DE2052660B2 - Peristaltische pumpe - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft eine peristaltische Pumpe mit einem elastischen Schlauch.

Peristaltische Pumpen sind z. B. aus der US-PS 31 92 863 oder der FR-PS 8 74 057 bekannt. Die letztere Patentschrift beschreibt eine Pumpe mit Druckrollen, die periodisch eine elastische Membran verformen, die über eine:n rinnenförmigen Kanal in einem gekrümmten Pumpenteil gespannt ist. Zum Fördern des Fluids wird die Membran durch die Druckrollen in die Rinne eingedrückt, worauf sie sich aufgrund ihrer Elastizität wieder in die Ausgangslage zurückbewegt. Solche peristaltischen Pumpen werden insbesondere in Verbindung mit einem Blutkreislauf außerhalb des Körpers verwendet. Sie eignen sich dafür aufgrund der Einfachheit ihres Betriebs und vor allem deshalb, weil jeglicher Kontakt des Blutes mit Reibungsoberflächen vermieden wird, die für verschiedene Beeinträchtigungen des Blutes verantwortlich sind. Wie alle Dosierpumpen sind isie aber insofern nachteilig, als ihre Förderleistung eine Funktion ihrer Drehzahl ist.

V/enn eine peristaltische Pumpe an eine Vene angeschlossen und durch einen Motor mit konstanter Drehzahl angetrieben wird, so saugt sie Blut mit im wesentlichen konstanter Fördermenge an, während in die Vene eine nicht bekannte Menge an Blut nachfließt, die insbesondere von der Lage des Körpers, der arteriellen Spannung und dem mittleren venösen Druck abhängt. Wenn die Blutversorgung der Vene unter den Durchsatz der Pumpe absinkt, wird der Vene immer mehr Blut entzogen und sie kollabiert. Dabei kann die Punktionsnadel die Gefäßwandung verletzen. Es ist bekannt (US-PS 26 59 368, US PS 29 27 582, US-PS 30 17 885, US-PS 3142 296), die Pumpendrehzahl in Abhängigkeit von dem stromauf erzeugten Unterdruck oder von der Höhe des Blutes in einem zwischen dem Patienten und der Pumpe angeordneten Gefäß zu regulieren. Derartige Vorrichtungen sind aber empfindlich und sperrig, und sie haben auch keine allgemeine Anwendung; gefunden.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine peristaltische Pumpe der eingangs angegebenen Art so auszubilden, daß ihre Förderleistung als Funktion des Drucks der Speiseflüssigkeit ohne Änderung ihrer Drehzahl veränderbar ist.

Diese Aufgabe wird nach der Erfindung dadurch gelöst, daß der freie Durchflußquerschnitt des Schlauches unter der Druckwirkung des geförderten Fluids durch Biegung der Schlauchwand verformbar ist.

Durch eine entsprechende Biegsamkeit der Schlauchwandung wird dabei erreicht, daß sich aufgrund des Druckunterschiedes zwischen dem Umgebungsdruck und dem Druck der Speiseflüssigkeit der Durchflußquerschnitt ändert, ohne daß ein mechanisches Druckelement am Schlauch angreift. Durch eine solche Änderung des Durchflußquerschnitts kann in einfacher Weise die Förderleistung in Abhängigkeit vom Druck der Speiseflüssigkeit gesteuert werden, ohne daß eine Drehzahländerung erforderlich ist.

Zweckmäßige Weiterbildungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen wiedergegeben.

Im folgenden wird die Erfindung unter Bezugnahme auf die Figuren der Zeichnung näher erläutert. Es zeigt

F i g. 1 eine peristaltische Pumpe, die zwischen einem Patienten und einem Hämodialysator eingesetzt ist,

F i g. 2 eine Änderung des Querschnitts des Schlauchs als Funktion von Druckänderungen in der Speiseflüssigkeit,

F i g. 3 die Beziehung zwischen der Form und der Querschnittsfläche des Schlauchs und

Fig.4 und 5 Betriebskurven der Pumpe in Funktion verschiedener Pirameter.

