DE3825086C2 - Vollimplantierbare Blutpumpe - Google Patents
Vollimplantierbare BlutpumpeInfo
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Description
Die Erfindung geht aus von einer implantierbaren
Blutpumpe mit integriertem Antrieb gemäß dem Oberbegriff
der Ansprüche 1, 18 und 20, wie sie aus der
DE 36 02 727 A1 bekannt ist.
Dabei handelt es sich um implantierbare Blutpumpen, bei denen eine Schubstange
(1) Formstempel (7, 8, 9) betätigt, die dann die
Expansion und Kompression von Blutbeuteln (46, 47, 48,
49), und damit die Füllung der Blutbeutel (z. B. 46,
47) aus einem Kreislauf über pneumatisch gesteuerte
Ventile bzw. die Austreibung des Blutes in den anderen
Kreislauf über weitere, pneumatisch gesteuerte Ventile
übernehmen.
In dieser Druckschrift ist jedoch nur an einen vorübergehenden
Einsatz der Blutpumpe, z. B. für die extrakorporale
Regeneration des natürlichen Herzens, nach der in der
DE 37 12 200 A1 besprochenen Art gedacht, oder, falls
im betreffenden Fall die Regeneration erfolglos ist,
als Überbrückungsmaßnahme ("Bridge to transplant")
bis zur Transplantation eines Spenderherzens. Sollten
sich aber beide Lösungen als undurchführbar herausstellen,
so bleibt nur noch der definitive, also endgültige
Einsatz der implantierbaren Blutpumpe. Der extrakorporale
Sicherheitsantrieb wäre dabei, auf die
Dauer gesehen, sehr hinderlich. Er verringert die Lebensqualität
des betreffenden Patienten beim Dauereinsatz
doch erheblich. Ein "normales" Leben zu führen,
wäre ihm, allein schon aus Gründen der, durch das
Köfferchen mit dem darin enthaltenen Sicherheitsantrieb
und der Spannungsquelle, eingeschränkten Bewegungsfreiheit
unmöglich. - Diesem Patientenkreis
wird die Konstruktion einer vollimplantierbaren
Blutpumpe vorbehalten sein.
Die Gestaltung der Blutbeutel (46, 47, 48, 49) und der
Ventileinheiten (20, 21, 22, 23, 24, 25, 26, 27), die vorzugsweise
von einem speziell "in vitro" gezüchteten Gewebe
als anti-thrombogene "Herzinnenhaut" bedeckt werden,
ist aus der DE 37 24 810 A1 bekannt.
Die in der eingangs erwähnten DE 36 02 727 A1 beschriebene implantierbare
Blutpumpe mit extrakorporalem Sicherheitsantrieb
paßt sich fast universell an alle physiologischen
Erfordernisse des Empfängers bzw. sie läßt
sich an die morphologischen Bedingungen
(z. B. durch das Ausschäumen eines
Perikard-Ersatz-Beutels nach DE 37 22 161 A1) daran anpassen.
Der Erfindung liegt die Aufgabe
zugrunde, daß die Blutpumpe dahingehend weiterentwickelt und
mit neuen Konstruktionselementen versehen ist, daß trotz der
notwendigen Miniaturisierung der Blutpumpe für eine vollständige
Implantation, besonders auch des Blutpumpenantriebs, eine
physiologische Pumpfunktion, also z. B. physiologisch regelfähige
Förderleistung, Pumpfrequenz und Volumenstrom (Blutmenge/Zeit),
mit nur geringen funktionellen Nachteilen erzielt wird, die
in der speziellen Anpassung an den betreffenden
Patienten zu sehen sind. Diese Aufgabe wird mit den Gegenständen
der Ansprüche 1, 18 und 20 gelöst.
Die erfindungsgemäße Konstruktion soll nach der Implantation
der Blutpumpe mit dem extrakorporalen Sicherheitsantrieb, und
somit in Kenntnis der physiologischen und morphologischen
Parameter speziell auf den betreffenden Empfängerorganismus
abgestimmt werden.
Diese Anpassung
der erfindungsgemäßen vollimplantierbaren Blutpumpe
erfolgt demnach nicht nur morphologisch, also äußerlich, durch
Herstellung eines, den Platzverhältnissen genau angepaßten
Perikard-Ersatz-Beutels (41) der das innere Blatt
des Perikards, des natürlichen Herzbeutels also, nach
der Implantation ersetzt, sondern auch durch die Anpassung
der Blutbeutel (46, 47, 48, 49) und Druckkammern
(10, 11, 14, 15) und des Antriebs an die Platzverhältnisse.
Die Unteransprüche geben Ausführungsarten der Erfindung an.
Die
sogenannte Rechts-Links-Balance, d. h., die Gleichheit
der, in die beiden Kreisläufe des Empfängers ausgeworfenen
Blutmengen wird durch die Synchronisierung der
Pumparbeit durch die Formstempel (7, 8, 9) über die
Schubstange (1) und über die Druckkammern (10, 11, 14, 15),
wie auch schon in der DE 36 02 727 A1 beschrieben,
erreicht. Die Antriebsmechanik (2)
bewirkt die Kompression und Expansion der Blutbeutel
(46, 47, 48, 49) über die Formstempel (7, 8, 9) und die
Schubstange (1).
Im folgenden werden Ausführungsbeispiele
der Erfindung
an Hand
der Zeichnung
näher erläutert.
In einer Ausführung der
Konstruktion (Fig. 1) ist der Raumnocken (5)
dazu drehbar in Schubstange (1) und Formstempel (7)
angeordnet, und wird über den Getriebemotor (6) und
die Welle (4) in Drehung versetzt. Die Lauffläche
ist dabei so gestaltet, daß sie, im
Mittel (m) der Fläche, orthogonal zur
Achse (s) des Stößels (3) und der Schubstangenachse (1)
verläuft. Der Stößel (3) ist über den Verstellmotor (61)
mit Spindel in seinem Abstand (a) von der Drehachse (d),
wo der Raumnocken (5) den geringsten Hub (h = 0) aufweist,
bis zum Abstand (A), wo der Stößel (3) auf dem Raumnocken
seine maximale Hubbewegung (H = max - z. B. 2 cm -)
ausführt, von der Regelelektronik (40) verstellbar.
Die Regelelektronik (40) kann dazu auf die vorrangige
Wahrung des maximal möglichen Hubes (H) ("Hubmaximierung"
wie in der DE 36 02 727 A1 beschrieben) gegenüber
der Änderung der Schlagfrequenz (Drehzahl) für
bestmögliche Strömungsverhältnisse in den Blutbeuteln
(46, 47, 48, 49) ausgerichtet sein. Die Stirnseite
des Raumnockens (5) ist zur
Betätigung des Stößels (3) kodiert.
In einer anderen
Ausführung der Konstruktion ist
die Antriebsmechanik (2) durch eine Welle (59) gekennzeichnet,
in die eine Nut (58) eingefräst ist;
in dieser Nut (58) gleitet ein Führungsstift (57),
der z. B. mit einer Drehachse, die orthogonal zur
imaginären Drehachse (D) der Welle (59) steht, ausgeführt
ist. Diese Nut (58) ist dabei so gestaltet,
daß die immer gleichgerichtete Drehbewegung, die auch
nur zur Anpassung der Schlagfrequenz (Drehzahl der
Welle (59)) des Herzens vom Schlagfrequenz-Regelhydraulik-Modul
(39) variiert wird, beides übrigens
Faktoren, die die Haltbarkeit und Miniaturisierbarkeit
des Getriebemotors (6) begünstigen, in eine oszillierende
Bewegung der Schubstange (1) aus einem
Totpunkt (z. B. A) in den anderen Totpunkt (i. B. B)
und umgekehrt, umgesetzt wird, die die Expansion
und die Kompression der Blutbeutel (46, 47, 48, 49)
über Schubstange (1) und Formstempel (7, 8, 9) übernimmt.
