schlimmsten Fall berichtet, dass bei Tierversuchen
keine physiologischen Probleme aufgetreten sind.
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Die
Entwicklung des künstlichen
Herzens mit Durchflusspumpe ist in Japan weiter fortgeschritten, und
bei den Durchflusspumpen unterscheidet man wiederum verschiedene
Typen, zum Beispiel Zentrifugal-, Axial-, Drehkolbenpumpe usw. Die
Eigenschaften des jeweiligen Pumpentyps lassen sich anhand der Merkmale
Druck, Durchfluss, Energieversorgung und Drehzahl beschreiben, und
die Messung des Durchflusses der Pumpe und die Regelung der Antriebsdrehzahl
sind unerlässlich.
Als konkretes Beispiel für
eine solche Pumpe sei hier das in 4A gezeigte
Zentrifugalpumpen-Kunstherz
genannt, das von den Erfindern der vorliegenden Erfindung entwickelt
wurde und als Japanisches Patent Nr. 2807786 (JP-A-10-33664) patentiert
ist. Bei diesem Kunst herz wird, wie in 4 gezeigt,
ein Zentrifugal-Flügelrad 42 von
zwei Lagern 46-48 und 45-50 getragen.
Eine Flügelrad-Antriebseinheit 51 ist
im unteren Abschnitt eines Gehäuses 47 angeordnet.
Eine im Flügelrad eingebaute
Magnetgruppe 44 wird gedreht und durch eine Trennwand 49 hindurch
durch Drehen eines Magneten 53 innerhalb dieser Flügelrad-Antriebseinheit 51 betrieben.
Auf diese Weise strömt
Blut von einer im oberen Abschnitt des Gehäuses ausgebildeten Einlassöffnung 54 ein
und kann aus einer Auslassöffnung 43 wieder
ausströmen,
die am unteren Gehäuseabschnitt
vorgesehen ist. Darüber
hinaus wurde, um das Flügelrad
mit Hilfe der genannten Magnetkupplung zu drehen, eine Konstruktion
mit einer Antriebseinheit eines Direktantriebssystems entwickelt, indem
ein bewegbarer Abschnitt 53 durch eine Elektromagnetgruppe
ersetzt wurde.
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Außerdem haben
die Erfinder der vorliegenden Erfindung und andere zusätzlich zu
dem vorstehend beschriebenen Zentrifugalpumpen-Kunstherz eine in 4B gezeigte Pumpe entwickelt.
Bei der in dieser Abbildung gezeigten Pumpe läuft ihr mittlerer Abschnitt
in einem mit mehreren radial verlaufenden Flügelradschaufeln 61 versehenen
Flügelradbereich 62 lagerfrei
und bildet einen Einströmbereich 63 für das Blut.
Wenn das Flügelrad 61 gedreht
bzw. angetrieben wird, wird das Blut von einer in einem oberen Gehäuseteil 64 angeordneten
zylindrischen Einlassöffnung 65 angesaugt
und strömt
aus einer im oberen Gehäuseteil 64 angeordneten
Auslassöffnung 66 wieder
aus. Am unteren Abschnitt des Flügelradbereichs 62 ist
ein Flügelrad-Stützelement 67 befestigt, und
an der Innenseite des Flügelrad-Stützelements 67 ist
ein Lagerelement 68 befestigt. An einer Unterseite 70 des
Lagerelements 68 ist zur Aufnahme des Axialdrucks an der
Unterseite eine hydrodynamische Lagernut 71 mit einem spiralförmigen,
zur Pumpe hin laufenden Profil ausgebildet. An einer Oberseite 72 ist
zur Aufnahme des Axialdrucks an der Oberseite eine hydrodynamische
Lagernut 73 mit einem spiralförmigen, von der Pumpe weg laufenden
Profil ausge bildet. Eine Befestigungswelle 77, die auf
einem Abschnitt 76 zur Aufnahme des Axialdrucks an der Unterseite
angebracht ist, der wiederum auf einem unteren Gehäuseteil 75 befestigt
ist, steht hervor und ist an einem in der Mitte des Lagerelements 68 ausgebildeten Öffnungsabschnitt 74 mit
zylindrischen Durchflussöffnungen
angebracht. Ein Abschnitt 78 zur Aufnahme des Axialdrucks
an der Oberseite ist an einem Befestigungselement 79, das
in einem oberen Abschnitt der Befestigungswelle 77 vorgesehen ist,
befestigt und wird von diesem getragen. Der genannte Abschnitt 76 zur
Aufnahme des Axialdrucks an der Unterseite ist so angeordnet, dass
er der hydrodynamischen Lagernut 71 für den Axialdruck an der Unterseite
gegenüberliegt,
und der genannte Abschnitt 78 zur Aufnahme des Axialdrucks
an der Oberseite ist so angeordnet, dass er der hydrodynamischen
Lagernut 73 für
den Axialdruck an der Oberseite gegenüberliegt. Darüber hinaus
ist am unteren äußeren Umfang
der Befestigungswelle eine spiralförmige Nut 80 zum Erzeugen von
Druck ausgebildet. Permanentmagneten 81 sind in gleichen
Abständen am äußeren Umfang
des Flügelrad-Stützelements 67 angeordnet.
