Die vorliegende Erfindung liegt auf dem Gebiet der
Medizintechnik und betrifft insbesondere solche Systeme, mit
denen Invasiv-Mikrochirurgie, medikamentöse Invasiv-Therapie,
Kreislaufunterstützung, Dilatation von Gefäßsystemen und
dergleichen durchgeführt werden kann.
In den letzten Jahren hat die Therapie in flüssigkeitsführenden
Organen, insbesondere in solchen des Kreislaufsystems, einen
ungeheuren Aufschwung erlebt. Durch die Entwicklung von
Kathetern und chirurgischen Invasiv-Instrumenten bietet sich die
Möglichkeit, aufwendige und den Patienten belastende Operationen
zu vermeiden bzw. schnell und effektiv akute Zustände wie
plötzlichen Herzstillstand bei kardiogenem Schock zu behandeln.
All diesen Methoden ist gemein, daß das verwendete
mikrochirurgische Instrument über Körperflüssigkeit führende
Wege an den "Einsatzort" vorgeschoben wird. Naturgemäß behindert
es dort während seines Einsatzes massiv den Durchfluß der
Körperflüssigkeit durch das entsprechende Gefäß, wenn es ihn
nicht gar völlig unterbindet.
Beim Einsatz von Dilatationskathetern, auf die die vorliegende
Erfindung unter anderem anwendbar ist, ist dieses Problem seit
längerem bekannt und hat zu einer Reihe von Vorschlägen geführt.
Den meisten dieser Vorschläge ist gemeinsam, daß innerhalb des
Katheters eine Blutstromführung vorgesehen ist, die proximal
einen Einlaß und distal einen Auslaß für durchströmendes Blut
aufweist. Diese ermöglichen einen passiven, relativ geringen
Blutstrom bei der Ballondilatation, der durch die an der
Dilatationsstelle herrschende Druckdifferenz hervorgerufen wird
(sog. Autoperfusions-Katheter). Obwohl der Zeitraum der
Anwendung eines solchen Autoperfusionskatheters durch diese
Maßnahme verlängert ist, bleibt er doch sehr begrenzt, weil
durch die Verringerung der Blutzufuhr in die distal gelegenen
Gewebe sehr schnell eine Unterversorgung mit irreversiblen
Folgen eintreten kann.
Eine Verbesserung hat man sich durch solche Systeme versprochen,
in denen mit Hilfe einer Pumpe Blut aus einem anderen Gefäß,
beispielsweise der Femoralarterie, aktiv durch ein Lumen des
Katheters transportiert wird (sog. aktiver Hemoperfusions-
Katheter). Dies hat allerdings wiederum den Nachteil, daß ein
weiteres Gefäß angezapft werden muß und das Blut mittels einer
extrakorporalen, mechanischen Hochdruckpumpe auf den
erforderlichen Druck gebracht und sodann dem Dilatationskatheter
zugeführt werden muß. Eine solche Vorrichtung ist in der
europäischen Patentanmeldung mit der Veröffentlichungsnummer
277 367 A1 offenbart.
Ein weiterer Vorschlag sieht vor, stoßweise Blut mit Hilfe eines
Klappenventils und einer vor- und zurückziehbaren
Flüssigkeitssäule, die mit einem extrakorporalen Kolben bewegt
wird, proximal anzusaugen und unter dem Systemdruck distal durch
eine Öffnung auszulassen, wobei ein möglicher Rückschlag durch
ein distales Kugelventil verhindert werden soll. Diese
Vorrichtung ist schon wegen des Klappenventils störanfällig, sie
ist kompliziert gebaut, erfordert den kontinuierlichen Nachschub
von neuer Salzlösung, weil die kraftübertragende Salzlösung
nicht von der Blutstromführung dichtend abgegrenzt ist und läßt
sich nur in solchen Fällen einsetzen, in welchen der Katheter in
Strömungsrichtung in das entsprechende Gefäß eingeführt werden
kann. Ein weiterer Nachteil ist der diskontinuierliche
Bluttransport durch den Bereich der Stenose. Eine solche
Vorrichtung ist in der europäischen Patentanmeldung mit der
Veröffentlichungsnummer 353 889 A1 gezeigt.