Die Steigung ist über die Länge (L)
variabel vom einem Totpunkt (A′) zum anderen Totpunkt
(B′), so, daß letztendlich ein physiologischer,
systolischer, d. h. ein den natürlichen Verhältnissen
entsprechender Blutauswurf während der
betreffenden Austreibungsphase (i. B. A-B) erzielt
wird. Die Steigung der Nut (58) ist hierzu so gestaltet,
daß, beginnend am Totpunkt (A′), zuerst die
Schubstange (1) stark progressiv positiv beschleunigt,
um dann, nach ca. 50% der Strecke (A′-B′), ebenso stark
degressiv negativ, bis zum Erreichen des anderen
Totpunktes (B′), beschleunigt zu werden. Hier wird
die Schubstange (1) zum Stillstand gebracht und verbleibt
für ca. 5% der Gesamtdauer der Arbeitsphasen
(A-B, B-A) im Bereich des betreffenden Totpunktes.
Während dieser Zeit erfolgt die Umsteuerung der Ventileinheiten
(20, 21, 22, 23)/(24, 25, 26, 27) durch die
Ventilpneumatik (61). Die Mittenachse der Nut (58) ist
hierzu in den Totpunkten (A, B), auf der Welle (59),
orthogonal zur imaginären Drehachse (d) der Welle (59)
geführt, um dann, mit relativ konstanter Steigung
versehen, um die Schubstange (1) über den Führungsstift
(57) und die Führungshülse (56) vom Totpunkt (B) zum
Totpunkt (A) zurück zu bewegen. Ein neuer Arbeitszyklus
(A-B-A) kann beginnen. Der Hub der Schubstange
(1), also die Länge der Strecke A-B bleibt konstant
und somit auch das Schlagvolumen, die pro Herzaktion
(Arbeitsphasen A-B-A), ausgeworfene Blutmenge. Das
Herzminutenvolumen, also die pro Minute in den jeweiligen
Kreislauf ausgeworfene Blutmenge, wird nur durch
die Änderung (Erhöhung/Verringerung) der Herzfrequenz,
also über die Drehzahl des Getriebemotors (6), vom
Schlagfrequenz-Regelhydraulik-Modul (39) beeinflußt.
Die Regelhydraulik (13) ist in diesem Fall zur Miniaturisierung
innerhalb der Welle (59) unterzubringen (Fig. 2).
Der integrierte Verstellmotor (62) übernimmt über einen
Spindelantrieb (82) und einen Hebelmechanismus (83) durch
die Durchführungen (80, 81) die sinngemäße Verstellung des
Formstempels (99) für die Kompression und Expansion der
Membranpumpen (97, 98) der Regelhydraulik (13).
Die Membranpumpen (63, 64) der Ventilpneumatik werden
vom Getriebemotor (6) über einen Raumnocken (29) betätigt.
Der Formstempel (28) zu ihrer Betätigung liegt
auch hier zwischen den Membranseiten beider Membranbeutel
(65, 66), die Membranbeutel (65, 66) werden also
abwechselnd gefüllt und entleert. Sie haben zusammen
also praktisch nur den Platzbedarf eines einzelnen
Membranbeutels und sind wie in der DE 37 25 567 A1
beschrieben, gestaltet. Dies gilt natürlich
auch für die Membranpumpen (12, 13) der Regelhydraulik
(13). Die Membranpumpen (63, 64) sind seitlich neben
den Sammelrohren (30, 31) im Gehäuse (79) so angeordnet,
daß der Formstempel (28) etwa in einer Ebene parallel
zu einer durch die gedachten Hochachsen
der Formstempel (7, 8, 9) gelegten Ebene liegt.
Die Ventilreihen I, II mit den Ventileinheiten
(20, 22, 24, 26) und den Ventileinheiten (21, 23, 25, 27)
werden also, je nach Arbeitsphasen (A-B, B-A)
abwechselnd geöffnet und geschlossen.
Die Blutbeutel (46, 47) der Funktionseinheiten
(50, 51) der beanspruchten Blutpumpe füllen
sich also abwechselnd über die Ventileinheiten
(20, 21) und über das Sammelrohr (30) aus dem rechten
Vorhofstumpf (großer Blutkreislauf) des Patienten
und treiben das Blut, wiederum abwechselnd, in die
Lungenarterie des Patienten über das Sammelrohr
(33) und die Ventileinheiten (22, 23), aus. Gleichzeitig
erfolgt die Füllung der Blutbeutel (48, 49)
der anderen Funktionseinheit (51) abwechselnd aus
dem linken Vorhofstumpf (kleiner Blutkreislauf)
des Patienten über das Sammelrohr (31) und die
Ventileinheiten (24, 25). Diese Blutbeutel (48, 49)
treiben das Blut dann über die Ventileinheiten
(26, 27) und das Sammelrohr (32) in den großen Kreislauf
aus. Die Regelhydraulik (13) wird dabei in Abhängigkeit
vom diastolischen Druck, also, vom, in
der Füllphase (z. B. A → B) im betreffenden Blutbeutel
(i. B. 47) herrschenden Druck, der über die Druckleitung
(i. B. 36) vom Druck-Sensor (34) festgestellt wird, und
in Abhängigkeit vom systolischen Druck also vom in
der systolischen Austreibungsphase (i. B. A → B) im betreffenden
Blutbeutel (i. B. 48) herrschenden Druck, der über
die Druckleitung (i. B. 37) vom Druck-Sensor (i. B. 35) gemessen
wird, gesteuert. Die Druck-Sensoren (34, 35) werden
für die Messung des diastolischen Drucks und des
systolischen Drucks mit dem Druckvergleicher-Modul (38)
mit Maximal- und Minimalwert-Vorgabe entsprechend der
betreffenden Arbeitsphase über einen Systolen-Diastolen-Umschalter
(85) verbunden, wo die erhaltenen
Druckwerte mit den minimal und maximal in der Füll-
und der Austreibungsphase zulässigen Druckwerten
(z. B. 0/10 mm Hg, 80/160 mm Hg) verglichen werden.
Die vom Druck-Sensor (i. B. 35) während der
Austreibungsphase i. B. (A → B) des Blutbeutels (48) ermittelten
Werte werden elektrisch an das Druckvergleicher-Modul
(38) weitergegeben, und mit den minimal und
maximal zulässigen Druckwerten (z. B. 70 mm Hg und 160 mm
Hg) verglichen. Innerhalb dieses Toleranzbereichs
können sich die "systolischen" Blutdruckwerte frei einpendeln.
Die Druckkammern (10, 11) bzw. (14, 15) jeweils
einer Funktionseinheit (z. B. 50) werden bei der Regelung
dabei wechselseitig gefüllt oder entleert, die der anderen
Funktionseinheit (i. B. 51) werden umgekehrt, spiegelbildlich
hierzu betätigt, und zwar so, daß durch den,
während der "Diastole" (Füllphase, z. B. A → B) einen zu
geringen Druck aufweisenden Blutbeutel (i. B. 47), die
Blutbeutel (47, 48) durch die Füllung der in ihnen integrierten
Druckkammern (11, 14) in ihrem Innendruck erhöht
werden, und das Schlagvolumen des in der Austreibungsphase
(i. B. A → B) befindlichen Blutbeutels (i. B. 48)
erhöht wird und gleichzeitig, parallel mit der Bewegung
der Schubstange (1), durch die proportional mit
der Hubbewegung (A → B) erfolgende Leerung der Druckkammern
(i. B. 10, 15) der Innendruck der anderen beiden
Blutbeutel (47, 49) gesenkt, und so auch das Schlagvolumen
des Blutbeutels (46) während dieser Arbeitsphase
(i. B. A → B) gesenkt wird. Die Regelhydraulik (13) ist
über die Wippe (17) so gestaltet, daß die Druckkammern
zu Beginn eines jeden Arbeitszyklus (A → B → A) immer
wieder den gleichen Füllgrad erreichen.
