NO750398L

NO750398L -

Info

Publication number: NO750398L
Application number: NO750398A
Authority: NO
Inventors: A Sausse
Original assignee: Rhone Poulenc Sa
Priority date: 1972-09-12
Filing date: 1975-02-07
Publication date: 1974-03-13

Description

Roterbar peristaltisk pumpe.Rotatable peristaltic pump.

Foreliggende oppfinnelse angår en roterbar peristaltisk pumpe uten stator, hvilken pumpe har et dobbelt pumpehus og kun en motor, og er anvendbar spesielt i en utenfor kroppen beliggende blodkrets f.eks. i en anordning for oksygenbehandling av blod. The present invention relates to a rotatable peristaltic pump without a stator, which pump has a double pump housing and only one motor, and is applicable especially in a blood circuit situated outside the body, e.g. in a device for oxygen treatment of blood.

Pumper av denne type er allerede beskrevet i de amerikanske patenter nr. 3.172.367 og 3.502.03^- De beskrevene pumper er doseringspumper og de er altså av volumetrisk type. Pumps of this type have already been described in the American patents no. 3,172,367 and 3,502,03^- The described pumps are dosing pumps and they are therefore of the volumetric type.

Peristaltiske pumper regner seg vanligvis ikke for utenfor kroppen beliggende blodkretser,. da den. volumetriske karakter er forbundet med en sugekraft som kan være farlig for pasienten. Det er derfor man har vært tvunget til å anvende selvregulerende peristaltiske pumper, noe som spesielt er beskrevet i fransk patent nr. 2.063.677. Peristaltic pumps are not usually considered for blood circuits located outside the body. then it. volumetric character is associated with a suction force that can be dangerous for the patient. That is why one has been forced to use self-regulating peristaltic pumps, which is particularly described in French patent no. 2,063,677.

I visse utenfor kroppen beliggende blodkretser, hvilke skal beskrives nærmere lenger frem, er det nødvendig å holde blodtrykket på en nøyaktig bestemt verdi i en apparatur for behandling av blod, f.eks. i en oksygenbehandlingsapparatur^In certain blood circuits located outside the body, which will be described in more detail later, it is necessary to keep the blood pressure at a precisely determined value in an apparatus for treating blood, e.g. in an oxygen treatment apparatus^

For dette formål kan man anbringe en første pumpe mellom et kateter for uttaging av blod og apparatets innløp, og en andre pumpe mellom apparatets utløp og gjeninjiseringsanordningen. For this purpose, a first pump can be placed between a catheter for taking blood and the inlet of the device, and a second pump between the outlet of the device and the re-injection device.

I de amerikanske patenter nr. 2.927.582 og 3.017.885 beskrives den slags anordninger der strømningen gjennom pumpene reguleres ved-hjelp av inviklede organer som både er ømfintlige og besværlige å anvende. In the American patents Nos. 2,927,582 and 3,017,885, the kind of devices are described in which the flow through the pumps is regulated by means of complicated organs which are both delicate and difficult to use.

Formålet med foreliggende oppfinnelse er å frembringe en kompakt, enkel, robust og sikker pumpeanordning. The purpose of the present invention is to produce a compact, simple, robust and safe pump device.

Oppfinnelsen angår således en roterbar peristaltis pumpe uten stator, hvilken pumpe har et dobbelt pumpehus og kun en drivaksel, hvorved hvert pumpehus består av et bøyelig rør som und-. er spenning er bøyet rundt sin rotor og hvis tverrsnitt ved bøynin- gen av rørveggen varierer regelmessig mellom en maksimumsverdie og en minimumsverdi innenfor et på forhånd bestemt intervall for det indre trykk. Pumpen karakteriseres ved at det første rørets tverrsnitt er omtrent ved sin. maksimalverdi og det andre rørets tverrsnitt er omtrent ved sin minimumsverdi når det indre trykk i det vesentlige e»r likt atmosfærisk trykk. The invention thus relates to a rotatable peristalsis pump without a stator, which pump has a double pump housing and only one drive shaft, whereby each pump housing consists of a flexible tube which un-. is tension is bent around its rotor and whose cross-section due to the bending of the tube wall varies regularly between a maximum value and a minimum value within a predetermined interval for the internal pressure. The pump is characterized by the fact that the cross-section of the first tube is approximately at its maximum value and the second pipe's cross-section is approximately at its minimum value when the internal pressure is essentially equal to atmospheric pressure.

