SE445943B

SE445943B - peristaltic pump

Info

Publication number: SE445943B
Application number: SE8103353A
Authority: SE
Inventors: Per Borgstrom; Lars-Ake Clementz; Per-Olof Grende
Original assignee: Per Borgstrom; Clementz Lars Ake; Graende Per Olof
Priority date: 1981-05-27
Filing date: 1981-05-27
Publication date: 1986-07-28
Also published as: WO1982004291A1; GB8302039D0; NO830248L; EP0079921A1; GB2115498A; SE8103353L; JPS58500792A

Description

8103353-2 2_ Den ovan beskrivna peristaltikpumpen arbetar enligt roller- principen, dvs. en rotor pressar samman ett ledningssystem mot en mothållsbana och vid sin rörelse föres det i ledningssystemet inneslutna mediet framåt. Denna typ av pumpanordning är en mycket vanligt förekommande pumptyp, bl.a. för blodpumpning i hjärt-lung- maskiner och dialysapparater. Konventionella pumpar har emeller- -tid alla den nackdelen att de uppvisar blodförstörande egenskaper (hemolys och trombocytaggregation) samt att de producerar ett pulsatilt flöde, där pulsationsfrekvensen är relaterad till pumpens varvtal. 8103353-2 2_ The peristaltic pump described above operates according to the principle, i.e. a rotor compresses a line system against an abutment path and during its movement it is fed into the control system enclosed medium forward. This type of pumping device is a lot common pump type, i.a. for blood pumping in the heart-lung machines and dialysis machines. Conventional pumps, however, have -time all the disadvantage that they exhibit blood-destroying properties (hemolysis and platelet aggregation) and that they produce one pulsatile flow, where the pulsation frequency is related to the pump speed.

Syftet med föreliggande uppfinning har varit att eliminera denna nackdel och detta åstadkommes enligt uppfinningen genom att den inledningsvis beskrivna peristaltikpumpen erhållit de känne- tecken, som framgår av efterföljande patentkrav l.The object of the present invention has been to eliminate this disadvantage and this is achieved according to the invention by the peristaltic pump initially described has obtained the character, which appears from the following claim l.

V Den uppfinningsenliga peristaltikpumpen producerar ett icke-pulsatilt flöde vid konstant varvtal och är relativt blod- vänlig. Densamma är därför speciellt lämpad att styras via en återkopplingskrets och även att utnyttjas för pumpning av blod i samband med djurexperimentell forskning, där krav på exakta flö- den och trycknivåer samt tryckvariationämmfigurationer skall kunna erhållas i kombination med låg hemolys. Då peristaltikpumpen genom sin konstruktion är relativt blodvänlig, lämpar den sig även som pump i hjärt-lungmaskiner och dialysapparater, men har även många andra användningsområden på laboratorier och inom industrin.The peristaltic pump according to the invention produces a non-pulsatile flow at constant speed and is relatively friendly. The same is therefore especially suitable to be controlled via one feedback circuit and also to be used for pumping blood in connection with animal experimental research, where requirements for precise and pressure levels as well as pressure variation sub-configurations shall can be obtained in combination with low hemolysis. Then the peristaltic pump by its construction is relatively blood-friendly, it is suitable also as a pump in cardiopulmonary bypass machines and dialysis machines, but has also many other uses in laboratories and within industry.