Am äußeren Umfang
des unteren Gehäuseteils 75 ist
ein Elektromagnet 82 so angeordnet, dass er dem genannten
Permanentmagneten 81 gegenübersteht. Durch regelmäßiges Umkehren
der Polung des Elektromagneten 82 und Leiten eines elektrischen
Stroms entsteht ein Motor eines Direktantriebsystems, der auf eine
Flügelrad-Antriebseinheit 83 gesetzt
ist.
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Im
Hinblick auf das von den Erfindern der vorliegenden Erfindung und
anderen vorgeschlagene Zentrifugalpumpen-Kunstherz existiert die oben erwähnte Patentschrift 1.
Außerdem
sind jeweils innerhalb und außerhalb
eines gebogenen Rohres Dichtemessabschnitte angeordnet. Mit diesen
Dichtemessabschnitten wird ein durch die Zentrifugalkraft einer Flüssigkeit
innerhalb und außerhalb
des gebogenen Rohres erzeugter Dichteunterschied gemessen. Sodann
wird der Massendurchfluss auf der Grundlage dieses Dichteunterschieds mit
einem Rechensystem berechnet. Dieses Verfahren ist in folgenden
Dokumenten beschrieben:
Patentschrift 1 JP-A-10-33664
Patentschrift
2 JP-A-9-79881
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Bei
dem vorstehend beschriebenen Kunstherz bewirkt eine Regelung der
Drehzahl des Flügelrads
eine Regelung des Blutdurchflusses durch den Körper und ist daher im Hinblick
auf den menschlichen Körper
von größter Bedeutung.
Daher muss der durch die Drehung des Flügelrads bewirkte Blutdurchfluss
stets überwacht
werden, und das Blut muss mit einer genauen Durchflussmenge entsprechend
dem Zustand des menschlichen Körpers
gefördert
werden.
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Bei
der Durchflussmessung in dem künstlichen
Herzen lässt
sich der Blutdurchfluss anhand der Frequenz der pulsierenden Pumpe
sowie anhand eines elektrischen Stroms und der Drehzahl der Zentrifugalpumpe
abschätzen.
Weiter lässt
sich bei der Axialpumpe der Blutdurchfluss abschätzen, indem man anhand der
Einlass- und Auslassdrücke
und der Drehzahl eine Berechnung anstellt. Derzeit gibt es jedoch
keinen Sensor, der den Massendurchfluss direkt messen kann. Weil
für Schätzungen
verschiedene Kompensationen, zum Beispiel für den Einfluss der Viskosität usw.,
vorgenommen werden müssen, wird
die Berechnung derart kompliziert, dass die Zuverlässigkeit
der Schätzung
abnimmt.
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Außerdem ist
bei dem vorstehend beschriebenen, in 3 gezeigten
implantierbaren Kunstherz, das vom Patienten außerhalb des Krankenhauses getragen
wird, eine Durchflussanzeige zur Aufrechterhaltung eines klinischen
Zustands erforderlich, jedoch gibt es bislang kein kompaktes implantierbares
Durchflussmessgerät.
Verschiedene Systeme wie zum Beispiel Wirbelstrom-, Widerstands-, Schwimmerdurchflussmessgeräte usw.
werden angeboten, die als Durchflussmessgeräte verwendet werden können. Dennoch
bleibt das Problem bestehen, dass es kein einfaches System gibt,
das sehr leicht ist und Messungen im Gramm-Bereich, das heißt in der Größenordnung
von etwa einem Gramm durchführen
kann. Darüber
hinaus muss das verwendete Durchflussmessgerät glatte Oberflächen aufweisen
und darf keinen Stillstand des Blutes verursachen, der zur Thrombosebildung
führen
könnte.