Der Hub der Schubstange (1) kann dabei über den
Verstellmotor (62) sinngemäß nach der, in der
DE 36 02 727 A1 beschriebenen Art und Weise geregelt
werden. Dies gilt natürlich auch für die Regelhydraulik
(13) und die Regelelektronik (40).
Da die Blutpumpe genau auf den Organismus
des Empfängers abgestimmt ist, kann die
Regelhydraulik (13) wie beschrieben, relativ einfach
gestaltet sein. Wie Versuche gezeigt haben, ist die
Regelhydraulik (40) durchaus in der
Lage, die Forderung nach einem (erweiterten) "Starling-Effekt"
zu erfüllen: Eine erhöhte Kammerdruckdifferenz,
also ein gegenüber dem maximal zulässigen
Druck in der Füllphase erhöhter Druck der Druckkammer
(z. B. 11) während der Füllphase (i. B. A → B) führt,
sofern die Kammerdruckdifferenzen für den in der
Austreibungsphase befindlichen Blutbeutel (i. B. 48)
im Normbereich liegen, oder einen zu niedrigen Wert
aufzeigen, über die Regelhydraulik (13) zu einer kontinuierlichen
Verringerung des Inhaltes der Druckkammern
(i. B. 11, 15) der Blutbeutel (i. B. 47, 48), und damit
gleichzeitig auch zu einer vergrößerten Füllung des
Blutbeutel (i. B. 47) bzw. zu einem verringerten Auswurf
des Blutbeutels (48) während dieser Arbeitsphase (i. B.
A → B). Gleichzeitig wird die Füllung der
Druckkammern (10, 14) der Blutbeutel (i. B. 46, 49)
während deren Austreibungsphase (i. B. A → B) kontinuierlich
vergrößert, der Auswurf des betreffenden
Blutbeutels (i. B. 46, 48) also vergrößert, bzw. der
Füllgrad des Blutbeutels (i. B. 49) verringert.
Bei gleichgerichteten Abweichungen der Kammerdruckdifferenzen
vom einstellbaren, zulässigen
minimalen diastolischen Blutdruckwert, der über
Druck-Sensoren (34, 35) jeweils während der entsprechenden
Füllphase erfaßt wird, kommt es
über die Regelelektronik (40) zu einer Verringerung
der Drehzahl (n) des Getriebemotors (6), also
der Schlagfrequenz, bis zu einem voreingestellten
Minimalwert. Sollte die gleichgerichtete Abweichung
dann immer noch bestehen, wird der Hub der Schubstange
(1) durch die Verstellung des Stößels (3)
mittels Verstellmotor (100) auf dem Raumnocken (5) in
Richtung Drehachse (d) reduziert. Bei gleichgerichteten
Abweichungen der Kammerdruckdifferenzen vom
einstellbaren zulässigen maximalen diastolischen
Blutdruckwert kommt es über die Regelelektronik
(40) erst zu einer Vergrößerung des Hubes der Schubstange
(1) mittels Betätigung des Verstellmotors
(62) und, sollte der Maximalhub (H) erreicht sein,
die gleichgerichteten Abweichungen der Kammerdruckdifferenzen
von den maximal zulässigen, diastolischen
Blutdruckwerten noch bestehen, dann wird die
Drehzahl der Welle (4) über den Getriebemotor (6),
und damit die Schlagfrequenz gesenkt. Bei gleichgerichteten
Abweichungen der Kammerdruckdifferenzen
vom einstellbaren zulässigen maximalen systolischen
Blutdruck, der jeweils während der entsprechenden
Auswurfphase erfaßt wird, wird über die Regelelektronik
(40) die Drehzahl des Getriebemotors (6),
und damit die Schlagfrequenz gesenkt. Bei gleichgerichteten
Abweichungen der Kammerdruckdifferenzen
vom einstellbaren zulässigen minimalen systolischen
Blutdruck wird der Hub der Schubstange (1) über die
Regelelektronik (40) und den Verstellmotor (100) vergrößert
und danach, sollte die gleichgerichtete
Abweichung der Kammerdruckdifferenzen vom eingestellten
Wert noch fortbestehen, die Drehzahl des Getriebemotors
(6) und damit die Schlagfrequenz erhöht.
Der Blutmengenauswurf wird durch die
Regelhydraulik (13) parallel mit der Hubbewegung der
Schubstange (1) entweder erhöht oder verringert. Die
Membranpumpen (12, 16) der Regelhydraulik (13) verfügen
über jeweils einen ringförmigen Membranbeutel (65, 66),
der von einem Formstempel (19) komprimiert wird.
Dieser Formstempel (19) ist beiden Membranpumpen
(12, 16) gemeinsam. Der Formstempel (19) wird formfest
mit den Membranseiten beider Membranbeutel (65, 66)
verklebt. Er wird von der Schubstange (1) über die Wippe
(17), durch den Verstellmotor (18) im Hub durch Verstellen
des Drehpunktes (O) der Wippe (17) verstellbar,
angetrieben. Die Membranpumpen (12, 16) sind mit den
jeweils entsprechenden Druckkammern (10, 11, 14, 15) über
Verbindungsleitungen (68′, 68′′) hydraulisch verbunden.
Die Änderung des Brustkorbvolumens des Patienten führt
zugleich zu einer Ausdehnung bzw. Verringerung des
Volumens des "Mediastinum medium" des betreffenden
Patienten bei der Atmung und bei Bewegung, und damit
zu einer Ausdehnung und Kompression des Perikard-Ersatz-Beutels
(41), wodurch Pumpbewegungen erzeugt
werden, die den Kühlluftaustausch über die Öffnung
(43) und die Verbindungsleitung (44) an der Tracheabifurkation
(Luftröhrengabelung) (X) des Patienten
erfolgen läßt. Hier wird die erwärmte Kühlluft mit
der Atemluft wieder ausgestoßen, nachdem sie die
Abwärme des Getriebemotors (6) und des Verstellmotors
(18) der Regelhydraulik (13) aufgenommen hat. Durch
diese konstruktive Maßnahme wird die überstarke Aufheizung
des Blutes durch die von den Motoren (6, 18)
abgegebene Wärme vermieden und somit eine Erhöhung
der Thrombogenität der Konstruktion.
In der Verbindungsleitung (44) ist in dieser
Ausführung zudem eine bimetallfederartige, in ihrer
Öffnung also temperaturabhängige Klappe (45) vorgesehen,
die die Zuführung von zu kalter Luft, die die Bluttemperatur
senken, und zur Reizung u. a. des Mediastinums
führen könnte, verhindert. Die Halterung der vollimplantierbaren
Blutpumpe erfolgt in bekannter Weise
nach der, in der DE 37 22 161 A1 beschriebenen
Art, die auch die Zuführung der elektrischen
Energie zum Aufladen der Spannungsquelle (54) und
der Datenübermittlung über eine Steckverbindung (52)
übernimmt. Zudem stellt die trichterförmige
unter Abstützung (60) der Blutpumpe
und die Vernähung der Sammelrohre (30, 31, 32, 33)
mit den Blutgefäßen des Empfängers eine zusätzliche
Befestigung der Blutpumpe dar. Die sichere Befestigung
ist sehr wichtig, da es in der Vergangenheit immer
wieder zu Komplikationen aufgrund von Relativ-Bewegungen
zwischen der implantierten Blutpumpe mit ihren
Anschlüssen und dem Empfängerorganismus kam. Zusätzlich
zur mechanischen Reizung und der sich daraus ergebenden
Entzündungsreaktion wurden vielfach bakterielle
Infektionen beobachtet, die bei der folgenden Transplantation
eines Spenderorgans zu Komplikationen
führten. Sicherheits- und Alarmmechanismen können
entsprechend den in der DE 36 02 727 A1 beschriebenen
sinngemäß Anwendung finden. Die Signalübertragung
für das spezifische "Alarm"-Signal erfolgt bei
der beanspruchten Konstruktion drahtlos über den
ebenfalls im Unterbauch angeordneten Mini-Sender (58).