'I var och en av peristaltikpumpens parallellkopplade led- ningsgrenar produceras ett ungefärligt sinusformat flöde, vilka flöden produceras sinsemellan symmetriskt förskjutna, och vilka överlagrade på varandra ger ett icke-pulsatilt flöde. Genom att låta peristaltikpumpen styras av t.ex. en normal hjärttryckskurva kan den därvid pumpproducerade tryckkurvan fås att nästan helt efterlikna en normal hjärttryckkurva. Peristaltikpumpen tillåter alltså såväl normal pulsatil som konstant tryckperfusion samt icke-pulsatil konstantflödesperfusion vid önskad flödes- respek- tive trycknivå. Även andra tryckkonfigurationer såsom sinus, triangel, impuls, etc. kan erhållas genom att låta pumpen styras av en funktionsgenerator med dylika kurvspänninqsvariationer.In each of the parallel-connected joints of the peristaltic pump branches are produced an approximately sinusoidal flow, which flows are produced symmetrically offset from each other, and which superimposed on each other provides a non-pulsatile flow. By let the peristaltic pump be controlled by e.g. a normal heart pressure curve the pressure curve produced in this case can be made to be almost complete mimic a normal heart pressure curve. The peristaltic pump allows thus both normal pulsatile and constant pressure perfusion as well non-pulsatile constant flow perfusion at the desired flow resp. tive pressure level. Also other pressure configurations such as sine, triangle, impulse, etc. can be obtained by letting the pump be controlled of a function generator with such curve voltage variations.

Denna peristaltikpump är genom sina karaktäristika lämplig för bruk i de flesta djurexperimentella undersökningar inom perifer cirkulationsfysiologi, men även lämplig som infusionspump med konstant flödeshastighet och då även för mycket små flöden, vil- * s1ossss-2 ket uppnås genom att välja små diametrar i ledningsgrenarna. Peris- taltikpumpen är dessutom, som nämnts, blodvänlig enligt den spe- ciella utformning som beskrives nedan.This peristaltic pump is suitable for its characteristics use in most animal experimental studies in the periphery circulatory physiology, but also suitable as an infusion pump with constant flow rate and then also for very small flows, which * s1ossss-2 is achieved by selecting small diameters in the conductor branches. Peris- In addition, the talking pump is, as mentioned, blood-friendly according to the specific design described below.

Uppfinningen skall nedan närmare beskrivas med hänvisning till bifogade ritningar, på vilka fig. l är en principbeskrivning av en peristaltikpump enligt uppfinningen.med i detta fall tre parallella rotorenheter; fig. 2 är ett snitt lagt genom fig. l vinkelrät mot rotor- axeln och visande mothållsbanans utformning; fig. 3 och 4 är en planvy respektive sidovy av det genom peristaltikpumpen gående ledningssystemet; fig. 5 är en principskiss av peristaltikpumpen och dess regler- enheter för åstadkommande av konstanttryck eller konstantflödes- perfusion; och fig. 6 visar originalregistreringar av pumpproducerade tryck- kurvor. *K ' Principuppbyggnaden av en peristaltikpump av s.k. rollertyp innebär att medium ledes genom ett flexibelt rör utan att någon annan del av peristaltikpumpen kommer i kontakt med mediet. En rulle ockluderar röret mot en mothållsbana och rullen för mediet framför sig under rotation. Det därvid producerade flödet är pul- satilt och dess medelhastighet ungefärligen proportionell mot rotorns varvtal.The invention will be described in more detail below with reference to the accompanying drawings, on which Fig. 1 is a principle description of a peristaltic pump according to the invention.with in this case three parallel rotor units; Fig. 2 is a section laid through Fig. 1 perpendicular to the rotor the axis and showing the design of the abutment path; Figs. 3 and 4 are a plan view and a side view, respectively, of the genome peristaltic pump walking pipe system; Fig. 5 is a schematic diagram of the peristaltic pump and its control units for producing constant pressure or constant flow perfusion; and Fig. 6 shows original recordings of pump-produced pressure curves. * K ' The principle structure of a peristaltic pump of so-called roller type means that the medium is passed through a flexible tube without any another part of the peristaltic pump comes into contact with the medium. One roller occludes the tube against an abutment path and the roller for the medium in front of it during rotation. The flow produced thereby is pul- satellite and its average speed is approximately proportional to rotor speed.