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Daher
wäre ein
sehr leichtes und einfach aufgebautes Durchflussmessgerät auch für verschiedene
andere herkömmliche
Anwendungen von Durchflussmessgeräten in den unterschiedlichsten
Bereichen sehr nützlich.
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Angesichts
der vorstehenden Ausführungen wird
ein Massendurchflussmesser nach Anspruch 1 bereitgestellt. Weitere
Ausführungsformen,
Merkmale, Details und Vorteile der vorliegenden Erfindung sind aus
den Unteransprüchen,
der Beschreibung und den beigefügten
Zeichnungen ersichtlich.
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Mit
anderen Worten lässt
sich eine Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung beschreiben als ein Durchflussmessgerät mit einem
Schlauchweg, in dem ein Fluid zirkuliert, und
einem Dehnungsmesser
zum Erfassen der Zentrifugalkraft oder der Zentripetalkraft, der
an einem Abschnitt angebracht ist, der die Zentrifugalkraft oder die
Zentripetalkraft des Fluids in dem Schlauchweg darauf einwirken
lässt,
wobei
der Durchfluss anhand des Ausgangs einer Brückenschaltung
gemessen wird, die ein Messsignal des Dehnungsmessers weiterleitet.
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Als
weiterer Massendurchflussmesser nach einer Ausführungsform der vorliegenden
Erfindung wird der vorstehend beschriebene Massendurchflussmesser
bereitgestellt, wobei
der Abschnitt, der die Zentrifugalkraft
oder die Zentripetalkraft des Fluids in dem Schlauchweg, in dem das
Fluid zirkuliert, darauf einwirken lässt, ein gebogener Abschnitt
oder ein benachbarter Bereich desselben in einem gebogenen Schlauch
ist, der durch Biegen des Schlauchs, in dem das Fluid zirkuliert,
gebildet wird.
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Als
weiterer Massendurchflussmesser nach einer Ausführungsform der vorliegenden
Erfindung wird der vorstehend beschriebene Massendurchflussmesser
bereitgestellt, wobei der Kompensations-Dehnungsmesser einen statischen
Druck oder eine Temperatur kompensiert.
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Als
weiterer Massendurchflussmesser nach einer Ausführungsform der vorliegenden
Erfindung wird der vorstehend beschriebene Massendurchflussmesser
bereitgestellt, der außerdem
Folgendes umfasst:
einen Dehnungsmesser zur Kompensation von
statischem Druck oder Temperatur, der an einer anderen Stelle als
dem Abschnitt angebracht ist, der die Zentrifugalkraft oder die
Zentripetalkraft darauf einwirken lässt, wobei
Messsignale
des Dehnungsmessers zum Erfassen der Zentrifugalkraft oder der Zentripetalkraft
sowie Messsignale des Kompensations-Dehnungsmessers an eine gegenüberliegende
Position der Brückenschaltung
geleitet werden, und
ein bereits kompensiertes Ausgangssignal
verwendet wird.
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Als
weiterer Massendurchflussmesser nach einer Ausführungsform der vorliegenden
Erfindung wird der vorstehend beschriebene Massendurchflussmesser
bereitgestellt, der außerdem
Folgendes umfasst:
einen Kompensations-Dehnungsmesser, der
an einer anderen Stelle als dem Abschnitt angebracht ist, der die
Zentrifugalkraft oder die Zentripetalkraft darauf einwirken lässt, wobei
Messsignale
des Dehnungsmessers zum Erfassen der Zentrifugalkraft oder der Zentripetalkraft
sowie Messsignale des Kompensations-Dehnungsmessers getrennten Brückenschaltungen
zugeführt
werden, und
der Durchfluss durch Vergleichen und Berechnen
eines Ausgangssignals des Dehnungsmessers zum Erfassen der Zentrifugalkraft
oder der Zentripetalkraft mit einem Ausgangssignal des Kompensations-Dehnungsmessers
gemessen wird.
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Als
weiterer Massendurchflussmesser nach einer Ausführungsform der vorliegenden
Erfindung wird der vorstehend beschriebene Massendurchflussmesser
bereitgestellt, wobei
der Kompensations-Dehnungsmesser in einem
geraden Schlauchabschnitt angeordnet ist, der mit einem gebogenen
Abschnitt in dem gebogenen Schlauch verbunden ist.