Im allgemeinen arbeitet die Pumpe in freier Atmosphäre, und Unterschiede zwischen Innen- und Außendruck des Schlauches stammen einzig und allein aus Änderungen des inneren Drucks der Speiseflüssigkeit. Es ist jedoch nicht ausgeschlossen, die Pumpe im Inneren einer Kammer mit einstellbarem Druck anzuordnen, wobei die Druckunterschiede dann nur aus Druckunterschieden in der Kammer oder gleichzeitig aus Druckunterschieden innerhalb und außerhalb des Schlauchs stammen.

Ferner ist im allgemeinen der Druck im Inneren des Scliiauchs geringer ais der Außendruck, wobei der Schlauch im Ruhezustand ein Rotationszylinder ist. Unter diesen Bedingungen existiert eine Zone mit Druckunterschieden (empfindliche Zone genannt), in der der freie Querschnitt (oder innere Querschnitt) des Schlauchs fortschreitend von einem Kreis zu einer immer flacher werdenden Ellipse übergeh'. F i g. 3 zeigt, wie sich die Fläche S einer Ellipse mit konstantem Umfang als Funktion der Länge ihrer kleinen Achse A ändert. Die Grenze 5 = 100% und A = 1 entspricht einem Kreis. Der freie Querschnitt eines Schlauchs gehorcht etwa diesem Gesetz, entfernt sich jedoch von diesem bei beträchtlichem Zusammendrücken. Der Schlauch nimmt dann die charakteristische Form einer 8 oder einer Hantel an, wobei zwei verengte Durchgänge zu beiden Seiten eines zentralen Teils verbleiben, in welchem die Wandungen sich berühren. In diesem Zustand ist der Schlauch viel weniger druckempfindlich als in seinem Ruhezustand, und es ist gestrichelt gezeigt wie sich der freie Querschnitt des Schlauchs in dieserr Bereich maximaler Abplattung in Wirklichkeit verändert.

Der Schlauch kann auch mit einem im Ruhezustanc elliptischen oder spindelförmigen Querschnitt herge stellt werden. In diesem Falle kann der freie Querschnit ebenso unter der Wirkung eines Unterdrucks als aud eines inneren Überdrucks variieren.

In diesen beiden Fällen beruhen die Änderungen de

freien Querschnitts auf einer Biegung der Schlauchwand.

Der freie Querschnitt könnte auch durch elastische Dehnung der Wandung variieren, wobei unter der Einwirkung des inneren Drucks der Durchmesser des Schlauchs ansteigt. Eine solche Dehnung erfordert jedoch sehr viel höhere Druckunterschiede uid findet im Falle von flexiblen, nicht dehnbaren Schläuchen nicht statt. Es werden daher Pumpen vorgesehen, deren Schläuche ihren Querschnitt durch Biegung der Wandung ändern. Dies ermöglicht eine beträchtliche Änderung der Fördermenge bei einer geringen Druckänderung im Gegensatz zu einer Änderung des Querschnitts durch Dehnung.

Es ist ersichtlich, daß die Abflachung des Schlauchs kontinuierlich sein seil und daß die Kurve der Abhängigkeit der Abflachung vom Druck in beiden Richtungen weder einen Differentialquotienten von Null noch eine Aufspaltung (Hysteresis oder bistabile Zustände) aufweisen soll. Dies würde bedeuten, daß zwei Querschnitte vorhanden wären und sc.nit zwei verschiedene Förderleistungen für ein und denselben Druck, was ersichtlii. herweise mit einem Regelsystem nicht vereinbar ist.