Ein weiterer Versuch einer Lösung betrifft das Gebiet der
Herzkatheter. Hier wurde vorgeschlagen, mit Hilfe einer
intraventrikular expandierenden Hilfspumpe zur Unterstützung
eines Herzens den Kreislauf eines Patienten zu unterstützen. Bei
dieser Pumpe kann eine Außenkammer mit Doppelwandstruktur so mit
Druck beaufschlagt werden, daß sie sich innerhalb des Ventrikels
ausdehnt, dabei starr wird und sich der Ventrikelwand anpaßt.
Ein Innenballon wird stoßweise aufgeblasen, wodurch abwechselnd
die Diastole und Systole des Herzens imitiert werden. Die
klinische Akzeptanz einer derartigen Vorrichtung konnte
allerdings nie erreicht werden.
Die US 5,163,910 von Schwartz zeigt einen vorzugsweise für die
Angioplastie vorgesehenen Katheter, worin ein langgestrecktes
Teil, von einem Motor angetrieben, mit einer Pumpe innerhalb des
Katheters verbunden ist. Als Pumpe wirkt ein Stößel, der
mechanisch von dem langgestreckten Teil longitudinal im Inneren
des Kathetervolumens hin- und herbewegt wird, oder ein
schraubenartig geformter Fortsatz, ein in eine helikale Form
gedrehtes Doppelband aus flachem Material oder ein Propeller,
die jeweils mittels einer flexiblen, langgestreckten Welle
mechanisch angetrieben werden.
Die EP 480 101 A1 beschreibt eine Herzunterstützungspumpe, die
nach dem Moineau-Prinzip (Schneckenpumpe) arbeitet. Damit diese
zufriedenstellend arbeiten kann, enthält sie entweder zusätzlich
Venturi-Düsen, oder sie weist Dichtflächen auf, die sich über
deutlich mehr als den einfachen Umfang des Rotors erstrecken.
Daher besitzt die Pumpe in allen Fällen ein langgestrecktes
Gehäuse.
Die vorliegende Erfindung hat sich die Aufgabe gestellt, eine
Vorrichtung bereitzustellen, die in all denjenigen Fällen
anwendbar ist, in denen die Verwendung eines medizinischen
Instrumentes erforderlich ist, dessen Einsatz im Körper eine
Behinderung des Durchflusses einer Körperflüssigkeit mit sich
bringt. Dabei soll die Vorrichtung so konstruiert sein, daß die
Verwendung dieses Instrumentes trotzdem möglich ist, erleichtert
wird oder seine mögliche Anwendungsdauer verlängert ist. Wenn
auch sicherlich hier der Einsatz in Blutgefäßen an erster Stelle
stehen wird, weil invasive Mikrochirurgie,
Kreislaufunterstützung und dergleichen eine große Bedeutung
haben, so ist die Erfindung doch nicht darauf beschränkt. Sie
eignet sich auch für die Verwendung in Lymphe, Galle oder ggf.
Liquor, beispielsweise bei invasiven Gallenoperationen, bei
denen der Transport der Gallenflüssigkeit nicht unterbrochen
werden soll.
Die vorgenannte Aufgabe wird erfindungsgemäß durch die
Bereitstellung einer Vorrichtung zur aktiven
Strömungsunterstützung von Körperflüssigkeiten gemäß Anspruch 1
gelöst.
Die Form und das Material der künstlichen Strömungsführung sowie
deren weitere Ausstattung ist vom geplanten Einsatz abhängig.
Beispielhaft können die bei üblichen Dilatationskathetern
verwendeten Materialen und Abmessungen verwendet werden. Für
spezielle Verwendungen besonders geeignete Formen werden
nachstehend im Detail beschrieben.