Den principiella uppbyggnaden av en dylik peristaltikpump visas i fig. l. Peristaltikpumpen 24 har här försetts med tre paral- lellt anordnade rotorenheter l vilka var och en uppvisar tre i förhållande till varandra och till rotoraxeln 2 symmetriskt place- rade tryckdon, som vid rotorns rotation rör sig utmed en mothålls- bana 4 och genom formförändring av ett mediumförande lednings- system 5 förflyttar mediet i detsamma (se även fig. 2). Tryck- donen 3, vilka respektive utgöres av en roterbart lagrad trissa, är således i respektive rotorenhet placerade symmetriskt, dvs. i detta fall med 1200 vinkel relativt varandra. Tryckdonen 3 hos en rotorenhet l är dessutom förskjutna i förhållande till tryckdonen 3 hos en annan rotorenhet l, så att de sammanlagt nio tryckdonen 3 är placerade symmetriskt med 400 vinkel mellan respektive tryck- don.The basic structure of such a peristaltic pump shown in Fig. 1. The peristaltic pump 24 has here been provided with three parallel rotor units l in which each has three i relative to each other and to the rotor shaft 2 symmetrically positioned pressure devices which, during rotation of the rotor, move along an abutment lane 4 and by changing the shape of a medium-carrying conductor system 5 moves the medium therein (see also Fig. 2). Print- the means 3, which respectively consist of a rotatably mounted pulley, are thus placed symmetrically in the respective rotor unit, i.e. in this case with 1200 angle relative to each other. The pressure devices 3 in one rotor unit 1 is also offset relative to the pressure devices 3 of another rotor unit 1, so that the total of nine pressure devices 3 are placed symmetrically at an angle of 400 don.

Ledningssystemet 5 som t.ex. medelst skruvförband 28 är mon- terat på mothållsbanan 4 innefattar i visat utförande tre paral- lellkopplade ledningsgrenar 6 (se fig. 3 och 4), vilka var och en är tillordnad en rotorenhet l. Ledningsgrenarna 6 är dessutom 8103353-2 förenade till ett gemensamt utlopp 7. Till utloppet 7 matas medium genom att tryckdonen 3 bildar mediuminnehållande utrymmen 8 i led- ningsgrenarna 6, förflyttar nämnda utrymmen i riktning mot utlop- pet 7 under successiv ökning av deras volym, öppnar nämnda ut- rymmen successivt i riktning mot.utloppet och tillsluter nämnda utrymmen i riktning mot ledningsgrenarnas inlopp 9.The management system 5 as e.g. by means of screw connections 28 are mounted in the embodiment shown in the embodiment shown comprises three parallel interconnected conduit branches 6 (see Figs. 3 and 4), each of which is assigned a rotor unit 1. The conductor branches 6 are also 8103353-2 connected to a common outlet 7. To the outlet 7 medium is fed in that the pressure devices 3 form medium-containing spaces 8 in the branches 6, move said spaces in the direction of the outlet 7 during a gradual increase in their volume, the said space gradually in the direction of the outlet and closes said spaces in the direction of the inlet of the conduit branches 9.

