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Die
Erfindung betrifft eine peristaltische Fluidpumpe mit einer Saugseite
und einer Pumpseite von der Art mit einem Pumpengehäuse mit
einer im wesentlichen gebogenen Stützfläche, einem flexiblen Schlauch, der
sich entlang dieser Fläche
erstreckt, einem Rotor mit zwei einander gegenüberliegenden Walzen, die während des
Betriebs über
den flexiblen Schlauch entlang eines Eingangsabschnitts, in dem
der Schlauch sukzessiv zusammengedrückt, einem Pumpenabschnitt,
der sich über
einen Winkel von weniger als 180° erstreckt und
einem Ausgangsabschnitt, in dem das Zusammendrücken sukzessiv beendet wird,
rollen, wobei die beiden Abschnitte eine Freizone haben, in der
keine Pumpwirkung gegeben ist, und eine Pumpzone, in der eine Pumpwirkung
besteht, Mitteln, die während
des Betriebs den Rotor in Drehung versetzen, dass die gebogene Stützfläche derart
konstruiert ist, dass die beiden einander gegenüberliegenden Walzen während des
Betriebs nicht synchron in entgegengesetzter Phase arbeiten.
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Solch
eine peristaltische Fluidpumpe wird unter anderem zur Hämodialyse
bei einem Patienten mit Niereninsuffizienz verwendet, wobei die
Pumpe das Blut des Patienten durch ein Dialysegerät pumpt.
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Üblicherweise
ist eine Blutpumpe derart eingerichtet, dass die beiden Walzen während des
Gebrauchs mit dem flexiblen Schlauch simultan im Pumpbetrieb sein
können.
Dadurch wird das zwischen den Walzen im Schlauch eingeschlossene
Blut im Verhältnis
zum gewünschten
Entladungsdruck der Pumpe einem beträchtlichen Überdruck ausgesetzt. Wenn die
Führungswalze
wieder vom Schlauch abgesetzt wird, wird der Überdruck verringert. Der Überdruck
und die Kompressionswellen resultieren in der Hämolyse der roten Blutzellen.
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Aus
dem
US Patent Nr. 3,787,148 ist
eine peristaltische Fluidpumpe mit einer gebogenen Tragfläche bekannt,
die sich entlang einer Länge
von kürzer
als 180° des
Bogens erstreckt und an den Enden in symmetrisch eingerichtete,
kurze Rampen, die sich schräg
in die gebogene Tragfläche
erstrecken, passt. In der Anmeldung wird angegeben, dass eine der
Walzen mit dem Abplatten des Schlauchs beginnt, zur selben Zeit
wie die andere Walze mit der ent gegengesetzten Operation beginnt.
Jedoch kann diese Ausführung
nicht verhindern, dass ein erheblicher Überdruck und Kompressionswellen
in der gepumpten Flüssigkeit
entstehen.
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Während des
Eingangs in den Eingangsabschnitt verdrängt nämlich die hinterste Walze sukzessive etwas
Flüssigkeit
im Schlauch. Dieser Vorgang entspricht dem Vorgang in einem hydraulischen
Druckzylinder, in dem ein Kolben die Flüssigkeit in einem Zylinder
ersetzt. Die Länge
des Eingangsabschnitts wird daher dem Hub des Kolbens entsprechen.
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Jedoch
führt die
Anwesenheit der schrägen
Rampen in der aus dem oben genannten US-Patent bekannten Pumpe zu einer kurzen
Hubstrecke mit einer schnellen Verdrängung der Flüssigkeit
unter der Walze. Diese schnelle Verdrängung der Flüssigkeit
verursacht die Bildung einer Kompressionswelle im Schlauch.
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Der
umgekehrte Vorgang findet im Ausgangsabschnitt statt, in dem die
vorderste Walze schnell aus dem Verbund mit dem Schlauch gezogen
wird und dadurch einen Raum hinterlässt, der genau so schnell mit abfließender Flüssigkeit
gefüllt
wird.
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Daher
tragen die schrägen
Rampen zu einer Neigung bei, einen Überdruck und Kompressionswellen in
der gepumpten Flüssigkeit
zu produzieren.