Die künstliche Strömungsführung besitzt einen Funktionsbereich,
in dem eine Pumpe derartig eingebettet ist, daß sie
Körperflüssigkeit von mindestens einer in der Führung
befindlichen Einlaßöffnung zu mindestens einer in der Führung
befindlichen Auslaßöffnung transportieren kann, wobei die Pumpe
in speziellen
Ausführungsformen so antreibbar ist, daß die Körperflüssigkeit
in beiden Richtungen transportiert werden kann, so daß die
Vorrichtung sowohl mit dem Flüssigkeitsstrom des Gefäßes als
auch in Gegenrichtung eingebracht werden kann (Anspruch 11).
Die Einlaß- und Auslaßöffnungen sind jeweils von der
Verwendungsart abhängig beliebig gestaltet. Die Gestaltung kann
von kleinen kreisförmigen Öffnungen in der Seitenwand (z. B. als
Einlaßöffnung proximal angeordnet), über eine einzige Öffnung am
distalen Ende (z. B. als Auslaß für einen Dilatationskatheter)
oder z. B. über eine Vielzahl von Öffnungen auf einer oder beiden
Seiten bis zu netzartigen und gitterartigen Strukturen
(Anspruch 12) der Wandung der Strömungsführung reichen.
Mit der Strömungsführung verbunden ist ein flexibles
Zuleitungsrohr. Das flexible Zuleitungsrohr kann dabei mit der
Strömungsführung einstückig gearbeitet oder integral verbunden
sein, möglich sind selbstverständlich auch form- oder
reibschlüssige Verbindungen oder Verklebungen oder dergleichen.
Das flexible Zuleitungsrohr ist in Abhängigkeit von seiner
Verwendung ausgestaltet. Es sollte bevorzugt so lang sein, daß
das in Bezug auf die Pumpe distale Ende bei der Verwendung im
weitest möglichen Abstand von der Eintrittsöffnung immer noch
außerhalb des Körpers liegt.
Durch das Innere dieses Zuleitungsrohres wird eine Energie- bzw.
Kraftübertragungsleitung geführt. Diese muß so ausgestaltet
sein, daß sie im Arbeitszustand der Vorrichtung im wesentlichen
kontinuierlich Energie bzw. Kraft von einer - im Arbeitszustand
extrakorporalen - Antriebseinheit (Anspruch 2) (die gemäß dem
Hauptanspruch nicht zwingend zur Vorrichtung gehört) zur Pumpe
übertragen kann.
Die vorgenannte Antriebsform für die Pumpe weist eine Reihe von
Vorteilen auf. Sie ermöglicht den Einsatz einer Vielzahl
unterschiedlicher Pumpen, so daß je nach vorgesehenem
Verwendungszweck des Instruments die geeignete Pumpe ausgewählt
werden kann. Dabei lassen sich damit Pumpen antreiben, die eine
im wesentlichen kontinuierliche Förderung der Körperflüssigkeit
ermöglichen. Ferner dürfte sich der Einsatz von Ventilen im
Pumpenbereich meist erübrigen. Die erfindungsgemäßen Antriebe
ermöglichen eine äußerst bequeme Handhabung der medizinischen
Instrumente, da sich die genannte Zuführungsleitung den
Biegungen des flexiblen Zuleitungsrohres anpaßt. Der Verzicht
auf eine extrakorporale Pumpe, die ihrerseits wieder mechanisch
angetrieben werden muß und Verluste der Flüssigkeitssäule in das
System hinein aufweist, ist ebenfalls vorteilhaft.
Ein Vorteil der erfindungsgemäßen Ausführungsformen mit einem im
wesentlichen kontinuierlichen Antrieb liegt darin, daß die
extrakorporalen Antriebsmittel sehr einfach handhabbar sind. Der
Ausdruck "im wesentlichen kontinuierlich" soll ausdrücken, daß
der Energie- bzw. Krafttransport makroskopisch kontinuierlich
ist. Systembedingte oder technisch bedingte minimale
Schwankungen (bzw. die Verwendung von Wechselstrom oder von
Strömen mit mikroskopischen Änderungen einzelner Parameter)
sollen von diesem Ausdruck mit umfaßt sein. Eine bevorzugte
derartige Ausführungsform ist auch die Kraftübertragung mit
Hilfe einer biegsamen mechanischen Welle (Anspruch 8). Weitere
kontinuierliche Antriebsmöglichkeiten seien hier beispielhaft
genannt: der elektrische Antrieb von Mikromotoren, die
ihrerseits die Pumpe antreiben (Ansprüche 9 und 10) oder ein
elektrischer Antrieb von Pumpen wie Membranpumpen.