Motorens hastighet kan være fast eller regulerbar.: For at det gjenomsnitlige blodtrykk mellom de to pumpehusene skal for-bli innen et på forhånd bestemt intervall er det nødvendig at det andre pumpehus har en større maksimal strømningskapasitet enn det første pumpehus. For å oppnå dette kan man for det andre pumpehus anvende en rotor hvis ruller beskriver en sirkel med større diameter enn det første pumpehusets rotor, mens de to pumpehus har omtrent like stor indre omkrets. Man kan også anvende identiske rotorer eller kun en rotor som er felles for de to pumpehus, og i dette tilfelle velger man et andre pumpehus som har større indre omkrets enn det første pumpehus. Naturligvis kan man kombinere, disse to muligheter med hverandre. The speed of the motor can be fixed or adjustable.: In order for the average blood pressure between the two pump houses to remain within a predetermined interval, it is necessary that the second pump house has a greater maximum flow capacity than the first pump house. To achieve this, a rotor whose rollers describe a circle with a larger diameter than the rotor of the first pump housing can be used for the second pump housing, while the two pump housings have approximately the same inner circumference. You can also use identical rotors or only one rotor that is common to the two pump housings, and in this case you choose a second pump housing that has a larger inner circumference than the first pump housing. Naturally, you can combine these two possibilities with each other.

Det er også nødvendig at det andre pumpehus har en mindre minimal nyttig strømningskapasitet enn det første pumpehus. For å oppnå dette kan man gi det andre pumpehuset en mere bøyelig vegg (vanligvis tynnere vegg) enn det første pumpehus. Man kan gi det andre pumpehusets kanal et tverrsnitt med mindre areal enn det førsteipumpehusets kanal, og man kan f.eks. for det andre pumpehus anvende et rør som er betydelig tilflatet i fravær av påkjenninger, og for det første pumpehus et rør med sirkulært tverrsnitt. Man kan også når det gjelder det andre pumpehus kombinere en tilflatet form og bøyeligere rørvegg. It is also necessary that the second pump housing has a smaller minimum useful flow capacity than the first pump housing. To achieve this, the second pump housing can be given a more flexible wall (usually a thinner wall) than the first pump housing. You can give the second pump house's channel a cross-section with a smaller area than the first pump house's channel, and you can e.g. for the second pump housing, use a tube that is significantly flattened in the absence of stresses, and for the first pump housing, a tube with a circular cross-section. In the case of the second pump housing, you can also combine a flattened shape and a more flexible pipe wall.

Oppfinnelsen beskrives nærmere nedenfor under henvisning til de ledsagende tegninger der figur 1 skjematisk viser en utenfor kroppen beliggende blodkrets inneholdende en pumpe ifølge oppfinnelsen, figur 2 viser en karakteristisk kurve for strømningen som funksjon av trykket i et pumpehus som kan anvendes i pumpen ifølge oppfinnelsen, og figur 3 viser karakteristiske kurver for strømningen som funksjon av t-rykket i de to pumpehusene i en pumpe ifølge oppfinnelsen. The invention is described in more detail below with reference to the accompanying drawings where figure 1 schematically shows a blood circuit located outside the body containing a pump according to the invention, figure 2 shows a characteristic curve for the flow as a function of the pressure in a pump housing which can be used in the pump according to the invention, and figure 3 shows characteristic curves for the flow as a function of the t pressure in the two pump housings in a pump according to the invention.

I figur 1 kan man se en 'utenfor kroppen beliggende blodkrets som forbinder et apparat 1 av kjent type for oksygenbehand-ling■av blod, hvilket apparat inneholder minst et membran 2, med et In Figure 1, one can see a blood circuit located outside the body which connects an apparatus 1 of a known type for oxygen treatment of blood, which apparatus contains at least one membrane 2, with a

vene-arterie-system hos en pasient.vein-artery system in a patient.

En kanyle 3 er innført i den nedre hulvene via lår-venen 4 som for dette formål er skåret av. Kanylen har en ikke til-sluttende utvidelse ved sin ende. Denne utvidelsen består av tre elastiske, radielle forgreninger 5, hvilke trykker mot veneveggene og holder disse lokalt utsperret slik at kanylens åpning blir fri-lagt. A cannula 3 is inserted into the lower vena cava via the femoral vein 4, which has been cut off for this purpose. The cannula has a non-adherent extension at its end. This expansion consists of three elastic, radial branches 5, which press against the vein walls and keep them locally blocked so that the opening of the cannula is exposed.