Die Energiequelle in Form von Spannungsquellen (z. B. 54),
der Mini-Sender (53) und Teile der Regelelektronik (40)
werden im Unterbauch, z. B., extraperitoneal, also unter dem
Bauchfell, oder in chirurgisch durch Umschneidung der
Bauchmuskulatur oder in subdermal, d. h. unter der Haut
geschaffenen Taschen, so implantiert, daß sie, auch
Aufgrund ihrer Kapseln (74) aus gut körperverträglichem
Material, die mit Befestigungslaschen (75, 76, 77, 78)
zur Vernähung versehen ist, gut fixiert sind, und
eingewachsen, das Befinden des betreffenden Patienten
möglichst wenig beeinträchtigen. Die Implantation
kann dabei den Einsatz von sogn. "Patches", flickenartige
Gewebestückchen aus gut körperverträglichem
Material, die eine übermäßige Spannung des Hautgewebes
durch die Implantation vermeiden, die Tasche
für das Implantat also bedecken, erfordern.
In einer weiteren Ausführung der beanspruchten
Konstruktion wird die konstante Winkelgeschwindigkeit (w)
des Motors (90) über ein Winkelgetriebe (91) und über die
Welle (93) an ein Getriebe mit periodisch wechselndem
Übersetzungsverhältnis (97) weitergeleitet, das in der
Hauptsache, aus zwei elliptischen Zahnrädern (87, 88)
besteht. Das vom Zahnrad (88) angetriebene Zahnrad (87)
zeigt, bedingt durch das periodisch wechselnde Übersetzungsverhältnis,
eine, gleichermaßen, periodisch
wechselnde Winkelgeschwindigkeit (w), die über das
Ritzel (89) und das Ritzel (92) als Zwangssteuerung
durch mechanische Kopplung, in eine alternierende
Bewegung der Schubstange (1) aus dem einen Totpunkt
(A) in den anderen Totpunkt (B), und umgekehrt, umgesetzt
wird. Der maximale Hub, der konstant ist,
und für die Regelung der Schlagvolumina, also der,
in beide Kreisläufe ausgeworfenen Blutmengen, die
Änderung der Schlagfrequenz (Winkelgeschwindigkeit w),
des Motors (90) notwendig macht, errechnet sich dabei
aus dem Achsenverhältnis (a/b) der Ellipsen des imaginären
Wälzkreises (W, W′), und entspricht dem Brennpunktabstand
(e) des elliptischen Wälzkreises.
Das Achsenverhältnis (a/b) der Ellipse dieses
elliptischen Wälzkreises bestimmt naturgemäß die Größe
der Änderung des Übersetzungsverhältnisses. Im Gegensatz
zu dem in der DE 36 02 727 A1 beschriebenen
Getriebe dient das hier verwendete Getriebe direkt
zum Antrieb der Schubstange (1). Die aus hochelastischem
Kunststoff gefertigten Ritzel vermeiden Lastwechselstöße.
Durch die Übernahme der in der DE 36 02 727 A1
beschriebenen Anordnung und Betätigung der Blutbeutel
(46, 47, 48, 49), der hier beschriebenen Regelhydraulik (13)
und Regelelektronik (40) und der Antriebsmechanik
(2) bleiben der beanspruchten Konstruktion
die, in der DE 36 02 727 A1 beschriebenen
Vorteile fast vollständig erhalten. Die beanspruchte
Konstruktion zeigt einen kontinuierlichen Blutauswurf
in beide Kreisläufe auf, aus denen auch gleichzeitig,
kontinuierlich die Füllung erfolgt ("Vorhof-Effekt").
Zudem weist die Konstruktion
eine Reihe von zusätzlichen Vorteilen auf. -
Die pro Zeiteinheit während eines Arbeitszyklus
ausgeworfene Blutmenge (Stromstärke) wird dabei
zur Erreichung eines physiologischen Druckverlaufes
im jeweils angeschlossenen Blutkreislauf variiert.
"Systolischer" und "diastolischer" Blutdruck werden
also durch die Pumparbeit direkt bewirkt ("Windkesselfunktion").
Prädeterminierte Expansion und Kompression
der Blutbeutel (46, 47, 48, 49), gesteuerte Membranventile
als "Herzklappen" mit weicher Schließung, mit zusätzlicher
Wirkung als "Wasserschlagabsorber", zentraler
Blutfluß, unter Beibehaltung der Strömungsrichtung,
speziell gezüchtete Funktionseinheiten (50, 51) (s. a.
die DE 37 24 810 A1) für das arterielle und
das venöse Blut garantieren maximale Blutschonung
bei ausgezeichneter "antithrombogener" Hämodynamik.
Die Regelhydraulik (13) und die Regelelektronik
(40) garantieren die Anpassung an die physiologischen
Erfordernisse (z. B. Starling-Gesetz, Anrep-Effekt),
die in der DE 36 02 727 A1, S. 10 genau
beschrieben ist. Der "Starling-Effekt" konnte sogar
noch erweitert werden. Die beanspruchte Konstruktion
ist durch die Miniaturisierung von Antrieb, Regelelektronik
und Mechanik, vollkommen implantierbar, d. h.,
arbeitet auch über einen längeren Zeitraum hinweg, ohne
Verbindungen zum Körperäußeren des Patienten, entspricht
also einem "Kunstherzen" (TAH), das dem Patienten ein
annähernd normales Leben ermöglicht.
Zur Erläuterung der Notwendigkeit des
"erweiterten Starling-Effektes" sei hier
noch kurz die physiologisch-physikalische Grundlage
umrissen. - Die vom natürlichen Herzen gleichzeitig
in beide Kreisläufe (Herz- und Lungenkreislauf) während
der Austreibungsphase jeweils ausgetriebenen
Blutmengen (Schlagvolumina) sind praktisch niemals
absolut gleich. Die Herzminutenvolumina (d. h., die
pro Minute in die Kreisläufe jeweils ausgetriebenen
Blutmengen) stimmen jedoch exakt überein. Dieser
Volumenausgleich (Rechts-Links-Balance) beider
Kreisläufe wird beim natürlichen Herzen durch eine
relativ komplizierte Regelung erreicht, die u. a.
im "Frank Starling Herzgesetz" beschrieben wurde.
Geringe Volumendifferenzen, d. h. Differenzen der in
beiden Kreisläufen enthaltenen Blutmengen, werden
über den Bronchial-Kreislauf als natürlicher "Bypass"
ausgeglichen. Der Ausgleich kann aber nur quantitativ
durch den Austausch des Plasma-Anteils des Blutes
erfolgen. Der korpuskuläre Anteil des Blutes, der
Anteil an Blutzellen (Hämatokrit - HK -), z. B. die
roten Blutkörperchen (ca. 99% des HK), können über
diesen "Bypass" nicht ausgetauscht werden. Es kommt
also zu einer qualitativen Änderung der Zusammensetzung
des Blutes. Sollten größere Volumendifferenzen über
diesen "Bypass" ausgeglichen werden müssen, wie es
vielfach bei den bisher erprobten Blutpumpen wegen
der fehlenden direkten mechanischen Synchronisierung
z. B. durch Schubstange, bzw. der relativ langsamen
Regelung der Fall ist, so führt dies zu weiteren Komplikationen
beim Kunstherz-Patienten. Der steigende Blutzellenanteil
ist besonders im kleinen Blutkreislauf
gefürchtet, denn dieser wachsende Hämatoktrit (HK),
der zudem diagnostisch schwer zu erfassen ist, da
zwar der Blutstatus (Blutzustand) des Blutes des großen
Kreislaufes leicht bestimmbar ist, der des kleinen
Kreislaufs aber unberücksichtigt blieb, steigert die
Blutviskosität, die Zähigkeit des Blutes also. Dadurch
wird die Thrombogenität des Blutes erhöht,
Embolien und Infarkte drohen. Hieraus resultiert
die Notwendigkeit einer schnellen und präzisen Anpassung
der Schlagvolumina beider Kreisläufe an die
physiologischen Erfordernisse zur möglichst schnellen
Erzielung einer Gleichheit der Blutvolumina beider
Kreisläufe, wie sie bei der beanspruchten Konstruktion
mit einem "erweiterten Starling-Effekt"
im Bedarfsfall erzielt wird, der zu einer gegensätzlichen
Regelung beider Funktionseinheiten (50, 51)
und damit zu einem schnellen Ausgleich evtl. Fehlmengen
führt.