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Die
US-Anmeldung basiert weiterhin auf der Bedingung, dass der Vorgang
im Eingangsabschnitt durch den im Ausgangsabschnitt auftretenden
in entgegengesetzte Richtungen wirkenden Vorgang ausgeglichen wird.
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In
Wahrheit ist es anders, weil die hinterste Walze mit dem Pressen
auf einen gefüllten
Schlauch beginnt, während
die vorderste Walze mit dem Entlasten eines platten Schlauchs beginnt
und das verdrängte Flüssigkeitsvolumen
mit dem Pressen des Schlauchs zunimmt und gleichzeitig abnimmt,
wenn die Kompression beendet wird. Wenn der vorderste Schlauch mit
dem Öffnen
beginnt, besteht weiterhin eine Druckdifferenz über die Öffnung entsprechend der Differenz
zwischen dem Zuführungsdruck
und dem Saugdruck. Diese Druckdifferenz ist nicht beim simultanen
Verschließen
des Schlauchs durch die hinterste Walze vorhanden.
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Dadurch
können
weder die herkömmlichen
peristaltischen Pumpen noch die aus dem
US Patent Nr. 3,787,148 bekannte Pumpe
ohne erheblichen, in der Flüssigkeit
auftretenden, zyklisch wiederholten Druckanstieg funktionieren.
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Aus
dem
US Patent Nr. 4,564,342 und
dem
US Patent Nr. 5,470,211 sind
andere peristaltische Pumpen bekannt, die beide derart eingerichtet
sind, dass der flexible Schlauch jederzeit vollständig durch
eine Walze verschlossen ist. Daher können diese Pumpen nur mit einigen
Kompressionswellen arbeiten.
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Aufgabe
der Erfindung ist es, eine peristaltische Fluidpumpe der in dem
ersten Paragraph der Beschreibung benannten Art bereitzustellen,
die eingerichtet ist, eine Flüssigkeit
mit geringeren Druckdifferenzen und Kompressionswellen in der Flüssigkeit
zu pumpen als bisher bekannt.
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Eine
zweite Aufgabe der Erfindung ist es, eine peristaltische Fluidpumpe
der im ersten Paragraphen der Beschreibung genannten Art bereitzustellen,
die eingerichtet ist, mit einem Entladungsdruck zu pumpen, der während eines
gesamten Pumpzyklus konstant ist.
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Diese
und weitere Aufgaben werden von einer Pumpe nach Anspruch 1 gelöst.
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Wie
bereits erwähnt,
wird die Flüssigkeit
sukzessive im Schlauch verdrängt,
während
die hinterste Walze den Eingangsabschnitt durchläuft. Zur selben Zeit erzeugt
die Walze einen viel größeren Eindruck
auf den Schlauch. Der Eindruck verhält sich wie ein Kolben, der
die Flüssigkeit
während
des Pumpvorgangs vor sich her drückt.
Die Walze bewegt sich daher über
den Schlauch mit derselben Geschwindigkeit, mit der die Flüssigkeit
im Schlauch fließt.
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Zunächst ist
der Eindruck im Schlauch nicht groß genug, um eine bemerkbare
Druckdifferenz zwischen dem Anfang und dem Ende des Eindrucks zu
erzeugen. Der Druck wird kontinuierlich über den immer noch relativ
großen
Spalt unter dem Eindruck im Schlauch ausgeglichen. Entlang einer
Zone, die im folgenden Freizone des Eingangsabschnitts genannt wird,
entsteht daher keine Pumpwirkung.
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Ab
einem bestimmten Zeitpunkt ist der Eindruck so groß, dass
ein Druckausgleich zwischen der Vorderseite und der Rückseite über den
nun relativ schmalen Spalt im Schlauch unter der Walze nicht mehr
stattfinden kann. Von diesem Moment an beginnt die Walze entlang
einer Zone, die im folgenden die Pumpzone des Eingangsabschnitts
genannt wird, mit einem Druck, der von Null bis zum vollständigen Zuführungsdruck ansteigt,
zu pumpen.