Kanylen 3 er forenet med oksygenbehandlingsapparaturens 1 innløp gjennom en bøyelig ledning 7, f.eks. av en silikonelastomer, på hvilken det første pumpehus 6 er anbragt. The cannula 3 is connected to the inlet of the oxygen treatment apparatus 1 through a flexible line 7, e.g. of a silicone elastomer, on which the first pump housing 6 is placed.

En bøyelig ledning 11, likeledes av silikonelastomer, forbinder oksygenbehandlingsapparaturens 1 utløp med en kanyle forbundet med en utvidet protese 8 som er sydd fast på ' lårarterien 9. På ledningen 11 er det andre pumpehus 10 anbragt. Pumpehusene 6 og 10 er forenet med rotorer som drives av en motor 12 ved hjelp av en felles' aksel. A flexible line 11, also made of silicone elastomer, connects the outlet of the oxygen treatment apparatus 1 with a cannula connected to an extended prosthesis 8 which is sewn onto the femoral artery 9. On the line 11, the second pump housing 10 is placed. The pump housings 6 and 10 are united with rotors which are driven by a motor 12 by means of a common shaft.

En peristaltisk hjelpepumpe 13 som er tilsluttet til ledningen 7 oppstrøms pumpehuset 6 gjør det mulig å drenere den gjenværende del av venen 4, og innføre ekstra blod i den utenfor kroppen beliggende blodkrets fra en blodkilde 16 for å kompansere eventuelle blodtap, og for eventuelt å kunne innføre legemidler i flytende form, f. eks-, heparin. A peristaltic auxiliary pump 13 which is connected to the line 7 upstream of the pump housing 6 makes it possible to drain the remaining part of the vein 4, and introduce extra blood into the blood circuit located outside the body from a blood source 16 to compensate for any blood loss, and to possibly be able to introduce medicines in liquid form, e.g., heparin.

Ettersom den som eksempel viste blodkrets utenfor kroppen er av vene-arterie-typen, er det nødvendig å regulere tre forskjellige trykk, nemlig blodtrykket ved innløpet til pumpehuset 6, trykket i oksygenbehandlingsapparaturen sa.mt pasientens arterietrykk, for å holde disse trykk på de ønskede verdier. As the blood circuit outside the body shown as an example is of the vein-artery type, it is necessary to regulate three different pressures, namely the blood pressure at the inlet to the pump housing 6, the pressure in the oxygen treatment equipment as well as the patient's arterial pressure, in order to keep these pressures at the desired values.

Et manometer 17 er anbragt på ledningen 7 umiddelbart intill pumpehusets 6 innløp. Ved kjennskap til blodtrykket ved intrednen 1 pumpehuset 6 er det mulig å beregne blodstrømmen slik det skal vises nedenfor. A manometer 17 is placed on the line 7 immediately adjacent to the pump housing 6 inlet. By knowing the blood pressure at the inlet 1 of the pump housing 6, it is possible to calculate the blood flow as shown below.

Et manometer 14 gjør det mulig å kontrollere blodtrykket i oksygenbehandlingsapparaturen. Et manometer 21 som måler pasientens arterietrykk gjør det dessuten mulig å holde dette trykk på ønsket nivå ved ved behov enten å påvirke blodvolumet ved hjelp av flasken 16 og pumpen 13 eller å påvirke pasientens karmotstand. A manometer 14 makes it possible to control the blood pressure in the oxygen treatment equipment. A manometer 21 which measures the patient's arterial pressure also makes it possible to keep this pressure at the desired level by, if necessary, either influencing the blood volume by means of the bottle 16 and the pump 13 or influencing the patient's vascular resistance.

Blodet hør innføres i pasienten med en temperatur nær 37°C. For dette formål kan man utstyre ledningen 11 med organer for gjenoppvarming av blodet, f.eks. en elektrisk motstand 18 lagt The blood should be introduced into the patient at a temperature close to 37°C. For this purpose, the line 11 can be equipped with means for reheating the blood, e.g. an electrical resistance 18 added

inn i ledningens vegg.into the wall of the line.