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Als
weiterer Massendurchflussmesser nach einer Ausführungsform der vorliegenden
Erfindung wird der vorstehend beschriebene Massendurchflussmesser
bereitgestellt, wobei
der Kompensations-Dehnungsmesser in einer
Position senkrecht zu einem äußeren Umfangsabschnitt angebracht
ist, der die Zentrifugalkraft des Fluids des gebogenen Schlauchabschnitts
in dem geraden Schlauchabschnitt mit der Schlauchachse als Mitte darauf
einwirken lässt.
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Als
weiterer Massendurchflussmesser nach einer Ausführungsform der vorliegenden
Erfindung wird der vorstehend beschriebene Massendurchflussmesser
bereitgestellt, wobei
der Schlauchweg im Dehnungsmesser-Anbringungsabschnitt
dünnwandig
ausgebildet ist.
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Als
weiterer Massendurchflussmesser nach einer Ausführungsform der vorliegenden
Erfindung wird der vorstehend beschriebene Massendurchflussmesser
bereitgestellt, wobei
der Dehnungsmesser zur Verbesserung der
Signalstärke
in zwei senkrecht zueinander verlaufenden Richtungen angebracht
ist.
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Als
weiterer Massendurchflussmesser nach einer Ausführungsform der vorliegenden
Erfindung wird der vorstehend beschriebene Massendurchflussmesser
bereitgestellt, wobei
der Massendurchflussmesser zur Durchflussmessung
in einem künstlichen
Herzen verwendet wird.
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Darüber hinaus
wird als weiterer Massendurchflussmesser nach einer Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung der vorstehend beschriebene Massendurchflussmesser
bereitgestellt, wobei
der Massendurchflussmesser zur Durchflussmessung
in einem implantierbaren Kunstherzen verwendet wird.
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Bei
den Massendurchflussmessern nach einer Ausführungsform der vorliegenden
Erfindung sind außer
vier Dehnungsmessern, einem Vorverstärker und einer Struktur mit
einer regelbaren elektrischen Energieversorgung für eine vorhandene Pumpe
keine weiteren Elemente erforderlich. Außerdem wird der Massendurchfluss
direkt gemessen. Daher ist, abgesehen von einer Temperaturkorrektur, in
Bezug auf das Fluid keinerlei Korrektur notwendig, und somit kann
ein Massendurchflussmesser mit sehr geringem Gewicht hergestellt
werden. Des Weiteren besteht keine Gefahr einer Thrombosebildung, da
der Strömungsweg
eines zu messenden Fluids hindernisfrei ist. Darüber hinaus kann der Massendurchflussmesser
kompakt konstruiert werden. Somit lässt sich der Massendurchflussmesser
auch effektiv in implantierbaren Kunstherzen einsetzen.
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KURZBESCHREIBUNG
DER ZEICHNUNGEN
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1A zeigt
eine Gesamtansicht des Aufbaus eines Massendurchflussmessers nach
einer Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung, und 1B zeigt
eine Ansicht des Schaltungsaufbaus dieses Massendurchflussmessers.
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2 zeigt
ein Diagramm eines Messbeispiels für den Massendurchflussmesser
nach einer Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung.
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3 zeigt
eine Ansicht eines Beispiels für ein
implantierbares Ventrikelunterstützungssystem.
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4A und 4B zeigen
Querschnitte eines Beispiels für
ein von den Erfindern der vorliegenden Erfindung und anderen entwickeltes
Kunstherz nach dem Stand der Technik.
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Die
vorliegende Erfindung stellt ein Durchflussmessgerät von sehr
geringem Gewicht mit glatter Oberfläche und einfachem Aufbau bereit.
Ein Massendurchflussmesser für
ein künstliches
Herz wird insbesondere dadurch realisiert, dass ein Dehnungsmesser
zum Erfassen der Zentrifugalkraft oder der Zentripetalkraft an einem
Abschnitt angebracht ist, der die Zentrifugalkraft oder die Zentripetalkraft des
Fluids in einem Schlauchweg, in dem das Fluid zirkuliert, darauf
einwirken lässt,
und indem der Durchfluss anhand des Ausgangssignals einer Brückenschaltung,
die ein Messsignal des Dehnungsmessers weiterleitet, gemessen wird.