Bezugszeichenliste
1 Schubstange (Fig. 2, 3, 5, 6)
2 Antriebsmechanik (Fig. 3, 4, 5)
3 Stößel (Fig. 4)
4 Welle (Fig. 4)
5 Raumnocken (Fig. 4)
6 Getriebemotor (Fig. 3, 4, 7)
7 Formstempel (Fig. 2, 4)
8 Formstempel (Fig. 2, 3, 4)
9 Formstempel (Fig. 2, 4, 6)
10 Druckkammer (Fig. 2, 6)
11 Druckkammer (Fig. 2, 6, 7)
12 Membranpumpe (Fig. 6)
13 Regelhydraulik
14 Druckkammer (Fig. 2, 6, 7)
15 Druckkammer (Fig. 2, 6)
16 Membranpumpe (Fig. 6)
17 Wippe (Fig. 6)
18 Verstellmotor (Fig. 6, 7)
19 Formstempel (Fig. 6)
20 Ventileinheit (Fig. 1, 8)
20′ Ventilbeutel
21 Ventileinheit (Fig. 1, 8)
21′ Ventilbeutel
22 Ventileinheit (Fig. 1)
22′ Ventilbeutel
23 Ventileinheit (Fig. 1)
23′ Ventilbeutel
24 Ventileinheit (Fig. 1, 8)
24′ Ventilbeutel
25 Ventileinheit (Fig. 1, 8)
25′ Ventilbeutel
26 Ventileinheit (Fig. 1)
26′ Ventilbeutel
27 Ventileinheit (Fig. 1)
27′ Ventilbeutel
28 Formstempel (Fig. 8)
29 Nocken (Fig. 8)
30 Sammelrohr (rechter Vorhof) (Fig. 1, 2, 8)
31 Sammelrohr (linker Vorhof) (Fig. 1, 2, 8)
32 Sammelrohr (Aorta) (Fig. 1)
33 Sammelrohr (Lungenarterie) (Fig. 1)
34 Druck-Sensor (Fig. 7)
35 Druck-Sensor (Fig. 7)
36 Druckleitung (Fig. 7)
37 Druckleitung (Fig. 7)
38 Druckvergleicher-Modul (Fig. 7)
39 Schlagfrequenz-Hub-Regelhydraulik-Modul (Fig. 7)
40 Regelelektronik (Fig. 7)
41 Perikard-Ersatz-Beutel (Fig. 1)
42 Luftgefüllter Raum (Fig. 1)
43 Öffnung (Fig. 1)
44 Flexible Verbindungsleitung (Fig. 1)
45 Klappe (Fig. 1)
46 Blutbeutel (Fig. 2)
47 Blutbeutel (Fig. 2)
48 Blutbeutel (Fig. 2)
49 Blutbeutel (Fig. 2)
50 Funktionseinheit für das venöse Blut
51 Funktionseinheit für das arterielle Blut
52 Steckverbindung (Fig. 1)
53 Mini-Sender (Fig. 7)
54 Spannungsquelle
55 Verbindungsleitung
56 Führungs-Hülse (Fig. 3)
57 Führungsstift (Fig. 3)
58 Nut (Fig. 3)
59 Welle (Fig. 3)
60 Trichterförmige Stütze (Fig. 1)
61 Ventilpneumatik
62 Verstellmotor
63 Membranpumpe (Fig. 8)
64 Membranpumpe (Fig. 8)
65 Membranbeutel (Fig. 6)
66 Membranbeutel (Fig. 6)
67 Formstempel (Fig. 8)
68′ Verbindungsleitung (Fig. 6)
68′′ Verbindungsleitung (Fig. 6)
69 Membranpumpe (Fig. 8)
70 Membranpumpe (Fig. 8)
71 Ist-Drehzahl-Geber (v. 6 bzw. 90) (Fig. 7)
72 Hub-Sensor (v. 1) (Fig. 7)
73 Getriebe mit periodisch wechselndem Übersetzungsverhältnis (Fig. 5)
74 Kapsel
75 Befestigungslasche
76 Befestigungslasche
77 Befestigungslasche
78 Befestigungslasche
79 Gehäuse (Fig. 2, 3, 4, 6)
80 Durchführung
81 Durchführung
82 Spindelantrieb
83 Hebelmechanismus
84 Ventilantrieb
85 Systolen-Diastolen-Umschalter
86 Längsführung (Linearlager) (Fig. 2, 5)
87 Elliptisches Zahnrad (Fig. 5)
88 Elliptisches Zahnrad (Fig. 5)
89 Ritzel (Fig. 5)
90 Motor (Fig. 5)
91 Winkeltrieb (Fig. 5)
92 Ritzel (Fig. 5)
93 Welle (Fig. 5)
94 Getriebe-Halterung (Fig. 5)
95 Achse (Fig. 5)
96 Halterung (Fig. 5)
97 Membranpumpe
98 Membranpumpe
99 Formstempel
100 Verstellmotor
m Lauffläche im Mittel (Fig. 4)
d Drehachse (Fig. 4)
s Achse (Fig. 4)
a Abstand v. d. Drehachse (min.) (Fig. 4)
A Abstand v. d. Drehachse (max.) (Fig. 4)
P Berührungspunkt (Fig. 4)
S Steigung
H Hub (max.) (Fig. 2, 4, 5)
h Hub (min.) (Fig. 4)
D Kreisförmiger Durchgang der Blutbeutel (Fig. 2)
e Eingriffspunkt (Fig. 3)
G Steigung (Fig. 3)
L Längsachse (Fig. 3)
E Ebene (Fig. 5)
W Wälzkreis (Fig. 5)
W′ Wälzkreis (Fig. 5)
n Drehfrequenz v. (6) (Fig. 7)
O Drehpunkt der Wippe (17) (Fig. 6)
X Anschluß an die Luftröhrengabelung (Fig. 1)
w Winkelgeschwindigkeit (Fig. 5)
a Große Halbachse der Wälzkreise (W, W′) (Fig. 5)
b Kleine Halbachse der Wälzkreise (W, W′) (Fig. 5)
2 Antriebsmechanik (Fig. 3, 4, 5)
3 Stößel (Fig. 4)
4 Welle (Fig. 4)
5 Raumnocken (Fig. 4)
6 Getriebemotor (Fig. 3, 4, 7)
7 Formstempel (Fig. 2, 4)
8 Formstempel (Fig. 2, 3, 4)
9 Formstempel (Fig. 2, 4, 6)
10 Druckkammer (Fig. 2, 6)
11 Druckkammer (Fig. 2, 6, 7)
12 Membranpumpe (Fig. 6)
13 Regelhydraulik
14 Druckkammer (Fig. 2, 6, 7)
15 Druckkammer (Fig. 2, 6)
16 Membranpumpe (Fig. 6)
17 Wippe (Fig. 6)
18 Verstellmotor (Fig. 6, 7)
19 Formstempel (Fig. 6)
20 Ventileinheit (Fig. 1, 8)
20′ Ventilbeutel
21 Ventileinheit (Fig. 1, 8)
21′ Ventilbeutel
22 Ventileinheit (Fig. 1)
22′ Ventilbeutel
23 Ventileinheit (Fig. 1)
23′ Ventilbeutel
24 Ventileinheit (Fig. 1, 8)
24′ Ventilbeutel
25 Ventileinheit (Fig. 1, 8)
25′ Ventilbeutel
26 Ventileinheit (Fig. 1)
26′ Ventilbeutel
27 Ventileinheit (Fig. 1)
27′ Ventilbeutel
28 Formstempel (Fig. 8)
29 Nocken (Fig. 8)
30 Sammelrohr (rechter Vorhof) (Fig. 1, 2, 8)
31 Sammelrohr (linker Vorhof) (Fig. 1, 2, 8)
32 Sammelrohr (Aorta) (Fig. 1)
33 Sammelrohr (Lungenarterie) (Fig. 1)
34 Druck-Sensor (Fig. 7)
35 Druck-Sensor (Fig. 7)
36 Druckleitung (Fig. 7)
37 Druckleitung (Fig. 7)
38 Druckvergleicher-Modul (Fig. 7)
39 Schlagfrequenz-Hub-Regelhydraulik-Modul (Fig. 7)
40 Regelelektronik (Fig. 7)
41 Perikard-Ersatz-Beutel (Fig. 1)
42 Luftgefüllter Raum (Fig. 1)
43 Öffnung (Fig. 1)
44 Flexible Verbindungsleitung (Fig. 1)
45 Klappe (Fig. 1)
46 Blutbeutel (Fig. 2)
47 Blutbeutel (Fig. 2)
48 Blutbeutel (Fig. 2)
49 Blutbeutel (Fig. 2)