To temperaturmålere 19 og 20 av kjent type er plassert nedstrøms henholdsvis i nivå med varmeelementet 18. Måleren 19 gjør det mulig å kontrollere (og eventuelt å regulere) blodets gjenoppvarming. Måleren 20 gjør det mulig å unngå lokal overopp-varming av blodet, noe som kunne inntreffe ved en reduksjon eller en tilfeldig stans i blodstrømmen. Two temperature gauges 19 and 20 of a known type are placed downstream and at the same level as the heating element 18. The gauge 19 makes it possible to control (and possibly regulate) the reheating of the blood. The meter 20 makes it possible to avoid local overheating of the blood, which could occur in the event of a reduction or an accidental stop in the blood flow.

Blodkretsen fungerer sjematisk på følgende måte. Vene-blod strømmer fra den nedre hulvene der det har et trykk nær atmosfærestrykket gjennom kanylen 3 og ledningen 7 frem til det første pumpehus 6. Dette pumpehus 6 pumper blodet inn i oksygenbehandlingsapparaturen 1 med et trykk som er tilstrekkelig til å overvinne trykkfallet i apparaturen. Oksygenbehandlingsapparaturens blod-kammere holdes fylte og blodfilmenes .tykkelse holdes i det vesentlige konstant, hvorved blodtrykket av det andre pumpehus holdes innen et på forhånd bestemt intervall angitt på manometeret 14. The blood circuit works schematically as follows. Venous blood flows from the lower vena cava where it has a pressure close to atmospheric pressure through the cannula 3 and the line 7 to the first pump housing 6. This pump housing 6 pumps the blood into the oxygen treatment apparatus 1 with a pressure sufficient to overcome the pressure drop in the apparatus. The blood chambers of the oxygen treatment apparatus are kept filled and the thickness of the blood films is kept essentially constant, whereby the blood pressure of the second pump housing is kept within a predetermined interval indicated on the manometer 14.

Det oksygenbehandlede blod fjernes fra oksygenbehandlingsapparaturen ved hjelp av det andre pumpehus 10 som forhøyer blodtrykket til en verdi som muliggjør blodets innføring i pasientens arteriesystem gjennom protesen 8 etter en egnet gjenoppvarming i ledningen 11. The oxygenated blood is removed from the oxygen treatment apparatus by means of the second pump housing 10 which increases the blood pressure to a value which enables the introduction of the blood into the patient's arterial system through the prosthesis 8 after a suitable reheating in the line 11.

Det blod som i tur og orden strømmer gjennom de 2 pumpehus leveres av pasientens vener. Den gjenomsnittelige pumpestrøm bør kunne variere på en slik måte at en hver økning av venetrykket forhindres ettersom dette kan fremkalle problemer for pasienten (spesielt akutt lungeødem). For å unngå slike problemer er det hensiktsmessig å øke strømmen gjennom pumpehusene 6 og 10. Hvis venetrykket blir alt for lavt bør derimot denne strøm reduseres The blood that flows in turn through the 2 pump housings is supplied by the patient's veins. The average pump flow should be able to vary in such a way that any increase in venous pressure is prevented as this can cause problems for the patient (especially acute pulmonary oedema). To avoid such problems, it is appropriate to increase the flow through pump housings 6 and 10. If the venous pressure becomes too low, however, this flow should be reduced

for at man skal unngå venekollaps.in order to avoid venous collapse.

Pumpen ifølge oppfinnelsen gjør det mulig å oppnå dette resultat. Ved konstant hastighet er strømmen gjennom vært pumpehus en funksjon av blodtrykket ved innløpet, noe som tydlig frem-går av den i figur 2 viste karakteristiske kurve og strømmen som funksjon av sugetrykket. The pump according to the invention makes it possible to achieve this result. At constant speed, the flow through the pump housing is a function of the blood pressure at the inlet, which is clear from the characteristic curve shown in Figure 2 and the flow as a function of the suction pressure.

For et driftstrykk pA ved innløpet til det rør som danner pumpehuset, mellom to grenseverdier pm og p^, kan man se at pumpen gir en strøm Q. mellom to grenseverider Qmog Q^. Strømmen QAer i dette intervall i det vesentlige proposjonalt med innløps-trykket pA. For an operating pressure pA at the inlet of the pipe that forms the pump housing, between two limit values pm and p^, it can be seen that the pump produces a current Q. between two limit values Q and Q^. The flow QA in this interval is essentially proportional to the inlet pressure pA.