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Die
Pumpzone des Eingangsabschnitts geht kontinuierlich in den Pumpabschnitt
des Schlauchs über, wobei
sich der Pumpabschnitt in den Ausgangsabschnitt des Schlauchs erstreckt
und genau wie der Eingangsabschnitt besitzt der Ausgangsabschnitt
eine Pumpzone und eine Freizone, die augenscheinlich in umgekehrter
Reihenfolge in Bezug auf die Rotationsrichtung des Rotors angeordnet
sind.
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Die
vorderste Walze beginnt ihren Betrieb mit einem Saugdruck auf der
Rückseite
und einem Zuführungsdruck
auf der Vorderseite. Die Druckdifferenz neigt dazu, die Flüssigkeit
in die entgegengesetzte als die gewünschte Richtung fließen zu lassen.
Diesem Nachteil wird dadurch Abhilfe geschaffen, dass die Pumpe derart
eingerichtet ist, dass die hinterste Walze so weit in ihre Pumpzone
hinein reicht, dass sie die oben erwähnte Druckdifferenz ausgleichen
kann, bevor die vorderste Walze mit dem Betrieb beginnt.
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Der
Druckausgleich kann zweckmäßigerweise
dadurch erfolgen, dass der Winkel zwischen dem Ende des Eingangs
und dem Beginn des Ausgangs kleiner als 180° sein lässt.
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Weiterhin
kann der Winkel zwischen dem Anfang des Eingangsabschnitts und dem
Ende des Pumpabschnitts bevorzugt größer als 180° sein. Dadurch wird sichergestellt,
dass die vorderste Walze Zeit hat, die überschüssige Flüssigkeit von der folgenden
Kompression des Schlauchs der hintersten Walze während des Passierens durch
den Pumpabschnitt ohne signifikanten Druckabschnitt auf der Saugseite
mit sich zu ziehen.
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Um
zu vermeiden, dass ungewollte Kompressionswellen auftreten, wenn
die Flüssigkeit
gepumpt wird, können
sowohl Eingang als auch Ausgang mit einer relativ großen Länge gestaltet
sein, um sicherzustellen, dass die Pumpe einen langen Hub hat und
dadurch weich und stetig läuft.
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Weiterhin
kann sich die gebogene Stützfläche derart
erstrecken, dass die Flüssigkeitsverdrängung während des
Passierens des Eingangs- und Ausgangsabschnitts linear ansteigt
und abnimmt. Dieses verhindert auch das Entstehen von Kompressionswellen,
wenn die Pumpe in Betrieb ist.
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Gewöhnlich wird
der Schlauch aus einem geeigneten Kunststoff bestehen. Oftmals wird
Kunststoff jedoch permanent verformt, wenn er wiederholt starken
Deformationen unterworfen ist. Deshalb wird der Schlauch zunehmend
flach werden. Mit dieser Form wird das Verdrängungsvolumen des Schlauchs
nicht mehr dasselbe wie vorher sein. Die effektive Kapazität der Pumpe
wird daher während
des Gebrauchs stetig abfallen.
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Um
diesen unerwünschten
Effekt zu vermeiden, kann die Pumpe mit Druckmitteln zum Druck gegen die
Seiten des Schlauchs versehen sein und dadurch den Schlauch in Form
halten, so dass die Außenseiten der
mit den Walzen in Berührung
kommenden Bereiche immer dieselbe Menge an Flüssigkeit pro Längenabschnitt
enthalten. Das bedeutet, dass das Verdrängungsvolumen und die Kapazität der Pumpe
immer konstante Werte sein werden.
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Die
erzwungene Form des Schlauchs kann z. B. ein Oval mit einer Hauptachse
senkrecht zur Rotationsachse des Rotors sein. Wenn diese Druckmittel
weiterhin derart angeordnet sind, dass sie elastisch gegen die Seiten
des Schlauchs drücken,
dient der Schlauch als Puffer zur Absorption möglicher Kompressionswellen
in der Flüssigkeit.
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In
einer einfachen und effektiven Ausgestaltung dieser Erfindung können diese
Druckmittel aus zwei Tellerfedern, die an jeder Seite des Schlauchs
angebracht sind, bestehen.