50 Funktionseinheit für das venöse Blut
51 Funktionseinheit für das arterielle Blut
52 Steckverbindung (Fig. 1)
53 Mini-Sender (Fig. 7)
54 Spannungsquelle
55 Verbindungsleitung
56 Führungs-Hülse (Fig. 3)
57 Führungsstift (Fig. 3)
58 Nut (Fig. 3)
59 Welle (Fig. 3)
60 Trichterförmige Stütze (Fig. 1)
61 Ventilpneumatik
62 Verstellmotor
63 Membranpumpe (Fig. 8)
64 Membranpumpe (Fig. 8)
65 Membranbeutel (Fig. 6)
66 Membranbeutel (Fig. 6)
67 Formstempel (Fig. 8)
68′ Verbindungsleitung (Fig. 6)
68′′ Verbindungsleitung (Fig. 6)
69 Membranpumpe (Fig. 8)
70 Membranpumpe (Fig. 8)
71 Ist-Drehzahl-Geber (v. 6 bzw. 90) (Fig. 7)
72 Hub-Sensor (v. 1) (Fig. 7)
73 Getriebe mit periodisch wechselndem Übersetzungsverhältnis (Fig. 5)
74 Kapsel
75 Befestigungslasche
76 Befestigungslasche
77 Befestigungslasche
78 Befestigungslasche
79 Gehäuse (Fig. 2, 3, 4, 6)
80 Durchführung
81 Durchführung
82 Spindelantrieb
83 Hebelmechanismus
84 Ventilantrieb
85 Systolen-Diastolen-Umschalter
86 Längsführung (Linearlager) (Fig. 2, 5)
87 Elliptisches Zahnrad (Fig. 5)
88 Elliptisches Zahnrad (Fig. 5)
89 Ritzel (Fig. 5)
90 Motor (Fig. 5)
91 Winkeltrieb (Fig. 5)
92 Ritzel (Fig. 5)
93 Welle (Fig. 5)
94 Getriebe-Halterung (Fig. 5)
95 Achse (Fig. 5)
96 Halterung (Fig. 5)
97 Membranpumpe
98 Membranpumpe
99 Formstempel
100 Verstellmotor
m Lauffläche im Mittel (Fig. 4)
d Drehachse (Fig. 4)
s Achse (Fig. 4)
a Abstand v. d. Drehachse (min.) (Fig. 4)
A Abstand v. d. Drehachse (max.) (Fig. 4)
P Berührungspunkt (Fig. 4)
S Steigung
H Hub (max.) (Fig. 2, 4, 5)
h Hub (min.) (Fig. 4)
D Kreisförmiger Durchgang der Blutbeutel (Fig. 2)
e Eingriffspunkt (Fig. 3)
G Steigung (Fig. 3)
L Längsachse (Fig. 3)
E Ebene (Fig. 5)
W Wälzkreis (Fig. 5)
W′ Wälzkreis (Fig. 5)
n Drehfrequenz v. (6) (Fig. 7)
O Drehpunkt der Wippe (17) (Fig. 6)
X Anschluß an die Luftröhrengabelung (Fig. 1)
w Winkelgeschwindigkeit (Fig. 5)
a Große Halbachse der Wälzkreise (W, W′) (Fig. 5)
b Kleine Halbachse der Wälzkreise (W, W′) (Fig. 5)
Claims (20)
1. Implantierbare Blutpumpe mit formstabilem Gehäuse,
in dem sich vier etwa ringförmige Blutbeutel (46, 47, 48, 49) mit je einer
in den betreffenden Blutbeutel jeweils integrierten
Druckkammer (10, 11, 14, 15), die an eine Regelhydraulik (13) angeschlossen
ist, und einer, von den Blutbeuteln
jeweils umschlossenen Schubstange (1) mit Formstempeln (7, 8, 9), für
die Kompression und Expansion der Blutbeutel, die zwischen
je zwei verschiedenen Blutbeuteln liegen, die
paarweise je eine Funktionseinheit für das arterielle
bzw. für das venöse Blut bilden, wobei die Blutbeutel
über je ein Ein- bzw. Auslaßventil paarweise mit je
einem Sammelrohr für die Verbindung mit den Vorhofstümpfen,
mit der Aorta und der Lungenarterie des
betreffenden Patienten verbunden sind, und mit hydraulisch
oder pneumatisch gesteuerten Membranventilen,
dadurch gekennzeichnet,
daß in die Schubstange (1) ein Getriebemotor (6) integriert
ist, dessen Welle (4) mit einem Raumnocken
(5) verbunden ist, der in einem der äußeren Formstempel
(7) drehbar gelagert ist und dessen Lauffläche
im Mittel (m) orthogonal zur
Drehachse (d), die parallel zur Achse (s)
des Stößels (3) gelegen ist, verläuft, und der mit einem Verstellmotor
(100) so verbunden ist, daß der Stößel (3) geradlinig
auf verschiedene Abstände (a-A) von der Drehachse (d)
einzustellen ist, und daß diese Bauteile (1, 3, 4, 5, 6, 7) so
gestaltet und angeordnet sind, daß die Drehbewegung
des Getriebemotors (6) in eine oszillierende Bewegung
der Schubstange (1) (A → B, B → A) umgesetzt wird.
2. Blutpumpe nach Anspruch 1,
dadurch gekennzeichnet, daß die Lauffläche des Raumnockens
(5), bezogen auf den jeweiligen Berührungspunkt
(P) des Stößels (3), eine variable Steigung (S), orthogonal
zur Drehachse (d) gesehen, aufweist,
wobei die Lauffläche um die Drehachse (d) herum, der
mittleren Fläche (m) entspricht, und der
Abstand der Lauffläche von dieser mittleren Fläche (m)
mit zunehmenden Abstand (a) von der Drehachse (d)
immer größer wird, und qualitativ so gestaltet
ist, daß während einer Arbeitsphase (z. B. A → B),
während der Bewegung der Schubstange (1) von dem
einen Totpunkt (A) zum anderen Totpunkt (B) die Schubstange
(1), und damit die mit ihr verbundenen Formstempel
(7, 8, 9) erst stark positiv, und dann, bei Erreichen
von ca. 50% des Hubes, stark negativ, bis zum
Totpunkt (B) beschleunigt wird, und in der folgenden
Arbeitsphase (i. B. B → A) die Bewegungsgeschwindigkeit
der Schubstange (1) über einen weiten Bereich praktisch
konstant ist, und in den Totpunkten (A, B) die Formstempel
(7, 8, 9) für jeweils ca. 5% der Dauer jeder Arbeitsphase
(A → B, B → A) eine relativ zu den Blutbeuteln (46, 47,
48, 49) gesehen konstante Position, zur Umsteuerung der
Ventileinheiten (24, 25, 26, 27), einnimmt, und der Hub der
Schubstange (1) direkt durch die Änderung des Abstands
(a-A) des Stößels (3) von der Drehachse (d) einzustellen
ist, ein maximaler Abstand (A) also einen maximalen Hub
(H) der Schubstange (1) bewirkt.