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1A zeigt
schematisch den Gesamtaufbau eines Massendurchflussmessers nach
einer Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung. Ein U-förmig gebogener, hohler, runder
Schlauch 1 weist, wie in 1A gezeigt,
eine Einlassöffnung 2 und eine
Auslassöffnung 3 für ein Fluid
auf, und das Fluid kann in dem gebogenen runden Schlauch 1 zirkulieren.
Die Dehnungsmesser A und B sind als Zentrifugalkraftmesser über Kreuz
angeordnet. In dieser Abbildung sind die Dehnungsmesser A und B
an einem äußeren Umfangsabschnitt 5 angebracht,
der die Zentrifugalkraft aufnimmt, die von dem Fluid im Inneren
eines gebogenen Abschnitts 4 des gebogenen runden Schlauchs 1 ausgeübt wird.
Bei der gezeigten Ausführungsform
ist der Dehnungsmesser A parallel zur Schlauchachse des gebogenen
runden Schlauchs 1 und der Dehnungsmesser B senkrecht zu
dem Dehnungsmesser A angeordnet. Die später beschriebene Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung zeigt ein Beispiel, bei dem der Dehnungsmesser
zum Messen der Zentrifugalkraft an einem Abschnitt angebracht ist,
auf den die Zentrifugalkraft des gebogenen runden Schlauchs einwirkt.
Eine ähnliche
Funktion lässt
sich jedoch auch erzielen, wenn der Dehnungsmesser zum Erfassen
der Zentripetalkraft an einem inneren Abschnitt angebracht ist, auf
den die Zentripetalkraft des gebogenen runden Schlauchs einwirkt.
Mit dem vorstehend beschriebenen Zentrifugalkraft-Messstreifen wird
neben der Zentrifugalkraft des Fluids auch dessen statischer Druck
gemessen. Außerdem
ist die Ausführung
der vorliegenden Erfindung nicht auf die gezeigte Ausführungsform
beschränkt,
sondern es kann zum Beispiel auch nur einer der beiden Dehnungsmesser
A und B verwendet werden.
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In
dem gebogenen runden Schlauch 1 kann ein Hartschlauch vorgesehen
sein, der keine große elastische
Verformung aufgrund des Fluiddrucks zulässt. Ein in dem gebogenen Abschnitt
vorgesehener Dehnungsmesser-Anbringungsabschnitt 7, an
dem der Dehnungsmesser in dem gebogenen Abschnitt 4 angebracht
ist, kann in einen dünnwandigen
Abschnitt umgewandelt werden, indem er nach Bedarf in geeigneter
Weise geschliffen usw. wird, und er kann außerdem leicht durch die Zentrifugalkraft
verformt werden, die einwirkt, wenn die Durchflussrichtung des Fluids
in dem gebogenen runden Schlauchs 1 in dem gebogenen Abschnitt 4 geändert wird.
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Darüber hinaus
sind ähnlich
dem vorstehend beschriebenen Fall die Dehnungsmesser C und D als Dehnungsmesser
zur Kompensation von statischem Druck und Temperatur in einem der
geraden Schlauchabschnitte 8 und 9 vor und hinter
dem gebogenen Abschnitt 4 in dem gebogenen runden Schlauch 1 über Kreuz
angeordnet. Bei der gezeigten Ausführungsform ist der Dehnungsmesser
C an einem gezeigten oberen Abschnitt des geraden Schlauchabschnitts 8 parallel
zur Achse des gebogenen runden Schlauchs 1 und der Dehnungsmesser
D senkrecht zum Dehnungsmesser C angebracht. Auf diese Weise ist
ein Dehnungsmesser-Anbringungsabschnitt 11 für den geraden
Schlauchabschnitt in einer Richtung senkrecht zum Dehnungsmesser-Anbringungsabschnitt 7 für den gebogenen
Abschnitt zum Messen der Zentrifugalkraft in dem gebogenen Abschnitt 4 angeordnet. Ähnlich dem
vorstehend beschriebenen Fall kann zum Beispiel auch nur einer der
Dehnungsmesser C und D im Dehnungsmesser-Anbringungsabschnitt 11 für den geraden Schlauchabschnitt
verwendet werden.