I den følgende beskrivelse angis med pm og p^det mini male nyttetrykk henholdsvis det maksimale nyttetrykk ved pumpehus-innløpet. På samme måte betegner<Q>mog Q M tilsvarende minimale henholdsvis maksimale nyttestrømmer. In the following description, pm and p^ indicate the minimum effective pressure and the maximum effective pressure at the pump housing inlet, respectively. In the same way, <Q>mog Q M denote the corresponding minimum and maximum useful flows.

Den minimale nyttestrøm Qm oppnås når innløpstrykket er tilstrekkelig lavt til at røret skal trykkes sammen, hvorved rørets motstående vegger presses mot hverandre slik at rørets tverrsnitt får formen av eri manual. Går man ut over dette, flates røret ytterligere av, men under påvirkning av et meget mindre sugetrykk ved pumpehusinnløpet, noe som tilsvarer en hurtig forandring av kurvens helling. The minimum useful flow Qm is achieved when the inlet pressure is sufficiently low for the pipe to be pressed together, whereby the pipe's opposite walls are pressed against each other so that the pipe's cross-section takes the shape of an eri manual. If you go beyond this, the pipe is further flattened, but under the influence of a much smaller suction pressure at the pump house inlet, which corresponds to a rapid change in the slope of the curve.

Den maksimale nyttestrøm Q M oppnås når innløpstrykket er tilstrekkelig høyt til at røret skal få et sirkulært tverrsnitt. Går man ut over dette kan røret kun utvide seg, noe som krever betydelig høyere trykk og som likeledes tilsvarer en hurtig forandring av kurvens helling. The maximum useful flow Q M is achieved when the inlet pressure is sufficiently high for the pipe to have a circular cross-section. If you go beyond this, the pipe can only expand, which requires significantly higher pressure and which also corresponds to a rapid change in the slope of the curve.

I den i gifur 1 viste blodkrets varierer strømmen i pumpehuset 6 med venetrykket for et gitt nivå for pumpehuset 6 i forhold til kanylen 3. Ettersom venetrykket i nivå med kanylen 3 er nær det atmosfæriske og ettersom blodtrykket ved inntrednen i pumpehuset 6 skiller seg fra venetrykket med verdien av trykktapene i de mellomliggende ledninger 7, delvis kompansert av nivåforskjel-len mellom kanylen 3 og pumpehuset 6, der blodtrykket ved pumpehus-innløpet vanligvis lavere enn atmosfærestrykket. Man velger for-delaktig- et pumpehus 6 viss karakteristiske strømning-trykk-kurve strekker seg i en sone som fortrinnsvis går fra et trykk under atmosfærestrykket opp til atmosfærestrykk. i figur 3 vises den karakteristiske kurve for pumpehuset 6. Den nyttige sone av kur-ven er mellom punktene Bm og B^, hvorved grensetrykket pmg og p^g i det viste tilfelle begge to er lavere enn atmosfærestrykket som er ved verdien 0 på abscissen (punktet 0). Strømmen er proposjonal med trykket og med rotasjonshastigheten for den rotor som er forbundet med pumpehuset 6. In the blood circuit shown in figure 1, the flow in the pump housing 6 varies with the venous pressure for a given level of the pump housing 6 in relation to the cannula 3. As the venous pressure at the level of the cannula 3 is close to atmospheric and as the blood pressure at the entrance to the pump housing 6 differs from the venous pressure with the value of the pressure losses in the intermediate lines 7, partially compensated by the level difference between the cannula 3 and the pump housing 6, where the blood pressure at the pump housing inlet is usually lower than the atmospheric pressure. Advantageously, a pump housing 6 is chosen if the characteristic flow-pressure curve extends in a zone which preferably goes from a pressure below atmospheric pressure up to atmospheric pressure. Figure 3 shows the characteristic curve for the pump housing 6. The useful zone of the curve is between the points Bm and B^, whereby the limit pressure pmg and p^g in the case shown are both lower than the atmospheric pressure which is at the value 0 on the abscissa ( the point 0). The current is proportional to the pressure and to the rotation speed of the rotor connected to the pump housing 6.