Ovannämﬂa successiva ökning av de mediuminnehållande utrymme- nas 8 volym, samt deras gradvisa öppnande mot utloppet 7 och stäng- ning mot inloppet 9, åstadkommes genom mothållsbanans 4 speciella utformning. En första del l0 av mothållsbanan 4 är nämligen cirku- lär, förlöper på konstant avstånd från rotoraxeln 2 och har en längd lika med eller något överstigande avståndet mellan två när- liggande tryckdon. Den cirkulära bandelen l0 övergår därefter i riktning mot utloppet 7 i en bakre del ll, vilket innebär att den intialt ytterst långsamt men successivt ökar sitt avstånd till rotoraxeln 2 men snabbare allteftersom den närmar sig utloppet för att successivt och i början i mycket ringa omfattning per för- _flyttningsgrad mot utloppet öppna nämnda utrymmen 8 men snabbare i slutet tills de är helt öppna när tryckdonet 3 lämnar mothålls- banan 4. Denna bakre bandel göres företrädesvis elliptisk. För att förhindra bakåtflöde vid någon tidpunkt utgöres således i det illustrerade utförandet åtminstone de första 1200 av mothålls- banan 4 av den cirkulära främre delen 10, i vilken del total kompression dvs. occlusion av ledningsgrenarna 6 uppnås. Det där- vid gradvisa släppet av tryckdonet 3 från mothållsbanan 4 i banans elliptiska del ll, åstadkommer flödesoscillationer från varje rotorenhet l som är ungefärligen sinusformade. Mothålls- banans 4 båge omfattar företrädesvis totalt ca. l8OO (se fig. 2), men längre båge är givetvis möjlig.Above all, a gradual increase in the medium-containing space volume 8, as well as their gradual opening towards the outlet 7 and closing towards the inlet 9, is effected by the special resistance path 4 design. Namely, a first part 10 of the abutment path 4 is circulating. learns, runs at a constant distance from the rotor shaft 2 and has one length equal to or slightly exceeding the distance between two horizontal pressure equipment. The circular band portion 10 then merges into direction towards the outlet 7 in a rear part ll, which means that it initially extremely slowly but gradually increasing its distance to rotor shaft 2 but faster as it approaches the outlet for that gradually and initially to a very small extent per degree of movement towards the outlet open said spaces 8 but faster at the end until they are fully open when the pressure device 3 leaves the abutment web 4. This rear band is preferably made elliptical. For to prevent backflow at any time is thus constituted in it The embodiment illustrated at least the first 1200 of the abutment the track 4 of the circular front part 10, in which part total compression i.e. occlusion of the conductor branches 6 is achieved. That- by the gradual release of the pressure device 3 from the abutment path 4 in the elliptical part ll of the orbit, produces flow oscillations from each rotor unit 1 which is approximately sinusoidal. Resistant the arc of the track 4 preferably comprises a total of approx. lOO (see Fig. 2), but a longer arc is of course possible.

Vid utloppet 7 producerar varje ledningsgren 6 alltså ett ungefärligen sinusformat flöde, ql, q2 och q3 respektive, med en fasförskjutning G9 sinsemellan om 3600 dvs. 1200. Om man antar ett rent sinusoidalt flöde med amplituden qp och medelflöde qm från varje rotorenhet l, kan därvid gl, q2 och q3 uttryckas som: gl = qm + qp sin wt, qz = qm + qp sin (wt + 69); Q3 = qm + qp sin (w1-.+ ze) ' och det totala flödet ( Q ) som: Q=ql+qz+q3r vilket ger -Pl = Pm + pp 8103353-2 Q = 3qm + qp sin wt + sin (wt + EB) + sin (wt + 2 69) = = 3qm+qp Vl+ 4 (cos9+cos26) ' sin (wt+6).At the outlet 7, each line branch 6 thus produces one approximately sinusoidal flow, q1, q2 and q3 respectively, with a phase shift G9 between them of 3600 ie. 1200. Assuming a pure sinusoidal flow with the amplitude qp and average flow qm from each rotor unit 1, g1, q2 and q3 can then be expressed as: gl = qm + qp sin wt, qz = qm + qp sin (wt + 69); Q3 = qm + qp sin (w1 -. + ze) ' and the total flow (Q) as: Q = ql + qz + q3r which gives -Pl = Pm + pp 8103353-2 Q = 3qm + qp sin wt + sin (wt + EB) + sin (wt + 2 69) = = 3qm + qp Vl + 4 (cos9 + cos26) 'sin (wt + 6).