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Nach
der Erfindung umfasst die Pumpe kann weiterhin eine Vorrichtung,
z. B. eine Feder, um den Schlauch mit einer Federkraft in dem Eingangsabschnitt
des Schlauchs zu beauflasten. Diese Vorrichtung dient als Sicherheitsventil,
um zu verhindern, dass der Druck in dem Schlauch eine vorherbestimmte
Grenze dem Eingangsabschnitt der hintersten Walze überschreitet.
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Die
Sprungkraft der Feder kann bevorzugt einstellbar sein, so dass der
Entladungsdruck der Pumpe an Dialysegeräte mit unterschiedlicher Flussresistenz
angepasst werden kann. Dadurch kann die Pumpe eingestellt werden,
mit derselben Ausgangsmenge zu pumpen, unabhängig von der individuellen
Flussresistenz des jeweiligen Dialysegerätes.
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Nach
der Erfindung umfasst die Pumpe kann weiterhin eine Einrichtung,
z. B. eine Feder, um den Schlauch mit einer Federkraft in einem
Abschnitt unterhalb des Ausgangsabschnitts des Schlauchs zu beauflasten.
Diese Einrichtung dient als eine Art Rückstoßventil, das die Neigung der
Flüssigkeit
in die entgegengesetzte Richtung als die gewünschte zu laufen, reduziert
oder verhindert.
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Die
Erfindung wird im Folgenden im Detail erklärt, wobei mit Bezug auf die
Zeichnungen nur exemplarische Ausgestaltungen der Erfindung beschrieben
werden, wobei
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1 eine Übersichtsseitenansicht
der Peristaltikpumpe mit entferntem Gehäuse entsprechend der Erfindung
ist,
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2 eine
Ansicht der Peristaltikpumpe aus 1 entlang
der Linie 11-11 ist,
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3 eine
Teilansicht bei größerer Vergrößerung der
Pumpe aus 2, aber in einer zweiten Pumpphase
ist,
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4 eine
Teilansicht der Walze, die in einer ersten Pumpphase über den
Schlauch der Peristaltikpumpe rollt, ist,
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5 eine
Ansicht der Walze aus 4 entlang der Linie V-V ist,
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6 eine
Teilansicht der Walze in einer zweiten Pumphase ist,
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7 eine
Ansicht der Walze aus 6 entlang der Linie V11-V11
ist,
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8 eine
Teilansicht der Walze in einer dritten Pumpphase ist,
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9 eine
Ansicht der Walze aus 9 entlang der Linie 1X-1X ist,
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10 ein
Diagramm der Arbeitszyklen der Pumpe ist und
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11 eine
graphische Ansicht der Hämolyse,
die mit einer konventionellen Blutpumpe und einer Blutpumpe entsprechend
der vorliegenden Erfindung ist.
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Die
Pumpe der vorliegenden Erfindung kann vorteilhaft an verschiedenen
Orten eingesetzt werden, z. B. in der Industrie zum Pumpen z. B.
korrodierter Flüssigkeiten
oder zum Pumpen von Getränken
wie Milch, die hohe hygienische Standards erfüllen muss.
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Die
Pumpe kann ebenso mit großem
Vorteil als Herzpumpe oder zum Pumpen des Bluts eines Patienten
durch ein Dialysegerät
verwendet werden. Im Folgenden wird angenommen, dass die Pumpe als
Blutpumpe verwendet wird.
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Die
Hauptbestandteile der Blutpumpe in den 1 und 2 sind
das Pumpengehäuse 1,
ein Rotor 2 und ein flexibler Schlauch 3.
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Im
Gehäuse 1 ist
eine gebogene Stützfläche 4 zur
Unterstützung
des Schlauchs 3 vorgesehen. Auf der Vorderseite ist das
Gehäuse
mit einer Frontabdeckung 5 und auf der Rückseite
mit einer Rückseitenabdeckung
mit einem Lager 7 versehen.
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Der
Rotor 2 wird durch einen Rotorschaft 8 in dem
Lager 7 der Rückseitenabdeckung
geführt.