Det er hensiktsmessig at det maksimale nyttetrykk p^g er noe lavere enn atmosfærestrykket, vanligvis mindre enn 20 mm Hg og fortrinnsvis mindre en .10 mm Hg under atmosfærestrykket. Man oppnår denne tilstand med et pumpehus som dannes av et. rør med tynne vegger og som "i hvile har et sirkulært tverrsnitt. Dette tverrsnitt er maksimalt og tillater en maksimal nyttestrøm QMg• Ved et blodtrykk p^ved inntrednen i pumpehuset 6, mellom grense- verdiene p^g og p^g og under atmosfærestrykk, har røret et omtrent eliptisk tverrsnitt med mindre flate enn flaten av det sirkulære tverrsnitt med samme omkrets, og den tilsvarende strøm er Qg. Når trykket pg blir lik'det minimale nyttetrykk Pmg > avflates røret ytterligere og flaten av tverrsnittet blir nær 0, hvorved strømmen reduseres tijL den minimale nyttestrøm Qmg • It is appropriate that the maximum useful pressure p^g is somewhat lower than atmospheric pressure, usually less than 20 mm Hg and preferably less than .10 mm Hg below atmospheric pressure. This condition is achieved with a pump housing which is formed by a pipes with thin walls and which "at rest have a circular cross-section. This cross-section is maximum and allows a maximum useful flow QMg• At a blood pressure p^at the entrance to the pump housing 6, between the limit values p^g and p^g and below atmospheric pressure , the pipe has an approximately elliptical cross-section with a smaller area than the area of the circular cross-section with the same circumference, and the corresponding flow is Qg. When the pressure pg becomes equal to the minimum useful pressure Pmg >, the pipe flattens further and the area of the cross-section becomes close to 0, whereby the current is reduced until the minimum useful current Qmg •

Det 'andre pumpehuset 10 som er montert i serie med det første pumphuset 6, leverer nøyaktig samme gjennomsnittelige strøm. Strømmen i pumpehuset 10 bestemmes altså av strømningen 6 som i sin tur avhenger av venetrykket. The second pump housing 10, which is mounted in series with the first pump housing 6, delivers exactly the same average current. The flow in the pump housing 10 is thus determined by the flow 6, which in turn depends on the venous pressure.

Pumpen 6, 12, 10 er vanligvis anordnet på i det vesentlige samme nivå som oksygenbehandlingsapparaturen. Aggregatet av pumpen og oksygenbehandlingsapparaturen er vanligvis plassert under pasienten på et'regulerbart nivå slik at man delvis skal kunne kompansere trykktapene oppstrøms pumpehuset 6 og således innstille blodstrømmen på en ønsket middelverdi.. The pump 6, 12, 10 is usually arranged at substantially the same level as the oxygen treatment apparatus. The aggregate of the pump and the oxygen treatment equipment is usually placed below the patient at an adjustable level so that one can partially compensate for the pressure losses upstream of the pump housing 6 and thus set the blood flow to a desired average value.

Det er nødvendig å holde blodtrykket i oksygenbehandlingsapparaturen innenfor et på forhånd bestemt trykkintervall for at blodfilmen skal beholde en i det vesentlige konstant tykkelse ved kontakt med membranet, og for å muliggjøre en regulert trykk-gradient gjennom tykkelsen av membranet. It is necessary to keep the blood pressure in the oxygen treatment apparatus within a predetermined pressure range in order for the blood film to retain a substantially constant thickness upon contact with the membrane, and to enable a regulated pressure gradient through the thickness of the membrane.

I en oksygenbehandlingsapparatur bestående av en sta-bel av omvekslende membraner og mellomleggsplater kan man således velge.å opprettholde det relative blodtrykk, målt ved hjelp av manometeret 14, til innenfor et på forhånd bestemt intervall, f.eks. mellom 0 og 200 mm Hg over atmosfærestrykket. In an oxygen treatment apparatus consisting of a stack of alternating membranes and spacer plates, one can thus choose to maintain the relative blood pressure, measured by means of the manometer 14, to within a predetermined interval, e.g. between 0 and 200 mm Hg above atmospheric pressure.