Die empfindliche Zone dieser Schläuche variiert als Funktion bekannter Parameter (Innendurchmesser, Dicke der Wandung, Elastizitätsmodul), und es ist daher leicht, den Schlauch zu bestimmen, der sich für eine gegebene Anwendung eignet, und zwar entweder durch empirische Versuche oder durch Berechnung. Man kann einmal eine Eichung für jede Reihe von Schläuchen vornehmen, indem man ihre Abplattung für verschiedene Saughöhen mißt. F i g. 2 zeigt die Eichung von drei Schläuchen aus Siliconelastomeren mit Durchmessern von 9/12,10/12,6 und 12/14 mm. Auf der Ordinate ist die Dicke des Schlauchs (kleine Außenachse) angegeben und auf der Abszisse der innere Unterdruck, ausgedrückt in Ansaugwasserhühe, und zwar jeweils in mm. Die Gabelung der Kurve entspricht dem Auftreten eines Querschnitts in Form einer 8, wobei die einander gegenüberliegenden Wandungen des Schlauchs sich im mittleren Teil berühren (es handelt sich nicht um die charakteristische Spaltung einer Hysterese).

Wenn man die durchschnittliche von der Pumpe geforderte Fördermenge kennt, ist es leicht, einen geeigneten Schlauchquerschnitt als Funktion der mechanischen Charakteristiken der Pumpe (Pulsationsfrequenz, Abstand zwischen zwei Quetschstellen) zu wählen. Man wählt dann den Schlauch selbst als Funktion der empfindlichen Zone oder umgekehrt. F i g. 4 zeigt, wie die maximale Fördermenge einer Pumpe für eine vorbestimmte Drehzahl als Funktion des Unterdrucks im Ansaugschlauch und der Druckhohe der Pumpe, ausgedrückt in mrn Hg, variiert. Für eine vorgegebene Drehzahl und eine vorgegebene Druckhöhe kann man somit die durchschnittliche Förderleistung durch einfache Änderung der Höhe der Pumpe einstellen, um den Schlauch in den mittleren Abschnitt der empfindlichen Zone zu bringen. Der Innendruck des Schlauches am Eingang der Pumpe ist gleich der Summe von drei Drücken, nämlich

Druck der zu pumpenden Flüssigkeit (gemessen an der Entnahmestelle),

Barometrische Höhe zwischen der Pumpe und der zu pumpenden Flüssigkeit,

Strömungswiderstand stromauf von der Pumpe (■insbesondere an den festen oder einstellbaren Querschnittsverengungen, wie beispielsweise Punktionsnadel, Klemmen oder Hähne).

Wenn der Innendruck in der empfindlichen Zone auftritt, führt jede Veränderung des Drucks der zu pumpenden Flüssigkeit zu einer Veränderung des Drucks in dem Schlauch, was sich in einer Veränderung von dessen Querschnitt und dessen Durchsatz auswirkt. Es findet somit eine Selbstregelung der erforderlichen und ausreichenden Fördermenge statt, um einen quasikonstanten Druck stromauf von der Pumpe aufrechtzuerhalten.

Diese Regelung ist nicht absolut (wie in jedem Servo-Mechanismus), reicht jedoch in den meisten Fällen aus. Es sei jedoch bemerkt, daß der Strömungswiderstand stromauf von der Pumpe für eine vorgegebene Flüssigkeit und eine vorgegebene Leitung als Funktion der Fördermenge variiert. Die Regelung der Fördermenge ist daher um so besser, je geringer diese Änderungen und der Strömungswiderstand sind.

Die erläuterten Pumpen eignen sich insbesondere als Niveauregulierungsvorrichtungen aufgrund der Tatsache, daß eine Erhöhung oder Erniedrigung der Höhe der zu pumpenden Flüssigkeit eine Erhöhung oder Verminderung der Fördermenge der Pumpe hervorruft. Sie eignen sich auch im Falle einer Zirkulation von BIm außerhalb des Körpers (beispielsweise zur Hämodialyse) und insbesondere aus einer Vene, die durch eine arteriovenöse Fistel gespeist wird. Es ist bekannt, daß der mittlere Druck in der Vene an der Eintrittsstelle der Entnahmenadel variieren kann. Im Falle eines Absinkens dieses Drucks fällt die Fördermenge der Pumpe spontan ab. Man vermeidet so eine Entleerung der Vene bis zur vollständigen Abflachung, die zu den obengenannten Zwischenfällen führen würde.