In einer bevorzugten Ausführungsform ist das Lumen der
künstlichen Strömungsführung, das für den
Körperflüssigkeitsstrom vorgesehen ist, gegen das flexible
Zuleitungsrohr abgedichtet (Anspruch 3). Damit wird ein
Rückfließen in den Zuführungsschlauch verhindert, ohne daß mit
Ventilen gearbeitet werden muß.
Üblicherweise ist an einer Seite der Vorrichtung eine Führung
vorgesehen, die man meist als Führungsdraht bezeichnet und die
leicht verformbar sein, aber in Achsrichtung eine gewisse
Steifigkeit aufweisen sollte (Anspruch 6). Dieser kann bei
Bedarf auch als eigenständiges Teilsystem vorhanden sein, der in
einem abgetrennten Lumen des Katheters geführt wird.
Die Auswahl der Pumpe selbst erfolgt unter den im wesentlichen
kontinuierlich arbeitende Pumpen, nämlich miniaturisierten
Zahnrad- oder Flügelzellenpumpen, Kreisel- und Membranpumpen.
Die Abmessungen der Pumpe sind selbstverständlich ebenfalls vom
Verwendungszweck abhängig. So wird eine Herzkatheter-Pumpe
wahrscheinlich größere Abmessungen aufweisen, als Pumpen für
Dilatationskatheter zum Ausweiten von sehr kleinen Gefäßen. Hier
sind alle Größenordnungen von mehreren cm bis in den mm-Bereich
oder sogar noch darunter denkbar.
Die vorstehend beschriebene Vorrichtung eignet sich zur
Verwendung in vielerlei medizinischen Systemen, von denen
nachfolgend einige beispielhaft besonders beschrieben werden
sollen. Dabei werden auch die üblichen Bezeichnungen für die
entsprechenden Geräte verwendet, ohne daß dadurch die
erfindungsgemäße Vorrichtung auf die heute gebräuchlichen Formen
dieser Instrumente beschränkt sein soll. Die vorstehenden
Ausführungen sind selbstverständlich jeweils auf diese
Ausführungsformen anwendbar.
Beispielhaftes Einsatzgebiet "Aktive Blutstromunterstützung"
Einsatzgebiet für Instrumente auf Basis solcher Vorrichtungen
ist z. B. sowohl die vollständige Kreislaufunterstützung, die
insbesondere bei Patienten mit ernsthaftem kardiogenem Schock
zur Unterstützung des Kreislaufs Anwendung findet, als auch die
Unterstützung des Blutstroms in verengten Gefäßbereichen mit
lokaler Ischämie, z. B. bei Embolien, Stenosen, Verschlüssen,
Verengungen, Thrombosen, ARDS der Lunge usw. Auch bei
Herzkathetern kann die Erfindung eingesetzt werden.
Der Einsatz mechanischer kardialer Assistenzsysteme zur
vollständigen Kreislaufunterstützung kann unter anderem erwogen
werden beim plötzlichen Herzstillstand, beim kardiogenen Schock,
bei der schweren Koronarischämie und Hochrisiko-PTCA (Perkutane
Transluminale Koronarangioplastie).
Die mechanische Kreislaufunterstützung wird im Stand der Technik
durch eine Reihe sich technisch grundlegend unterscheidender
Systeme durchgeführt, z. B. durch die intraaortale Gegenpulsation
(IABP), den femoro-femoralen Bypass mit magnetischen
Zentrifugenpumpen, die Ventrikelunterstützung mit
Zentrifugenpumpen, Rollenpumpen und Brustraumöffnungen, den
heterotopen künstlichen Ventrikel (VAD), das vollständige
künstliche Herz (TAH), implantierbare Turbinenpumpen (Hemopump),
intraventrikular expandierende Hilfspumpen und durch
Perfusionskatheter.