Om man i denne oksygenbehandlingsapparatur holder oksygentrykket under atmosfærestrykket, er trykkdifferansen mellom blodet og oksygenet alltid positiv, noe som muliggjør anvendelse av mikroporøse membraner med stor gasspermeabilitet. De i det franske patent nr. 1.568.130 beskrevne membraner egner seg spesielt godt for dette formål. Opprettholdelse av denne positive trykk-differanse gjør det dessuten mulig å unngå at membranet tilfeldig-vis kleber seg fast ved hverandre, en slik fastklebing er nemlig meget bestandig. If you keep the oxygen pressure below atmospheric pressure in this oxygen treatment apparatus, the pressure difference between the blood and the oxygen is always positive, which enables the use of microporous membranes with high gas permeability. The membranes described in French patent no. 1,568,130 are particularly suitable for this purpose. Maintaining this positive pressure difference also makes it possible to avoid the membrane accidentally sticking to each other, because such sticking is very permanent.

Hvis derimot blodtrykket er alt for meget høyere enn oksygentrykket, f.eks. av størrelsesorden 800 mm Hg, vil blodet kunne sprenge membranet eller overvinne membranets hydrofobe egen-skaper og trenge gjennom dette. If, on the other hand, the blood pressure is far too much higher than the oxygen pressure, e.g. of the order of 800 mm Hg, the blood will be able to burst the membrane or overcome the membrane's hydrophobic properties and penetrate it.

Blodtrykket i oksygenbehandlingsapparaturen kan holdes innenfor et valgt intervall ved hjelp av pumpehuset 10 viss karakteristiske strømnings-trykk-kurve strekker seg i en trykksone som i det vesentlige ligger over atmosfærestrykket. I figur 3 vises den karakteristiske kurve for pumpehuset 19. Kurvens nyttige sone er mellom punktene cm og C^, og de tilsvarende grensetrykkPml0 og ]?M10 er i dette 'tilfelle begge høyere enn atmosfærestrykket. The blood pressure in the oxygen treatment apparatus can be kept within a selected interval with the help of the pump housing 10 if the characteristic flow-pressure curve extends in a pressure zone which is substantially above atmospheric pressure. Figure 3 shows the characteristic curve for the pump housing 19. The useful zone of the curve is between the points cm and C^, and the corresponding limit pressures Pml0 and ]?M10 are in this case both higher than the atmospheric pressure.

Det er hensiktsmessig at det minimale nyttetrykk Pm-]_QIt is appropriate that the minimum useful pressure Pm-]_Q

er likt eller noe høyere.enn atmosfærestrykket, vanligvis mindre enn 20 mm Hg og fortrinnsvis mindre enn 10 mm Hg over atmosfærestrykket. Man oppnår dette ved hjelp av et pumpehus bestående av et rør som i ro har et avflatet tverrsnitt. Dette tverrsnitt er kvasiminimalt og tillater en minimal nyttestrøm QmlQ• Røret 10 har ganske tynne vegger for at at den maksimale nyttestrøm Qp^g skal oppnås ved et maksimalt nyttetrykkPjvqqjsom vanligvis er mindre enn 200 mm Hg og fortrinnsvis ca. 50 mm Hg over atmosfærestrykket. Por hver strøm som påtvinges av pumpehuset 6 får således pumpehuset 10 et mer eller mindre avflatet tverrsnitt, tilsvarende trykk ved oksygenbehandlingsapparaturens utløp på mellom 0 og f.eks. 50 mm Hg over atmosfærestrykket,. Det maksimale trykk ved oksygenbehandlingsapparaturens innløp avhenger av trykktapene i apparatet, vanligvis under 100 mm Hg for blodstrømmer av størrelsesorden 600 ml/min. i en oksygenbehandlingsapparatur med en flate på 0,5 m<2>. is equal to or somewhat higher than atmospheric pressure, usually less than 20 mm Hg and preferably less than 10 mm Hg above atmospheric pressure. This is achieved with the help of a pump housing consisting of a pipe which, when at rest, has a flattened cross-section. This cross-section is quasi-minimal and allows a minimal useful flow QmlQ• The tube 10 has rather thin walls so that the maximum useful flow Qp^g is to be achieved at a maximum useful pressure Pjvqqjwhich is usually less than 200 mm Hg and preferably approx. 50 mm Hg above atmospheric pressure. For each flow imposed by the pump housing 6, the pump housing 10 thus gets a more or less flattened cross-section, corresponding to a pressure at the outlet of the oxygen treatment equipment of between 0 and e.g. 50 mm Hg above atmospheric pressure,. The maximum pressure at the inlet of the oxygen treatment equipment depends on the pressure losses in the equipment, usually below 100 mm Hg for blood flows of the order of 600 ml/min. in an oxygen treatment apparatus with an area of 0.5 m<2>.

i Oppfinnelsen skal illustreres ved følgende eksempel. i The invention shall be illustrated by the following example.