Außerdem kann sich bei einer unvorhergesehenen Bewegung des Patienten das Ende der intravenösen Nadel oder des intravenösen Katheters der Gefäßwandung nähern und den Strömungswiderstand der Gesamtvorrichtung verändern. Unter diesen Umständen würde sich, wenn die Fördermenge nicht sehr rasch abfällt, das Ende der Nadel oder des Katheters an der Gefäßwand ansaugen und die Förderung vollständig zum Stillstand bringen und die Gefäßwand verletzen.

Der mechanische Teil der Pumpe kann zwar theoretisch in beliebiger Weise ausgebildet sein (Nocken, Rollen und fester Abwälzstator oder ohne Stator), doch bevorzugt man in der Praxis eine Rotationspumpe ohne Stator. Unter den Pumpen dieser Art bevorzugt man eine Pumpe mit drei Rollen, wie sie in F i g. 1 gezeigt ist Diese Pumpe weist besonders wertvolle Vorteile in den Fällen auf, in denen das Leber eines Kranken auf dem Spiel steht. Ihr Schlaud verschleißt viel weniger als bei Pumpen mit Stator, unc im Falle eines teüweisen oder vollständigen Verschlus ses des Druckschlauches wirkt sie als Druckbegrenzei (die Flüssigkeit kann durch den elastischen Schlaue! zurückfließen, der nur durch seine Spannung un zumindest eine Rolle geschlossen ist, statt zwischei zwei inkompressiblen Teilen eingespannt zu sein, un< die Pumpe fördert mehr oder weniger, jedoch besteh keine Gefahr, daß der Schlauch platzt).

Die Pumpe arbeitet zwar in jeder Stellung richtif doch ist es vorteilhaft, den Pumpenschlauch in nicri horizontaler Ebene, z. B. in der vertikalen Eben« anzuordnen, wobei sein mittlerer Abschnitt höher lieg als sein Austrittsabschnitt. Diese Lage ermöglicht, ein zufällig in den Schlauch eingeführte Luftblase unter de Maßgabe, daß die Geschwindigkeit der geförderte

Flüssigkeit geringer als die Geschwindigkeit der aufsteigenden Blase ist, zurückzuhalten. Dies ist insbesondere bei der Hämodialyse der Fall, bei der die Blutförderung gering ist (6,5 bis 7 cm/sec in einem Schlauch mit einem Durchmesser in der Größenordnung eines Zentimeters).

Insbesondere im Falle einer Pumpe für Blut ist der Schlauch an der Stelle der Druckorgane, wie Nocken oder Rollen (zumindest für die Stellung des Rotors, die der minimalen Dehnung des Schlauchs im normalen Betrieb im Falle einer Pumpe ohne Stator entspricht), nicht vollständig verschlossen. Vorteilhafterweise weist der elastische Schlauch im zusammengedrückten Zustand einen Durchflußquerschnitt zwischen 0,01 und 2 mm², z. B. etwa 1 mm², auf. Unter diesen Bedingungen ist der Rückfluß des Bluts nach stromauf vernachlässigbar, die Rückströmung der Luft jedoch vollständig. Die Pumpe kann keine Luft zum Patienten fördern. Wenn die Pumpe genug Luft aufgestaut hat, stellt sie sich ab, und es genügt, die Luft abzulassen, damit sie wieder zu pumpen beginnt.