Insältning avê = 1200 ger Q = 3qﬁ/ dvs. ett icke pulsatilt flöde. pl, pz och p3 representerar trycken i respektive lednings- gren 6 och p4 trycket i utloppet 7. Rl, R2 och R3 representerar flödesresistensen i respektive ledningsgren 6 från det främre totalt ockluderande tryckdonet 3 fram till det gemensamma utloppet 7. R4 representerar flödesresistensen vid utloppet 7 distalt om de tre parallella ledningsgrenarnas föreningsställe inkluderande den perfunderade kärlbädden. p4 kan nu uttryckas som: P P P + Ä + -+ 1 R2 3 4 Ledningsgrenarna 6 är så konstruerade att Ri, R2 och R3 kan P4: Whﬂ WH* kilt* anses lika i storlek och små jämfört med R4, varför p4 kan förenk- las tilh _ P1 + P2 + P3 P4 _ ***~'§-_-“-_-y- Med ett medeltryck pm och en pulsuttrycksamplitud pp för alla tre rotorenheterna l, kan pl, p2 och p3 uttryckas som: sin wt; pz = pm + p hp sin (wt +e9); p3 = pm + pp sin (wt + 2 EB) och med G9 = 1200 P4 Z pm? dvs. ett icke pulsatilt tryck. 7 För att kunna styra det pumpproducerade trycket eller flödet via en negativ âterkopplingskrets och skapa exakta pulskonfigura- tioner måste pumpen producera ett jämnt och i stort sett icke- -pulsatilt flöde vid en konstant motorhastighet. Om man antog att flödesoscillationerna från varje rotorenhet 1 är sinusformade, vilket har eftersträvats och ungefärligen åstadkommits med före- liggande peristaltikpump följer från de matematiska beräkningarna ovan att pumpen kommer att ge ett flöde och tryck, vilket är i stort sett konstant i utloppet 7 vid konstant rotorvarvtal. Denna design uppfyller alltså bl.a. kriterier för att tillåta servo- kontroll av pumpen via en negativ återkopplingskrets som medger 8103353-2 “ att pumpen kan ge inte bara ett exakt konstant medeltryck eller konstant flödesperfusion inom ett stort tryck- eller flödesom- råde, utan även alla tänkbara typer av tryck och flödesfigura- tioner. 7 Det är ett välkänt faktum att pumpperfusion av blod kan skada blodcellerna. Nedbrytningen av röda blodceller, benämnd hemolys, men även graden av trombocytförstöring kan tagas som ett mått på sådan blodförstöring. De faktorer som anses orsaka denna vid användande av pumpar av s.k. rollertyp har visats vara relaterade till valet av ledningsgrenmaterial, jämnheten i led- ningsgrenarnas inre yta, för höga blodflödeshastigheter, för små ledningsgrendiametrar, för hög rotorhastighet och frekvens av ledningsgrenocklusioner. Blodskadande inflytande av dessa fak- torer har minimerats i föreliggandeçxuïstaltﬂqnmp 24 genom föl- jande speciella utformning. Ledningsgrenarna 6 är gjorda av ett blodvänligt elastiskt material t.ex. silikongummi, med en inre yta belagd av ett än mer vävnadsvänligt ämne. Ledningsgre- narna är gjutna i en enhet 5 med inloppet 9, som delar sig i slu- tet av mothållsbanan och tömmer sig i det gemensamma utloppet 7.Salting avê = 1200 ger Q = 3q ﬁ / i.e. a non-pulsatile flow. p1, pz and p3 represent the pressures in the respective line branch 6 and p4 the pressure in the outlet 7. R1, R2 and R3 represent the flow resistance in each conduit branch 6 from the front totally occluding pressure device 3 up to the common outlet R4 represents the flow resistance at the outlet 7 distal to including the junction of the three parallel conduits the perfused vessel bed. p4 can now be expressed as: P P P + Ä + - + 1 R2 3 4 The conduit branches 6 are so constructed that R 1, R 2 and R 3 can P4: Wh ﬂ WH * kilt* considered equal in size and small compared to R4, so p4 can be simplified read acc _ P1 + P2 + P3 P4 _ *** ~ '§ -_- “-_- y- With a mean expression pm and a pulse expression amplitude pp for all three rotor units 1, p1, p2 and p3 can be expressed as: sin wt; pz = pm + p hp sin (wt + e9); p3 = pm + pp sin (wt + 2 EB) and with G9 = 1200 P4 Z pm? i.e. a non-pulsatile pressure. 7 To be able to control the pump-produced pressure or flow via a negative feedback circuit and create accurate pulse configurations the pump must produce an even and largely non- -pulsatile flow at a constant motor speed. If one assumed that the flow oscillations from each rotor unit 1 are sinusoidal, which has been sought and approximately achieved with the horizontal peristaltic pump follows from the mathematical calculations above that the pump will provide a flow and pressure, which is in substantially constant in the outlet 7 at constant rotor speed. This design thus meets i.a. criteria for allowing servo- control of the pump via a negative feedback circuit that allows 8103353-2 “ that the pump can provide not only an exact constant mean pressure or constant flow perfusion within a large pressure or flow range but also all conceivable types of pressure and flow figures. tioner. 7 It is a well-known fact that pump infusion of blood can damage the blood cells. The breakdown of red blood cells, called hemolysis, but also the degree of platelet destruction can be taken as a measure of such blood loss. The factors that are considered to cause this when using pumps of so-called role type has been shown to be related to the choice of management branch material, the smoothness of inner surface of the branches, too high blood flow rates, too small line branch diameters, too high rotor speed and frequency of lead branch occlusions. Blood-damaging influence of these fac- have been minimized in the present case ﬂ qnmp 24 by following special design. The conductor branches 6 are made of a blood-friendly elastic material e.g. silicone rubber, with a inner surface coated with an even more tissue-friendly substance. Wiring are cast in a unit 5 with the inlet 9, which divides into of the barrier path and empties into the common outlet 7.