Auf der Seite des Schafts, die im Inneren des Gehäuses ist,
sind zwei parallele Rotorarme 9 in gegenseitigem Abstand angebracht.
Im gleichen Abstand vom Schaft 8 werden eine Walze 10' und 10'' drehbar am Ende eines jeden dieser
Rotorarme geführt.
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Der
Teil des Rotorschafts 8, der sich aus dem Gehäuse 1 erstreckt,
ist zur Drehung des Rotors während
des Betriebs über
ein Kupplungsmittel 11 mit einem Motor 12 verbunden.
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Auf
dem Rotorschaft sind weiterhin zwei Tellerfedern 13 angebracht,
die durch ein Abstandsrohr 14 in gegenseitigem Abstand
gehalten werden und an dem Schaft 8 durch Verriegelungsringe 15 verriegelt
werden.
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In
jeder Tellerfeder sind eine Anzahl von sich radial erstreckenden
Schnitten 16 zur Bereitstellung der gewünschten Federcharakteristik
und weiterhin zwei andere Schnitte 17, um den Walzen Platz
zu machen, eingerichtet.
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Während des
Betriebs dreht sich der Rotor gegen den Uhrzeigersinn wie mit dem
Pfeil angezeigt. Auf der Eingangsseite der Walzen wird der Schlauch
durch eine Feder 18 unterstützt, während die zweite Feder 19 gegen
den Schlauch am Ausgangsende presst.
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Wie
in den 4 bis 9 gezeigt, wird der Schlauch
während
des Eintritts der Walzen sukzessiv zu einer Pumpenkonfiguration
abgeplattet, in der die Walzen das Blut durch den Schlauch pumpen.
Am Ausgangsende findet derselbe Vorgang, aber in umgekehrter Reihenfolge
statt.
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Wenn
ein Überdruck
und Kompressionswellen im gepumpten Blut entstehen, erfolgt die
Hämolyse
der roten Blutzellen.
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Die
Feder 18 am Eingangsende des Schlauchs dient als Sicherheitsventil
zum Verhindern eines solchen Überdrucks
im Schlauch. Zu diesem Zweck ist die Feder 18 derart eingerichtet,
dass sie nachgibt, wenn der Druck im Schlauch eine vorgegebene Größe übersteigt.
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Die
Feder 19 dient als Rückstoßventil
zum Verhindern eines Rückflusses,
wenn die vorderste Walze mit dem Ablösen von dem Schlauch beginnt.
Die Feder 19 ist derart eingerichtet, dass sie den Schlauch
im Fall eines Druckabfalls mehr oder weniger zusammenpresst. Dadurch
wird ein möglicher
Rückfluss
kontrolliert oder verhindert.
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Am
besten ist 3 zu entnehmen, dass die Tellerfedern 13 den
Schlauch in eine ovale Form pressen. Dadurch ist der Querschnitt
im Verhältnis
zu einem vollständig
runden Schlauch reduziert, so dass der ovale Schlauch während des
Eintritts der hintersten Walze mehr Blut aufnehmen kann, ohne einen
signifikanten Anstieg im Druck, wenn die Tellerfedern währenddessen
lediglich abgeben und dem Schlauch ermöglichen, seine ursprüngliche
runde Form anzunehmen.
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Die
Tellerfedern können
z. B. aus einfachem Federstahl mit einem kleineren Reibungsfaktor
im Verhältnis
zum Schlauchmaterial hergestellt werden. Die Federn können z.
B. auf der dem Schlauch zugewandten Seite z. B. mit Teflon beschichtet
sein, um die Reibung zu verringern. Alternativ können die Tellerfedern aus Kunststoff,
z. B. Teflon, sein. Die Schnitte 16 in den Sprungfedern
dienen dazu, den Federn die notwendige Flexibilität zu verleihen.
Die Ausgestaltung der Federn 18; 19 und der Tellerfedern 13,
die gezeigt und beschrieben wurden, sind nur als Beispiele anzusehen,
da sie innerhalb des Umfangs der Erfindung jede zweckdienliche Gestalt
haben können.