Um einen vollständigen Verschluß des Schlauchs einer Pumpe mit Rollen und Stator zu vermeiden, genügt es, zwischen diesen Organen einen Zwischenraum zu belassen, der größer ist als die Dicke eines vollständig abgeplatteten Schlauchs. Eine analoge Einstellung eignet sich für eine Pumpe mit Nocken. Im Falle einer Pumpe mit Rollen ohne Stator genügt es, auf die Spannung des Schlauchs einzuwirken. Diese wird als Funktion der Pumpenparameter, wie Drehzahl, Fördermenge, Pumpendruckhöhe, relative Dicke und elastische Eigenschaften des Schlauchs und Durchmesser der Rollen, bestimmt. Diese Bestimmung bietet keine Schwierigkeiten. Es genügt beispielsweise, die Spannung fortschreitend zu verändern, bis das gewünschte Ergebnis erhalten ist.

Die Rollen der Pumpe können nichtzylindrisch ausgebildet sein, sondern in den Seitenbereichen des abgeflachten Schlauchs einen geringeren Durchmesser als in ihrem mittleren Abschnitt aufweisen. Sie können insbesondere bikonisch oder zylindrisch-bikonisch sein. Diese Form erleichtert die Einstellung der Spannung des Schlauchs (wie sie oben definiert ist) und verbessert die Beständigkeit des Schlauchs gegen wiederholtes Biegen. Diese Form eignet sich auch für Pumpen mit Stator, insbesondere zur Vermeidung eines vollständigen Verschlusses des Schlauchs.

Eine Pumpe ohne Stator mit einem gespannten Schlauch, wie sie oben beschrieben wurde, weist einen zusätzlichen Vorteil auf. Ihr maximaler Pumpendruck kann mit einem geringen Variationsbereich über einen beträchtlichen Teil ihres Förderleistungsbereichs bestimmt werden (vgL F i g. 4 und Beispiel 2).

Der Schlauch der Pumpe kann aus jedem elastischen Material mit ausreichender Festigkeit gegen wiederholtes Biegen bestehen und insbesondere aus Elastomeren, die sich für übliche peristaltische Pumpen eignen. Siliconelastomere sind im allgemeinen zufriedenstellend für biologische Flüssigkeiten, und außerdem ist ihr Rückfederungsvermögen ausgezeichnet Außerdem weist ein solcher Schlauch eine dünnere Wandung als in üblichen Pumpen auf, da er sich als Funktion der Änderungen des Innendrucks biegen soll. Diese Herabsetzung der Dicke verbessert die Lebensdauer des Schlauchs, was ein zusätzlicher Vorteil ist, insbesondere im Falle eines Blutkreislaufs außerhalb des Körpers.

Die erläuterte peristaltische Pumpe weist die Vorteile

von Zentrifugalpumpen (variable Förderleistung bei konstanter Drehzahl) auf, ohne deren Nachteile (Absetzen und Zerstörung von Formelementen) oder diejenigen von Dosierpumpen aufzuweisen. Sie bietet daher die besten Sicherheitsgarantien bezüglich des Ansaugens, Förderns und im Falle einer zufälligen Einführung von Luft beim Ansaugen.

Die folgenden Beispiele dienen zur weiteren Erläuterung der Erfindung.

Beispiel 1

Zur Zirkulation von Blut von Kranken mit arteriovenösen Fisteln, die durch chronische Hämodialyse behandelt werden, weist die in Fig. 1 dargestellte Pumpe die folgenden Merkmale auf:

Bikonische Rollen mit einem Durchmesser von 6 mm im mittleren Abschnitt, einem Scheitelwinkel von 4°30' und Abständen untereinander von 120" auf einem Kreis mit einem Radius von 60 mm, einen Schlauch aus einem Siliconelastomer mit einem Durchmesser von 9 χ 12 mm, einer Shore-Härte von 55 und einer Dehnung unter dem Zug eines Gewichts von 1,2 kp von 10%, wobei die Länge im Ruhezustand 355 mm und die Länge im Gebrauch 393 bis 404 mm (je nach der Winkelstellung der Rollen) beträgt

Die Pumpe saugt das Blut durch eine Punktionsnadel (Innendurchmesser 1,6 mm) an und fördert es in einen Hämodialysator, der durch geeignete Leitungen angeschlossen ist. Das Blut wird mittels einer identischen Nadel in das Blutgefäß zurückgeführt.