Detta utlopp 7 innefattar även en lämplig anordning 12 för regist- rering av trycket hos mediet i utloppet 7 (se fig. 2). Anordningen 12, som innefattar en tryckmätare 25, består av ett sidoutlopp 26 till utloppet 7 med liten diameter för att i så liten omfatt- ning som möjligt inteferera med fluiden. Alla ledningsgrenar 6 som kommer i kontakt med blod är gjutna på ett sådant sätt att man får ytterst jämna innerytor. Flödeshastighet och frekvensen av ledningsgrenocklusioner har minimerats genom att välja en rela- tivt sett.stor rotordiannæer (70 mm i denna utformning) och en stor inre diameter på ledningsgrenarna (6 mm), varvid man får en mycket långsam rotorhastighet. Pumpanordningen ger med denna ut- formning en mycket låg hemolys vid flöden upp till ca. 40 ml/min., närmare bestämt ( 0.008 g/1 hemoglobin tillfört till plasma vid varje passage av blodet genom pumpen, vilket skall jämföras med ett värde på } 0.14 g/1 med en konventionell blodperfusionspump (Harvard Variable Speed Peristaltic Pump, Model 1210) vid en och samma givna försöksuppställníng.This outlet 7 also comprises a suitable device 12 for recording control of the pressure of the medium in the outlet 7 (see Fig. 2). The device 12, which comprises a pressure gauge 25, consists of a side outlet 26 to the outlet 7 with a small diameter in order to as possible as possible with the fluid. All management branches 6 which come in contact with blood are cast in such a way that you get extremely smooth inner surfaces. Flow rate and frequency of lead branch occlusions has been minimized by choosing a rela- tive set.large rotor diannæer (70 mm in this design) and a large inner diameter of the conductor branches (6 mm), giving one very slow rotor speed. With this output, the pump device provides forming a very low hemolysis at flows up to approx. 40 ml / min., more specifically (0.008 g / l hemoglobin added to plasma at each passage of blood through the pump, which is to be compared with a value of} 0.14 g / l with a conventional blood perfusion pump (Harvard Variable Speed Peristaltic Pump, Model 1210) at a and the same given experimental setup.

De fysiologiska kriterier som är uppställda ovan, uppfyllas av den här beskrivna pumpanordningen för blodflöden upp till ca. 40 ml/min. Maximalt flöde är dock ca. 300 ml/min, men vid dessa flöden är graden av blodförstöring större.The physiological criteria set out above are met of the pump device described here for blood flows up to approx. 40 ml / min. However, the maximum flow is approx. 300 ml / min, but at these flows, the degree of blood loss is greater.