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Außerdem kann, ähnlich wie
im vorstehend beschriebenen Fall, in diesem Abschnitt der Dehnungsmesser-Anbringungsabschnitt 11,
an dem der Dehnungsmesser in dem geraden Schlauchabschnitt angebracht
ist, ebenfalls in einen dünnwandigen
Abschnitt umgewandelt werden, indem er nach Bedarf in geeigneter
Weise geschliffen usw. wird, und er lässt sich zudem für die Messung
des statischen Drucks des Fluids in dem geraden Schlauchabschnitt 8 in
dem gebogenen runden Schlauch 1 leicht verformen. Bei diesem
Dehnungsmesser-Anbringungsabschnitt 11 für den geraden
Schlauchabschnitt handelt es sich vorzugsweise um einen Abschnitt,
auf den nicht ohne Weiteres die Zentrifugalkraft des in dem gebogenen
runden Schlauch 1 fließenden
Fluids einwirkt und der wie vorstehend beschrieben den statischen
Druck misst. Bei der gezeigten Ausführungsform ist dieser Aspekt
berücksichtigt,
und der Dehnungsmesser-Anbringungsabschnitt 11 für den geraden
Schlauchabschnitt ist wie gezeigt in einem Abschnitt an der Oberseite
des geraden Schlauchabschnitts 8 angeordnet, das heißt in einer
Position senkrecht zu einem äußeren Umfangsabschnitt,
der die Zentrifugalkraft des Fluids in einem gebogenen Schlauchabschnitt
mit der Schlauchachse als Mitte darauf einwirken lässt.
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Wenn
der Dehnungsmesser an dem gebogenen runden Schlauch 1 angebracht
ist, wie in der Ausführungsform
in 1A gezeigt, wird ein Widerstandswert als Messsignal
des jeweiligen Dehnungsmessers an eine Brückenschaltung 12 gegeben.
Ein Signal dieser Brückenschaltung
wird an ein Durchfluss-Ausgabegerät 13 geleitet, und
der Durchfluss wird berechnet. Bei dieser Brückenschaltung sind, wie in 1B gezeigt,
der Dehnungsmesser A und der Dehnungsmesser B als Zentrifugalkraft-Messstreifen
an zwei einander gegenüberliegenden
Seiten angeordnet, und der Dehnungsmesser C und der Dehnungsmesser
D sind an den beiden anderen einander gegenüberliegenden Seiten angeordnet.
Somit bilden die Dehnungsmesser A und C einen Zweig der Brückenschaltung
und die Dehnungsmesser B und D den anderen Zweig der Brückenschaltung.
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Ähnlich wie
bei der herkömmlichen
Brückenschaltung
wird das Signal dieser Brückenschaltung durch
einen Vorverstärker 14 verstärkt, ein
Spannungsabgleichsignal der Brückenschaltung
wird im Durchfluss-Ausgabegerät 13 verarbeitet
und der Durchfluss wird berechnet. Dabei wird im Hinblick auf das
Signal des Dehnungsmessers A, der den Gesamtdruck der Zentrifugalkraft
des Fluids und den statischen Druck misst, der Messwert des Dehnungsmessers
A durch den Dehnungsmesser C kompensiert, der den Druck im Verhältnis zum
statischen Druck und zur Temperatur des Fluids misst. Außerdem wird
auf ähnliche
Weise im Hinblick auf das mit dem Dehnungsmesser B gemessene Signal
die Kompensation durch den Dehnungsmesser D durchgeführt.
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Wenn
zum Beispiel die Dehnungsmesser, wie im Falle der Dehnungsmesser
A und C, einzeln an den jeweiligen Dehnungsmesser-Anbringungsabschnitten
angebracht sind, wird in den Abschnitten B und D in der Brückenschaltung 12 in 1B ein
vorbestimmter Festwiderstand angeordnet. Bei diesem Messgerät kann eine
Stromversorgung 15 vom Kunstherz selbst bereitgestellt
werden.
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In
der vorstehenden Beschreibung ist der Massendurchflussmesser als
eine Brückenschaltung aufgebaut.
Weist der Massendurchflussmesser jedoch nur ein geringes Gewicht
auf, so kann er auch mit einer zusätzlichen arithmetischen Vergleichsschaltung
aufgebaut werden, wobei Messsignale des Dehnungsmessers zum Erfassen
der Zentrifugalkraft oder der Zentripetalkraft und Messsignale des
Kompensations-Dehnungsmessers an getrennte Brückenschaltungen geleitet und
sodann ein Ausgangssignal des Dehnungsmessers zum Erfassen der Zentrifugalkraft
oder der Zentripetalkraft und ein Ausgangssignal des Kompensations-Dehnungsmessers verglichen
und berechnet werden.