Einige Nachteile von derzeit gängigen Perfusionkathetern sind
bereits weiter oben erwähnt. Darüberhinaus ist es für die
Anwendung des (passiven) Autoperfusions-Katheters erforderlich,
daß ein mittlerer Arteriendruck von < 90 mm Hg vorhanden ist,
damit ein ausreichender Blutfluß (etwa 50 bis 60 mm/min)
aufrechterhalten werden kann. Zusätzlich sind diese Katheter
steif und das Ballonprofil lang, so daß diese Systeme als
primäre Instrumente in engen Läsionen oder gewundenen Gefäßen
nicht geeignet sind.
Die aktiven Hemoperfusions-Katheter wiederum sind zwar flexibler
und kürzer als die üblichen Autoperfusions-Katheter. Neben den
oben angegebenen Nachteilen ist hier noch zu erwähnen, daß das
Arbeiten mit derartigen Kathetern sehr zeitaufwendig ist,
zusätzliche Kosten verursacht und auf einen maximalen Blutstrom
von etwa 50 mml/min limitiert ist.
Auch die koronaren Retroperfusions-Katheter und deren Nachteile
wurden bereits oben erwähnt. Bei der Sinusretroperfusion wird
arterielles Blut durch den koronaren Sinus während der Diastole
zum Myokardium geliefert.
Die Grenzen der konventionellen Blutstromunterstützungs-Systeme
zeigen sich also darin, daß die Zeitdauer der
Kreislaufunterstützung bei den meisten Systemen beschränkt ist,
die Systeme häufig einen größeren Eingriff, beispielsweise die
Öffnung des Brustkorbes, erfordern und teilweise sehr aufwendig
sind. Teilweise werden mit den vorgenannten Systemen größere
Traumata erzeugt; sie lassen sich nur im Rahmen umfangreicher
Eingriffe anwenden.
Deshalb wird vorgeschlagen, eine Vorrichtung gemäß Anspruch 1,
evtl. in weiteren bereits vorerwähnten speziellen
Ausgestaltungen, auf diesem Gebiet zu verwenden. Bei
unterschiedlichsten Diagnosen läßt sich der Blutstrom damit
aktiv unterstützen. Einsatzbereiche sind z. B. die
Blutstromunterstützung bei plötzlichem Herzstillstand,
kardiogenem Schock, schwerer Koronarischämie und Hochrisiko-
PTCA, bei denen der komplette Kreislauf aufrechterhalten werden
muß, ferner bei Embolien, Stenosen, Verschlüssen, Verengungen
und Thrombosen in peripheren Arterien, bei denen nur eine lokale
Durchblutungsstörung beseitigt werden soll, und dergleichen.
Aufgrund der aktiven Aufrechterhaltung des Blutstromes während
der krankheitsbedingten Absperrung eines geschädigten
Gefäßbereiches wird die Schädigung der betroffenen Organe bzw.
der Gewebebereiche minimiert.
Der erfindungsgemäße Blutstromunterstützungskatheter soll
nachstehend prinzipiell anhand der Fig. 1 und weiterer Figuren
erläutert werden, wobei selbstverständlich variable
Ausgestaltungen möglich sind und teilweise bereits oben
beschrieben wurden. Die Vorrichtung zur aktiven
Blutstromunterstützung wird nachfolgend auch häufig
"Blutstromunterstützungskatheter" oder einfach "Katheter"
genannt. Der Katheter besitzt einen vorderen Teil, der hier als
künstliche Strömungsführung 10 bezeichnet wird. In ihn
eingebettet befindet sich eine Pumpe 1, die in einer bevorzugten
Ausführungsform je nach der Art der vektoriellen Komponente in
beiden Richtung betreibbar ist, so daß der Katheter sowohl in
Strömungsrichtung als auch gegen die Strömungsrichtung des
Gefäßes an seinen "Arbeitsort" eingeschoben werden kann
(Anspruch 11). Die Art der Pumpe ist wie vorstehend beschrieben.