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Die
Tellerfedern 13 können
daher durch elastisch deformierbare, gebogene Streifen (nicht gezeigt)
aus z. B. einem geeigneten zellulären Gummi ersetzt werden. Die
Streifen üben
elastisch einen Druck auf die Seiten des flexiblen Schlauchs aus
und werden während
des Betriebs gleichzeitig mit dem Schlauch zusammengedrückt, wenn
die Walze vorbeiläuft.
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Bei
der Dialysebehandlung ist es wünschenswert,
dass das verwendete Dialysegerät
an die individuellen Bedürfnisse
des Patienten angepasst ist. Die Blutpumpe entsprechend der Erfindung
wird daher wahrscheinlich mit Dialysegeräten mit unterschiedlichem Flusswiderstand
verwendet werden. Wenn die Kapazität der Blutpumpe immer noch
nicht auf einem festen Wert gehalten kann, muss es möglich sein,
den Entladungsdruck in Abhängigkeit
vom Flusswiderstand im jeweiligen Dialysegerät anzupassen. Dieses Anpassen
erfolgt vorzugsweise durch eine Justierschraube 22 zum
Einstellen des Werts der Federkraft der Feder. Wie gezeigt wird
die Schraube 22 in eine Mutter 23 auf einem gebogenen
Ende 24 der Feder 19 ge schraubt. Die gegenüberliegende
Seite der Schraube ist mit einem Justierknopf 25 mit einer
Anzeigeeinrichtung 26 versehen, um den aktuellen Wert der
Federkraft auf einer nicht gezeigten Skala anzuzeigen.
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Die 4 bis 9 illustrieren,
wie der Eingang der Walze stattfindet. Der Ausgang findet in umgekehrter
Reihenfolge statt.
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In
den 4 und 5 berührt die Walze 10 den
Schlauch 3 vorbereitend. Es gibt keinen Pumpvorgang. Der
Pumpvorgang beginnt nicht, bevor die Walze den Schlauch ausreichend
zusammenpresst. Es wird angenommen, dass dies in den 6 und 7 der
Fall ist. In den 8 und 9 wird ein
vollständiger Pumpvorgang
erreicht. In diesem Zusammenhang wird erwähnt, dass die Blutpumpe auch
dann effektiv funktioniert, wenn der Schlauch nicht vollständig zusammengepresst
wird. In einigen Fällen
ist es jedoch bevorzugt, dass mit einem vollständig zusammengepressten Schlauch
gepumpt wird.
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10 zeigt
den Arbeitszyklus der Blutpumpe in einem Diagramm. Der von den Walzen
beschriebene Kreis ist als gestrichelte Linie 20 dargestellt.
Die gebogene Stützfläche 4 ist
als durchgezogene Linie dargestellt und der von den Walzen während des
Vorbeilaufens produzierte Druck ist als dünne Linie 21 dargestellt. Die
Walzen werden durch die gezeigten Pfeile dargestellt, während die
unterschiedlichen Pumpphasen durch die Buchstaben a-g angezeigt
werden. Der Rotor dreht sich gegen den Uhrzeigersinn in der Richtung,
die durch den Pfeil angezeigt wird.
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Eine
Walze beginnt ihr Zusammenwirken mit dem flexiblen Schlauch am Punkt
a in den 4 und 5 gezeigten
Position und löst
sich in derselben Position am Punkt g. Der gesamte Weg der Walze
ist daher der Abstand a-g.
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Zuerst
wird der Schlauch nur so wenig zusammengedrückt, dass es keine Pumpaktivität gibt.
Bei b wird angenommen, dass die in den 6 und 7 dargestellte
Situation eingetreten ist. Die Pumpaktivität beginnt. Bei d ist die in
den 8 und 9 dargestellte Situation erreicht.
Jetzt gibt es eine vollständige
Pumpaktivität.
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Während sich
fortsetzender Drehung des Rotors wird nun bei voller Kraft gepumpt,
bis der Punkt e erreicht worden ist. Hier beginnen die Walzen den
Schlauch zu öffnen.
Bei f ist die in der 7 dargestellte Situation wieder
eingetreten. Die Pumpaktivität
wurde beendet. Von f-g
löst sich
die Walze schrittweise vom Schlauch, aber ohne Pumpaktivität. In g
berührt
die Walze den Schlauch lediglich. Von g-a berührt die Walze den Schlauch
nicht.