3. Blutpumpe nach Anspruch 1 oder 2,
dadurch gekennzeichnet, daß die Druckkammern
(10, 11; 14, 15) paarweise an die Membranpumpen (12, 16) der Regelhydraulik
(13) angeschlossen
sind, und diese Membranpumpen (12, 16)
über eine Wippe (17) mit der Schubstange (1) so verbunden
sind, daß der Hub der Membranpumpen (12, 16)
über den Verstellmotor (18) stufenlos verstellbar
ist, und ein Formstempel (19) zu ihrer Betätigung
zwischen den beiden Membranpumpen (12, 16) angeordnet
ist.
4. Blutpumpe nach einem der Ansprüche
1-3, dadurch gekennzeichnet, daß die Ventilbeutel
(20′, 21′, 22′, 23′) der Ventile (20, 21, 22, 23) mit der
Membranpumpe (63), und die Ventilbeutel (24′, 25′, 26′,
27′) der Ventile (24, 25, 26, 27) mit der Membranpumpe
(64) verbunden sind, und ein Formstempel (28) zu
deren Betätigung zwischen den beiden Membranpumpen
(63, 64) angeordnet ist, der über einen Nocken (29),
der an der Welle (4) befestigt ist, betätigbar wird,
und dieser Ventilantrieb (84) integriertes Bestandteil
des Gehäuses (79) ist.
5. Blutpumpe nach einem der Ansprüche
1-4, dadurch gekennzeichnet, daß die Druckkammer
(11) mit dem Druck-Sensor (34) und die Druckkammer
(14) mit dem Druck-Sensor (35) jeweils über eine
Druckleitung (36, 37) verbunden sind, und elektrisch
mit dem Druckvergleichs-Modul (38) der
Regelelektronik (40) verbunden sind, und dieses
Druckvergleichs-Modul (38) mit einem Schlagfrequenz-Hub-Regelhydraulik-Modul
(39) der Regelelektronik
(40) verbunden ist.
6. Blutpumpe nach einem der Ansprüche
1-5, dadurch gekennzeichnet, daß ein geschlossener
Perikard-Ersatz-Beutel (41) die Blutpumpe umgibt,
der nur im Bereich der Befestigung der Sammelrohre
(30, 31, 32, 33) und, über eine Trichter-förmige Stütze
(60), im dem Zwerchfell zugewandten Bereich mit
der Blutpumpe fest verbunden ist, und so ein luftgefüllter
Raum (42) zwischen der
Blutpumpe und dem Perikard-Ersatz-Beutel (41) gebildet
wird, der über eine Öffnung (43) und eine
flexible Verbindungsleitung (44) mit der Luftröhre
(X) zum Luftaustausch mit der Umgebungsluft über
die Atemluft als Kühlluft verbunden wird.
7. Blutpumpe nach einem der Ansprüche
1-6, dadurch gekennzeichnet, daß in die Verbindungsleitung
(44) eine Klappe (45) eingebracht ist,
die so gestaltet ist, daß sie sich temperaturabhängig
öffnet und schließt.
8. Blutpumpe nach einem der Ansprüche
1-7, dadurch gekenzeichnet, daß der Getriebemotor (6) mit der
Welle (4), der Schubstange (1) und Formstempel (7, 8,
9) in einem kreisförmigen Durchgang (D) der
Blutbeutel (46, 47, 48, 49)
angeordnet ist.
9. Blutpumpe nach einem der Ansprüche
1-8, dadurch gekennzeichnet, daß die Regelhydraulik
(13) und die Regelelektronik (40) so geschaltet
und verbunden sind, daß eine, während der Füllphase
(z. B. A-B), über dem einstellbaren, zulässigen
"diastolischen Blutdruck" liegende Kammerdruckdifferenz
in einem Blutbeutel (i. B. 47) über die
Druckkammern (10, 11, 14, 15) zu einer, in der Füllphase
(i. B. A-B) vergrößerten Füllung des Blutbeutels
(i. B. 46) der betreffenden Funktionseinheit
(50) und einer, in demselben Umfang verringerten
Füllung des Blutbeutels (i. B. 49) der anderen Funktionseinheit
(51) führt, und so der Blutauswurf
des Blutbeutels (46) für die Funktionseinheit (50)
entsprechend erhöht, und der Blutauswurf des Blutbeutels (49) für
die andere Funktionseinheit (51) in der folgenden Austreibungsphase entsprechend verringert wird.
10. Blutpumpe nach einem der Ansprüche
1-9, dadurch gekennzeichnet, daß die Regelhydraulik
(13) und die Regelelektronik (40) so geschaltet und
verbunden sind, daß eine während der Füllphase (z. B.
B-A) unter dem einstellbaren, zulässigen, "diastolischen
Blutdruck" liegende Kammerdruckdifferenz in
einem Blutbeutel (i. B. 48) über die Druckkammern (10,
11, 14, 15) zu einer, in der Füllphase (i. B. B-A)
verringerten Füllung des Blutbeutels (i. B. 48) der
betreffenden Funktionseinheit (i. B. 51) und einer
in demselben Umfang vergrößerten Füllung des Blutbeutels
(i. B. 46) der anderen Funktionseinheit (i. B. 50) führt, und so
der Blutauswurf des Blutbeutels (i. B. 49)
für die Funktionseinheit (i. B. 51) entsprechend gesenkt,
und der Blutauswurf des Blutbeutels (i. B. 47) für die andere
Funktionseinheit (50) in der folgenden Austreibungsphase
entsprechend erhöht wird.
11. Blutpumpe nach einem der Ansprüche
1-10, dadurch gekennzeichnet, daß die Regelhydraulik
(13) und die Regelelektronik (40) so geschaltet und
verbunden sind, daß ein, während der Füllphase
(z. B. B-A), unter dem einstellbaren, zulässigen, "diastolischen
Blutdruck" liegende Kammerdruckdifferenz im
Blutbeutel (i. B. 48), die über einen Druck-Sensor (i. B. 35)
erfaßt wird, zu einem sich vergrößernden Volumen
der Druckkammern (i. B. 14, 11) in dem sich füllenden,
betreffenden Blutbeutel (i. B. 48) und in dem sich
leerenden Blutbeutel (i. B. 47) der anderen Funktionseinheit
(i. B. 50) und, gleichzeitig damit, zu einem
sich verringernden Volumen der Druckkammern (i. B.
10, 15) in dem sich leerenden Blutbeutel (i. B. 49) der
betreffenden Funktionseinheit (i. B. 51) und in dem
sich füllenden Blutbeutel (i. B. 46) der anderen
Funktionseinheit (i. B. 50) während der Arbeitsphase
(i. B. B → A) führt, sofern alle anderen Drücke
noch im Normbereich liegen.
12. Blutpumpe nach einem der Ansprüche
1-11, dadurch gekennzeichnet, daß die Regelhydraulik
(13) und die Regelelektronik (40) so geschaltet und
verbunden sind, daß eine, während der Füllphase
(z. B. A → B), über dem einstellbaren, zulässigen,
"diastolischen Blutdruck" liegende Kammerdruckdifferenz
im Blutbeutel (i. B. 47), die über einem Druck-Sensor (i. B.
34) erfaßt wird, zu einem sich verringernden Volumen
der Druckkammern (i. B. 11, 14) in dem sich füllenden
betreffenden Blutbeutel (i. B. 47) und in dem sich
leerenden Blutbeutel (i. B. 48) der anderen Funktionseinheit
(i. B. 50) und gleichzeitig damit, zu einem
sich vergrößernden Volumen der Druckkammern (i. B.
15, 10) in dem sich füllenden Blutbeutel (i. B. 49) der
betreffenden Funktionseinheit (i. B. 51) und in dem
sich leerenden Blutbeutel (i. B. 46) der anderen Funktionseinheit (50) während der Arbeitsphase
(i. B. A → B) führt, sofern alle anderen
Drücke noch im Normbereich liegen.