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2 zeigt
ein Ergebnis einer Messung des Durchflusses mit dem vorstehend beschriebenen Massendurchflussmesser.
In dieser Abbildung bedeutet ein Kreis einen Messwert, und durch
Verbinden der Messwerte entsteht die gezeigte Kurve eines Messungsbeispiels.
Dieses Diagramm zeigt, dass der Massendurchflussmesser Eigenschaften
aufweist, bei denen das Dehnungsmesser-Ausgangssignal und der Durchfluss
des Fluids in dem gebogenen Schlauch in etwa durch eine gerade Linie
dargestellt werden. Außerdem
belegen diese Ei genschaften, dass es sich bei diesem Durchflussmessgerät um einen
präzisen
Massendurchflussmesser im Grammbereich handelt. Daher kann der Massendurchflussmesser,
der nach dem in 1A gezeigten System aufgebaut
ist und die vorstehend genannten Eigenschaften aufweist, in verschiedenen
Bereichen effektiv eingesetzt werden.
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Ein
Massendurchfluss-Messverfahren, wie es durch Messen der Zentrifugalkraft
des Fluids in dem gebogenen runden Schlauch 1 anhand des
vorstehend beschriebenen Dehnungsmessers bereitgestellt wird, lässt sich
als Messgerät
für den
Massendurchfluss einer Flüssigkeit
in den verschiedensten Bereichen einsetzen. Da der Strömungsweg
des Fluids bei der Durchflussmessung des Blutstroms in einem Kunstherz
keinerlei Hindernisse aufweist, besteht keine Gefahr einer Thrombosebildung.
Außerdem
ist dieses Verfahren sehr effektiv, da der Massendurchflussmesser
in kompakter Form ausgebildet werden kann. Wie in 3 gezeigt,
ist es insbesondere bei einem implantierbaren Kunstherz erforderlich,
dass der Massendurchflussmesser kompakt und einfach aufgebaut ist
und keinen Thrombus verursacht. Daher ist der Massendurchflussmesser
nach der vorliegenden Erfindung in diesem Bereich sehr effektiv.
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Bei
der zur künftigen
Ausführung
in Erwägung
gezogenen Konzeption des implantieren künstlichen Herzens ist, wie
in 3 gezeigt, ein geeigneter Abschnitt dieses gebogenen
runden Schlauchs mit einem Abschnitt eines Blutschlauchs 33 verbunden,
der ein natürliches
Herz 31 und eine Zentrifugal-Blutpumpe 32 miteinander
verbindet. Ein Dehnungsmesser mit einem ähnlichen Aufbau wie im vorstehend
beschriebenen Fall ist an diesem Abschnitt des gebogenen runden
Schlauchs angebracht und in geeigneter Weise abgedeckt. Der Durchfluss
wird, wie vorstehend beschrieben, anhand eines Signals des Dehnungsmessers
mit einem Durchfluss-Ausgabegerät
berechnet, das sich in einem implantierbaren Steuerungssystem 34 befindet.
Der Durchfluss der Zentrifugal-Blutpumpe 32 wird anhand
des Ergebnisses dieser Berechnung ge regelt. Wie in 3 gezeigt,
wird der elektrische Strom für
das Steuerungssystem 34 elektromagnetisch von einer außen am Körper angebrachten
Stromquelle 35 zu einer ebenfalls außerhalb des Körpers befindlichen
Stromversorgungseinheit 36 und einer im Körper befindlichen Stromversorgungseinheit 37 geleitet,
die gegenüber der
außen
am Körper
befindlichen Stromversorgungseinheit 36 angeordnet ist.
Dieses Energieversorgungssystem liefert den Strom für den Antrieb
der Zentrifugal-Blutpumpe 32 und je nach Bedarf den Strom
für den
Massendurchflussmesser.
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Wie
vorstehend beschrieben, ist die vorliegende Erfindung besonders
effektiv, wenn der Massendurchflussmesser für Durchflussmessungen eingesetzt
wird, die zur Kontrolle von Kunstherzen erforderlich sind. Darüber hinaus
kann die vorliegende Erfindung aber auch bei verschiedenen Arten
von Massendurchflussmessungen in der Industrie, bei Versuchen usw.
verwendet werden.