Fig. 5 är ett blockdiagram av peristaltikpumpen 24 och dess 8103353-2 reglerenheter för konstanttryck och konstantflödesperfusion. Kons- tantflödesperfusion åstadkommes genom att ställa en omkopplare 13 i position l, innebärande summering av en signal som är propor- tionell mot rotorhastigheten och en signal som representerar det önskade blodflödet. Den resulterande signalen inmatas i en PID- -regulator l4. Rotorhastighetssignalen erhålles från en tacho- generator 15, som är placerad på rotorns drivaxel. Summan av en signal som är proportionell mot det pumpproducerade trycket (er- hållet från en separat trycktransducer 16) och en signal som rep- resenterar det önskade artärtrycket ger då en insignal vid PID- regulatorn 14 och en förstärkare 17 till motorenheten 18, vilken kan innefatta en växellåda 19 och vilken alstrar en rotorhastig- het som i varje ögonblick kommer att hålla trycket vid den inställ- da konstanta nivån. Önskat blodflöde eller trycknivå kan därvid erhållas genom manuell variation av en referenssignal. Genom att separera referenssignalen i en DC- och en AC-komponent, kan ett konstant medeltryck eller konstant flöde (DC-komponent) av önskad storlek produceras oberoende av ett överlagrat pulstryck (AC-kompo- nent). Vid lämpligt val av motor och utväxling är denna pumpanord- ning kapabel att återge den normala artärtryckskurvan med stor noggrannhet både för dess uppgång och nedgång. Den snabba tryck- nedgången under diastoliska fasen av pulstryckkurvan kan emeller- tid inte erhållas bara genom ett omedelbart stopp av rotorn. För att erhålla detta måste rotorn för ett kort ögonblick ändra rikt- ning. En sådan övergående bakåtrotation erhålles med hjälp av en speciell elektronisk enhet 20, vilken består av ett högpassfil- ter kombinerat med en likriktare.Fig. 5 is a block diagram of the peristaltic pump 24 and its 8103353-2 control units for constant pressure and constant flow perfusion. Cons- tant flow perfusion is accomplished by setting a switch 13 in position 1, meaning summing of a signal that is proportional to against the rotor speed and a signal representing it desired blood flow. The resulting signal is input to a PID -regulator l4. The rotor speed signal is obtained from a tacho generator 15, which is located on the drive shaft of the rotor. The sum of one signal proportional to the pump-produced pressure ( from a separate pressure transducer 16) and a signal resents the desired arterial pressure then provides an input signal at the PID the controller 14 and an amplifier 17 for the motor unit 18, which may comprise a gearbox 19 and which generates a rotor speed which at any given moment will keep the pressure on the then the constant level. The desired blood flow or pressure level can then obtained by manual variation of a reference signal. By separate the reference signal into a DC and an AC component, one can constant mean pressure or constant flow (DC component) of desired size is produced independently of a superimposed pulse pressure (AC component nent). With the appropriate engine and gear selection, this pump device is capable of reproducing the normal arterial pressure curve with large accuracy for both its rise and fall. The rapid pressure however, the decrease during the diastolic phase of the pulse pressure curve may time is not obtained only by an immediate stop of the rotor. For To obtain this, the rotor must briefly change direction. ning. Such a transient reverse rotation is obtained by means of a special electronic device 20, which consists of a high-pass file combined with a rectifier.

Genom den ovan beskrivna konstruktionen har peristaltikpumpen 24 förmåga att reproducera den normala artärtryckskurvan upp till en frekvens av ca. 4 Hz genom att använda de normalt odämpade hjärt- pulsationerna (registrerade via en separat trycktransducer från en kateter i en systemartär) som AC-komponent i referenssignalen.Through the construction described above, the peristaltic pump has 24 ability to reproduce the normal arterial pressure curve up to a frequency of approx. 4 Hz using the normally attenuated cardiac the pulsations (recorded via a separate pressure transducer from a catheter in a system artery) as an AC component of the reference signal.

Andra typer av AC-signaler kan utnyttjas som alternativ, som t.ex. sinus, triangel, impulser, stegfunktioner etc., vilket lämpligen erhålles från en funktionsgenerator.Other types of AC signals can be used as alternatives, such as sine, triangle, impulses, step functions, etc., which is appropriate obtained from a function generator.