13. Blutpumpe nach einem der Ansprüche
1-12, dadurch gekennzeichnet, daß die Regelhydraulik
(13), die Regelelektronik (40) und der Getriebemotor
(6) so geschaltet und so verbunden sind, daß
gleichgerichete Abweichungen der Kammerdruckdifferenzen
von dem einstellbaren diastolischen oder dem einstellbaren,
zulässigen systolischen Blutdruck
über die Druck-Sensoren (34, 35), erfaßt werden und zu
einer Vergrößerung des Hubes (H) der Schubstange (1) bis
zum Maximum, und dann zu einer Erhöhung der Drehzahl
der Welle (4) führen, bzw. zur Verringerung der Drehzahl
bis zu einem bestimmten, voreingestellten Grenzwert
und danach zur Verringerung des Hubes, solange
die gleichgerichtete Abweichung von den voreingestellten
Werten besteht.
14. Blutpumpe nach einem der Ansprüche
1-13, mit einer Halterung, die am Brustbein des betreffenden
Patienten befestigt ist, und an dieser
Stelle mehrere Durchführungen durch das Brustbein
besitzt, und vom Perikard-Ersatz-Beutel (41)
bis zur Durchführung durch das Brustbein umschlossen
ist, dadurch gekennzeichnet, daß diese
Halterung so gestaltet ist, daß sie parakorporal
zugleich Teil einer elektrischen Steckverbindung
(52) für die Ladung der Spannungsquelle (54) und die
elektronische Datenübertragung ist.
15. Blutpumpe nach einem der Ansprüche
1-14, dadurch gekennzeichnet, daß die Regelelektronik
(10) mit einem Mini-Sender (53) für spezifische
Alarmmeldungen gekoppelt ist.
16. Blutpumpe nach einem der Ansprüche
1-15, dadurch gekennzeichnet, daß die Regelelektronik
(40) und die Spannungsquelle (54) im Unterbauch
angeordnet sind, und die elektrische Energie und die
Regelimpulse über eine Verbindungsleitung (55) durch
das Zwerchfell zur vollimplantierbaren Blutpumpe leitbar
sind.
17. Blutpumpe nach einem der Ansprüche
1-16, dadurch gekennzeichnet, daß Bauteile der
Regelelektronik (40), die Spannungsquelle (54) und
der Sender (53) in jeweils einer Kapsel (z. B. 74) aus
gut einwachsendem Gewebe für die Implantation in
chirurgisch geschaffene Taschen eingebracht sind.
18. Blutpumpe gemäß dem Oberbegriff des
Patentanspruchs 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Schubstange
(1) im Inneren eine Führungs-Hülse (56) mit einem
darin befestigten Führungsstift (57) besitzt, und in dieser
Führungs-Hülse (56) eine Welle (59) mit Nut (58)
beweglich angeordnet ist, und der Führungsstift (57)
in die Nut (58) eingreift und diese Welle (59) mit
einem ebenfalls in die Schubstange (1) integrierten
Getriebemotor (6) kraftschlüssig verbunden ist, und
diese Bauteile (1, 56, 57, 58, 59) so gestaltet und angeordnet
sind, daß die Drehbewegung des Getriebemotors
(6) in eine alternierende Bewegung der Schubstange (1)
aus einem Totpunkt (A) in den anderen Totpunkt (B) und
umgekehrt umgesetzt wird.
19. Blutpumpe nach Anspruch 18,
dadurch gekennzeichnet, daß die Nut (58) eine bezogen
auf den jeweiligen Eingriffspunkt (E) des Führungsstiftes
(57) variable Steigung (G) bezüglich der Längsachse
(L) der Welle (59) besitzt, und diese Nut (58) so
gestaltet ist, daß während einer Arbeitsphase (z. B.
A-B) während der Bewegung der Schubstange (1) von dem
einen Totpunkt (A) zum anderen Totpunkt (B) die Schubstange
(1), und damit die mit ihr verbundenen Formstempel
(7, 8, 9) erst stark positiv, und dann, bei Erreichen
von ca. 50% des Hubes, stark negativ, bis zum
Totpunkt (B) beschleunigt wird, und in der folgenden
Arbeitsphase (i. B. B-A) die Bewegungsgeschwindigkeit
der Schubstange (1) praktisch konstant ist.
20. Blutpumpe gemäß dem Oberbegriff
des Patentanspruchs 1, dadurch gekennzeichnet, daß in
die Schubstange (1) ein Motor (90) mit angeflanschtem
Winkelgetriebe (91) integriert ist, dessen Welle (93)
mit einem elliptischen Zahnrad (88) versehen ist, das
mit einem zweiten elliptischen Zahnrad (87), das auf
einer Achse (95) frei drehbar gelagert ist, über die
Halterung (94), die mit der Schubstange (1) verbunden
ist, zu einem Getriebe mit periodisch wechselndem
Übersetzungsverhältnis (73) zusammengesetzt ist, und
ein Ritzel (89), das in dem Gehäuse (79) drehbar gelagert
ist, mit dem elliptischen Zahnrad (87) im Eingriff
steht, und ein zweites Ritzel (92) das auch, über
eine Halterung (96), mit dem Gehäuse (79) verbunden
ist, wobei die Drehachsen der Zahnräder
(87, 88, 89, 92) in einer gemeinsamen Ebene (E)
liegen, durch die auch die Längsachse (d) der
Schubstange (1) verläuft, und auch die Hauptachsen der
Ellipsen der Wälzkreise (W, W′) der elliptischen
Zahnräder (87, 88) in dieser Ebene (E) liegen,
wenn die Schubstange (1) ihren einen Totpunkt (z. B. B)
erreicht hat, und eine mechanische Kopplung des
Antriebs besteht, und die Ritzel (89, 92) aus hochelastischem
Kunststoff gefertigt sind, und diese Bauteile
(1, 90, 91, 93, 78, 95, 94, 73, 79, 87, 96, 87, 88, 89, 92) so gestaltet
und angeordnet sind, daß die Drehbewegung des Motors
(90) in eine alternierende Bewegung der Schubstange (1)
aus einem Totpunkt (A) in den anderen Totpunkt (B) und
umgekehrt, umgesetzt wird.
Priority Applications (1)
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DE3825086A DE3825086C2 (de) | 1988-07-23 | 1988-07-23 | Vollimplantierbare Blutpumpe |
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DE3825086A1 DE3825086A1 (de) | 1990-01-25 |
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ID=6359403
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JPH04226673A (ja) * | 1990-09-26 | 1992-08-17 | Gebr Sulzer Ag | 血液送出用ポンプ |
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DE3712200A1 (de) * | 1987-04-10 | 1988-10-27 | Joern Martens | Apparatur zur extrakorporalen langzeit-perfusion von menschlichem oder tierischem gewebe und zur extrakorporalen regeneration von organen |
DE3722161A1 (de) * | 1987-07-04 | 1989-01-12 | Joern Martens | Intrakorporale blutpumpen-halterung mit parakorporaler mehrfach-kupplung fuer die antriebs- und steuerleitungen einer semiinternen oder internen blutpumpe und deren durchtritt durch die menschliche oder tierische brustwand |
DE3724810A1 (de) * | 1987-07-27 | 1989-02-09 | Joern Martens | Druckmittelbetaetigtes membranventil fuer in menschliche oder tierische koerper implantierbare blutpumpen und die herstellung dieser membranventile und der zugehoerigen blutbeutel |
DE3725567A1 (de) * | 1987-08-01 | 1989-02-09 | Joern Martens | Membranpumpe, insbesondere fuer extrakorporale oder implantierbare antriebseinheiten von blutpumpen |
-
1988
- 1988-07-23 DE DE3825086A patent/DE3825086C2/de not_active Expired - Fee Related
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Also Published As
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DE3825086A1 (de) | 1990-01-25 |
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8339 | Ceased/non-payment of the annual fee |