Die Pumpe kann in unterschiedlichen Größen mit entsprechend
variabler Förderleistung zum Einsatz in unterschiedlichen
Gefäßbereichen gewählt werden.
Saugseitig zur Pumpe befindet sich mindestens eine Einlaßöffnung
3 für einfließendes Blut 16; druckseitig mindestens eine
Auslaßöffnung 4 für ausfließendes Blut 17. Ort, Form, Zahl und
Gestalt der Öffnungen sind variabel und vom geplanten Einsatz
abhängig. Insoweit wird auch auf die allgemeineren Ausführungen
verwiesen. Das Gehäuse 9 der Strömungsführung kann auch als
Käfig oder Netz ausgeführt sein (Anspruch 12) (Fig. 2),
insbesondere, wenn die Pumpenleistung so gewählt ist, daß bei zu
engen Öffnungen deren Querschnitt für die Förderleistung der
Vorrichtung limitierend wirkt. Die künstliche
Strömungsführung 10 ist in Fig. 1 integral mit dem flexiblen
Zuleitungsrohr 5 verbunden. Durch das Innere von
Zuleitungsrohr 5 führt die Energie- bzw.
Kraftübertragungsleitung 6 von einer - nicht zwingend zur
beanspruchten Vorrichtung gehörigen -, im Arbeitszustand des
Katheters außerhalb des Körpers befindlichen Antriebseinheit 7
bis zur Pumpe 1. Die Ausführungsform der Fig. 1 zeigt auch eine
Dichtung 13 gemäß Anspruch 3, mit der das Lumen der künstlichen
Strömungsführung gegen das flexible Zuleitungsrohr abgedichtet
ist. Der Pfeil 19 bezieht sich auf den Teil des Katheters, der
in den Körper gelangt, der Pfeil 18 auf die Teile, die außerhalb
bleiben.
In einer spezifischen Ausführungsform umfaßt der
Blutstromunterstützungskatheter zusätzlich mindestens einen
Absperrballon (Anspruch 4) (in Fig. 1 in drucklosem Zustand
(8') und unter Druck (8) dargestellt). Dieser dient zur
Erzielung einer Dichtfunktion zwischen System und Blutgefäß und
damit der Reduzierung der Pumpverlustleistung in solchen Fällen,
in denen der Katheter nicht ausreichend durch das elastische
Gefäß selbst abgedichtet wird. Der Absperrballon 8 läßt sich mit
Hilfe eines Gases oder einer Flüssigkeit "aufblasen", die über
eine Leitung 11 eingepreßt werden können, und zwar mit Hilfe
einer Druckerzeugungseinrichtung 12, z. B. einer Ballonpumpe
(Anspruch 5).
Das mit der künstlichen Strömungsführung verbundene flexible
Zuleitungsrohr 5 und die darin angeordnete Energie- bzw.
Kraftübertragungsleitung wurde bereits oben detallierter
beschrieben; die dort dargelegten allgemeinen und speziellen
Aspekte gelten selbstverständlich auch für den
Blutstromunterstützungskatheter.
Die Fig. 2 bis 4 erläutern, wie der Katheter verwendet werden
kann: bei der Blutstromunterstützung wird der Funktionsbereich
des Katheters in dem Gefäß plaziert, das unterstützt werden soll
(Fig. 2). Bei Einsatz eines Absperrballons 8' wird dieser
ausgedehnt (8), um eine weitestgehende Absperrung des
Gefäßbereiches zu erreichen. Die Pumpe hält dabei den
Flüssigkeitsstrom zwischen den getrennten Gefäßbereichen
aufrecht (Fig. 3). Nach der Behandlung wird der Ballon
verkleinert und der Katheter wieder entfernt. 15' stellt ein
Hindernis dar, z. B. einen Thrombus.