Fig. 6 illustrerar några exempel på hur den här beskrivna peristaltikpumpen 24 har reproducerat olika konfigurationer av tryckkurvor. Panel A, den övre kurvan, visar det normala odämpade systemartärtrycket registrerat från en brachialartär på katt med en Statham trycktransducer. Den lägre kurvan i Panel A illustrerar den simulerade kurvan producerad med perfusionspumpanordningen.Fig. 6 illustrates some examples of how it is described here the peristaltic pump 24 has reproduced various configurations of pressure curves. Panel A, the upper curve, shows the normal undamped systemic artery pressure recorded from a brachial artery in a cat with a Statham pressure transducer. The lower curve in Panel A illustrates the simulated curve produced with the perfusion pump device.

Claims

8103353-2 Note the great similarity between its two curves, both for slow breathing variations and the heart-induced pulse pressure variations. Panel B shows how the pump can be used to produce a sine pressure curve, Panel C a positive and a negative pressure pulse and Panel D a positive and negative pressure stage function. It will be apparent to those skilled in the art that the present invention is not limited to the embodiment described above. Thus, the described pump device is made for blood perfusion in animal experimental research, but the pump can be used for all types of perfusion, not only blood perfusion in cardiopulmonary machines and dialysis machines, but also for perfusion of flows other than blood in all flow ranges. A variant of the above pump 3 ml / min. Peris- has been designed for such small constant flows that the 1-10 taltic pump may comprise two or more than three rotor units 1 and each rotor unit may have two or more than three pressure vessels 3. In addition, of course, when the line system 5 may consist of two or more than three conduit branches 6. The length of the abutment path 4 can vary and so can the circular and elliptical parts l0, ll of the path. In order to be able to regulate the pressure of the pressure devices 3 on the line branches 6 and to ensure that each pressure device presses with the same force on the line branches at any given point along the abutment path 4, the rotor units 1 are further adjustable laterally, in height, by adjusting devices 22. joint and in different inclination positions in relation to the abutment path 4. The adjustment in height and lateral direction is performed with, for example, in long holes.2l displaceable screw devices 22 and the inclination position is preferably also regulated with screws 23. Patent claim: l. Peristaltic pump of the type comprising a. at least two elastically compressible hose lines (6), each with an inlet end and an outlet end and with equal cross-sections between them; b. an abutment for each of the hose lines (6), which abutment has a curved surface (4) which is identical to the hose lines (6) and against which the associated hose line (6) abuts with at least a part of its length; 'c. at least two synchronously driven rotor units (1), one for each hose line (6), which rotor units (1) are provided with the same number, at least two, symmetrically placed and equally spaced pressure devices (3) for local compression of the hose line (6) corresponding to each rotor unit (1) against the curved surface (4) of the associated abutment, the number of pressure devices (3) on each of the rotor units (1) and the extent of the curved the surface (4) of the abutment of each hose line (6) calculated in the longitudinal direction of the hose line (6) are so mutually matched that one of the pressure devices (3) on each rotor unit (1) constantly holds the corresponding hose line (6) compressed to prevent liquid flow towards the direction of rotation of the rotor unit (1) through the hose line (6), characterized in that at least the outlet ends of the hose lines included in the pump are (in a manner known per se) connected to a common outlet (7); that the synchronously driven rotor units (1) are angularly displaced relative to each other in such a way that their pressure devices (3) operate with phase shift on the respective hose lines (6), whereby the flow pulsations occurring in each hose line (6) will at least substantially part cancel each other at the common outlet (7) of the hose lines (6); that the curved surface (4) of the abutment for each hose line (6) is arranged to gradually increase its distance in relation to the rotor shaft (2) and in the direction of the outlet (7) at least as regards its parts located closest to the outlet (7) to obtain a gradually increasing discharge from the hose lines (6); and that the curved surface (4) of the abutment for each hose line (6) has a circular part and centered with the rotor shaft (2), which in the direction of rotation of the rotor unit (1) changes into an elliptical part.

Peristaltic pump according to Claim 1, characterized in that it has three rotor units (1), each of which cooperates with a hose line (6) and each of which has three pressure means (3), the pressure means (3) ) in each rotor unit (1) are angularly offset by 1200 angles relative to each other, and adjacent pressure devices (3) of adjacent rotor units (1) are angularly offset by 400 angles relative to each other.