EksempelExample

En pumpe med dobbelt pumpehus omfatter en motor 12 viss hastighet er regulerbar mellom 0 og 40 omdreininger pr. minutt. Denne motor driver en aksel på hvilken det er montert to rotorer. Hver og en av disse rotorer bærer tre ruller viss periferi beskriver en sirkel med en diameter på 190 mm. Den første rotoren påvirker et første pumpehus 6 bestående avet rør av silikonelastomer med et sirkulært tverrsnitt med en ytre diameter på 20 mm og en indre diameter på 15,8 mm. Den andre rotor påvirker et andre pumpehus 10 bestående av et rør med elliptisk tverrsnitt når det ikke er utsatt for påkjenninger. Ellipsens indre storaksel og lilleaksel er 24 mm hen^holdsvis 4 mm. Omkretsen er like stor som hos et rør med et sirkulært tverrsnitt med eh indre diameter på 16,8 mm og en ytre diameter på 20 mm. A pump with a double pump housing includes a motor 12 certain speed is adjustable between 0 and 40 revolutions per minute. This motor drives a shaft on which two rotors are mounted. Each of these rotors carries three rollers whose circumference describes a circle with a diameter of 190 mm. The first rotor affects a first pump housing 6 consisting of a tube of silicone elastomer with a circular cross-section with an outer diameter of 20 mm and an inner diameter of 15.8 mm. The second rotor affects a second pump housing 10 consisting of a tube with an elliptical cross-section when it is not exposed to stresses. The inner major axis and minor axis of the ellipse are 24 mm and 4 mm respectively. The circumference is the same as that of a pipe with a circular cross-section with an inner diameter of 16.8 mm and an outer diameter of 20 mm.

Denne pumpe kobles inn på den måte som er vist i figur 1. This pump is connected as shown in figure 1.

Oksygenbehandlingsapparaturen 1 har en membranflate på 3 m 2. Man regulerer blodstrømmen til en middelverdi på 2 l/min. hv-rved blodtrykket i oksygenbehandlingsapparaturen ved hjelp av pumpen holdes innen intervallet 50-150.mm Hg. Denne anordning gjør det mulig å oppnå en gjennomsnittelig oksygenoverføring på 130 ml/min. og en gjennomsnittelig karbondioksydoverføring på 150 ml/min. Når man med denne utrustning delvis har erstattet hjerte-.lunge-virksomheten hos en voksen pasient i. 52 timer, har man observert en hemolysegrad som er mindre enn 0, 5%. The oxygen treatment apparatus 1 has a membrane surface of 3 m 2. The blood flow is regulated to an average value of 2 l/min. hv-rved the blood pressure in the oxygen treatment equipment with the help of the pump is kept within the interval 50-150.mm Hg. This device makes it possible to achieve an average oxygen transfer of 130 ml/min. and an average carbon dioxide transfer of 150 ml/min. When this equipment has partially replaced the heart-lung activity in an adult patient for 52 hours, a hemolysis rate of less than 0.5% has been observed.

Claims

1. Rotatable peristaltic pump without a stator, which pump has a double pump housing and only one drive shaft, whereby each pump housing consists of a flexible pipe that is bent under tension around its rotor and certain cross-section when bending the pipe wall varies regularly between a maximum value and a minimum value within a predetermined interval for the internal pressure, characterized in that the cross-section of the first pipe is approximately at its maximum value and the cross-section of the second pipe is approximately at its minimum value when the internal pressure is substantially equal to the atmospheric pressure. ••

2. Pump according to claim 1. characterized in that the cross-section of the first pipe is at its maximum value and that in second the pipe's cross-section at its minimum value within the interval - 20 mm Hg in relation to atmospheric pressure.

3. Pump according to claim 1 or 2, characterized in that the second pipe's maximum flow capacity is greater than the first pipe's maximum flow capacity.

4. Pump according to any one of claims 1-33, characterized in that the minimum flow capacity of the second pipe is less than the minimum flow capacity of the first pipe.

5. Pump according to claim 3} where the two tubes are wound around identical rotors, characterized in that the inner circumference of the second tube is larger than the inner circumference of the first tube. c