In der Praxis wählt man eine Drehzahl von ungefähr 25 U/min, was 75 Pulsationen entspricht Für eine Höhe von etwa 70 cm unter dem Kranken und mit einer durchschnittlichen Abplattung des Schlauchs beträgt die Fördermenge an Blut etwa 300 ccm/min.

Beispiel 2

Man modifiziert die Pumpe von Beispiel 1 wie folgt: Die Rollen weisen einen mittleren zylindrischen Abschnitt (Länge 12 mm, Durchmesser 5 mm) auf, an den sich kegelstumpfförmige Endabschnitte (Länge 5 mm, Scheitelwinkel 4° 30') anschließen. Diese Rollen aus rostfreiem Stahl drehen sich in selbstschmierenden Lagern.

Der Schlauch weist Durchmesser von 10 und 12,6 mm auf, seine Ruhelänge beträgt 380 mm und seine Minimalzugbelastung beträgt 400p. In Fig.4 sind die Kurven der maximalen Fördermenge der Pumpe als Funktion ihrer Pumpendruckhöhe (Druck stromab) für zwei Ansaughöhen (Unterdruck stromauf) gezeigt: 0 und 50 mm Hg bei 25 U/min. Es ist ersichtlich, daß für einen Ansaugunterdruck von 50 mm Hg die maximale Fördermenge nur 350 bis 300 ccm/min für einen Pumpendruck von 0 bis 220 mm Hg beträgt und daß diese von 300 auf 0 zwischen etwa 220 und 260 mm Hg absinkt Die Sicherheit gegen einen übermäßigen Pumpendruck ist daher sehr rasch gewährleistet Der Abfall der Fördermenge zwischen 0 und 220 mm Hg ist durch die vorgesehene Undichtigkeit der Pumpe bedingt Deren Einfluß ist daher über den Bereich der Betriebsdrucke gering. Bei normalem Betrieb (Drehzahl 25 U/min, Pumpendruck 120 mm Hg) betragen die Fördermengen 340 ccm/min für einen Unterdruck stromauf von 50 mm Hg und 410 ccm/min für einen

Unterdruck von 0.

Fig.5 zeigt bei A den maximalen Pumpendruck (mm Hg) als Funktion der Zugbelastung des Schlauchs (in p) bei 25 U/min; es wurden die Dehnungsgrade des

Schlauchs für zwei extreme Zugbelastungen angegeben; bei B den maximalen Pumpendruck als Funktion der Drehzahl der Pumpe (in U/min) für einen mit 400 ρ belasteten Schlauch.

Hierzu 3 Blatt Zeichnungen

Claims (4)

Patentansprüche:

1. Peristaltische Pumpe mit einem elastischen Schlauch, dadurch gekennzeichnet, daß der freie Durchflußquerschnitt des Schlauches unter der Druckwirkung des geförderten Fluids durch Biegung der Schlauchwand verformbar ist.

2. Pumpe nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der elastische Schlauch im zusammenge- ι ο drückten Zustand einen Durchflußquerschnitt zwischen 0,01 und 2 mm² aufweist.

3. Pumpe nach einem der Ansprüche 1 und 2, dadurch gekennzeichnet, daß der mittlere Abschnitt des Schlauches sich auf einem höheren Niveau befindet als der Austrittsabschnitt des Schlauches.

4. Pumpe nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß sie keinen Stator aufweist und daß der Schlauch um einen Rotor gespannt ist.