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Daher
ist der Weg a-g in einen Eingangabschnitt a-d, einen vollständigen Pumpabschnitt
d-e und einen Ausgangsabschnitt e-g unterteilt.
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Der
Eingangsabschnitt a-d ist weiterhin unterteilt in eine Freizone
a-b und eine Pumpzone b-d,
ebenso ist der Ausgangsabschnitt e-g in eine Pumpzone e-f und eine
Freizone f-g unterteilt.
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Bei
e öffnet
die vorderste Walze in einigen der konventionellen Blutpumpen den
Schlauch mit einem Zuführungsdruck
auf der Vorderseite und einem Saugdruck auf der Rückseite.
Die Druckdifferenz zwischen diesen zwei Drücken verursacht, dass das Blut
in die entgegengesetzte Richtung der gewünschten Richtung fließt, die
im Uhrzeigersinn statt im Gegenuhrzeigersinn ist.
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Die
Arbeitszyklen der Blutpumpe sind daher derart angeordnet, dass die
diametral gegenüberliegende hinterste
Walze bei c so weit in die Pumpzone der Eingangssektion b-d eingetreten
ist, dass der Walze ermöglicht
wurde, zwischen der vordersten und der hintersten Walze einen Druck
in Höhe
des Pumpdrucks aufzubauen.
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Dadurch
wird ein Rückfluss
verhindert und man erhält
vorzugsweise, dass die Blutpumpe mit einem konstanten Entlastungsdruck
arbeitet.
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Eine
Bedingung, um diesen Effekt zu erhalten, ist, dass der Winkel α zwischen
dem Ende d des Eingangsabschnitts und dem Anfang e des Endabschnitts
kleiner als 180° ist.
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Eine
zweite Bedingung besteht darin, dass das Ende f der Pumpzone des
Ausgangsabschnitts an einem Winkel des Bogens β von mehr als 180° in Bezug
auf den Anfang b der Pumpzone im Eingangsabschnitt angelegt ist.
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Es
ist wichtig, dass die Walze während
des Eingangs den Schlauch ruhig und langsam zusammendrückt, so
dass schädigende
Kompressionswellen vermieden werden und es ist offensichtlich ebenso
wichtig, dass die Walze wieder langsam und ruhig von ihrer Verbindung
mit dem Schlauch abgelöst
wird.
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Daher
erstrecken sich sowohl der Eingangsabschnitt a-d und der Endabschnitt
e-g über
eine Länge des
Bodens χ; δ zwischen
130° und
30°, bevorzugt
zwischen 110° und
50°, und
besonders bevorzugt zwischen 70° und
100°.
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Um
weiterhin zu gewährleisten,
dass keine Kompressionswellen im gepumpten Blut produziert werden,
sind der Eingangsabschnitt a-d und der Endabschnitt e-g derart eingerichtet,
dass die verdrängte
Menge Blut während
der Passage der Walzen durch jede dieser Abschnitte linear verändert wird.
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11 ist
eine graphische Anzeige der Hämolyse,
die mit einer konventionellen Blutpumpe und einer Blutpumpe entsprechend
der Erfindung erzeugt wurde.
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Der
Test wurde in beiden Fällen
ausgeführt
mit
| Blutvolumen: | 200
ml |
| Pumprate: | 300
ml/min |
| Hinzugefügtes Na-Heparin | 70
ie/ml |
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Hämolyse kann über eine Änderung
des Kaliumgehalts gemessen werden, dadurch, dass die roten Blutzellen
einen sehr hohen Kaliumgehalt besitzen, der bei Hämolyse (Platzen
der Zellmembranen der Blutzellen) an das Blutplasma (Serum) freigesetzt
wird und dadurch als Anstieg des Kaliumgehaltes gemessen werden
kann.
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Wie
gezeigt, kann die Hämolyse
drastisch verringert werden, wenn anstatt einer konventionellen
Blutpumpe eine Blutpumpe entsprechend der Erfindung verwendet wird.