In einer speziellen Ausführungsform können in der künstlichen
Strömungsführung 10 zwei oder mehr Pumpen vorhanden sein. Diese
können beispielsweise in Sequenz angeordnet sein und werden
bevorzugt parallel miteinander verschaltet, um die
Förderleistung entsprechend zu erhöhen (Anspruch 13). Mit dieser
Ausführungsform können Volumenströme erzeugt werden, die das
Pumpvolumen einer einzelnen Pumpe übersteigen, insbesondere,
wenn der Durchmesser des den Katheter aufnehmenden Gefäßes es
erforderlich macht, mit sehr kleinen Pumpen zu arbeiten. Eine
spezielle Ausführungsform mit hier dargestellt drei
hintereinander angeordneten Pumpen ist in den Fig. 6 und 7
dargestellt. In der gezeigten Ausführungsform ist auch das
distale Ende der künstlichen Strömungsführung 1 anders gestaltet
als in Fig. 1: distal zur letzten Pumpe ist sie hier als
flexibler Ausströmschlauch 19 ausgebildet, der in drucklosem
Zustand einen geringeren Durchmesser besitzt als in dem Bereich,
in dem sich die Pumpen befinden (Ansprüche 14 und 15). Damit
wird ein einfaches Einführen des Katheters ermöglicht, und zwar
auch im Bereich von starken Verengungen 2 (Ablagerungen,
Stenosen, durch die Geometrie der Gefäße bedingte Verengungen
usw.). Die Austrittsöffnungen(en) 4 des Ausströmschlauches
befinden sich an seinem distalen Ende. Wird nun mit Hilfe der
Pumpen Blut 16, 17 durch das Lumen des Katheters gefördert, so
wird der Schlauch 19 aufgeweitet, so daß er sich dichtend um die
Verengung 2 herum legt (siehe Fig. 7). Die Flexibilität des
Ausströmschlauches kann auf verschiedene Weise erreicht werden,
beispielsweise durch ein extrem leicht dehnbares Material oder
aber dadurch, daß der Schlauch im "Ruhezustand" gefaltet oder
anderweitig zusammengerollt ist. So kann er beispielsweise bei
ausreichender Steifigkeit in Axialrichtung auch selbst als
Führung wirken.
Selbstverständlich sind die verschiedenen Konstruktionselemente
wie in den Fig. 6 und 7 dargestellt nicht zwingend immer
gleichzeitig in ein und derselben Ausführungsform verwirklicht.
Der Ansaugbereich der künstlichen Strömungsführung kann bei
Bedarf einen größeren Abstand zur Pumpe aufweisen, wobei die
Strömungsführung im Zwischenbereich als flexible oder starre
Schlauchverlängerung 14 ausgebildet sein kann. Eine solche
Ausgestaltung ist beispielhaft in Fig. 5 dargestellt. In der
dargestellten Ausführungsform fördert die Pumpe das Blut in
umgekehrter Richtung 16, 17, wenn man mit Fig. 1 vergleicht, so
daß die Saugseite zum distalen Ende des Katheters hin gerichtet
ist. Der Durchmesser der Schlauchverlängerung 14 ist hier
kleiner als der Katheterdurchmesser im Bereich der Pumpe, so daß
Lumina sehr kleinen Durchmessers bzw. hinter Verengungen
zugänglich sind und die Behandlung in sehr engen Gefäßen bzw. in
Herznähe erfolgen kann. Der Katheter könnte in einer solchen
Ausgestaltung auch durch eine Herzklappe 15 bis ins Herz hinein
vorgeschoben werden. Auch kann mit einer solchen Ausführungsform
Blut durch Lumina angesaugt werden, die stärkere Biegungen
darstellen, als durch den Katheter realisiert werden können. Das
Blut wird dann jeweils hinter der Verengung oder
Richtungsänderung angesaugt und im Auslaßbereich 4 wieder
ausgetrieben.
Beispielhaftes Einsatzgebiet "Dilatationskatheter"
Dilatationskatheter sind insbesondere zur Behandlung von
Stenosen in Blutgefäßen entwickelt worden.
Dilatationskatheter ohne eine Blutstromführung können maximal 20
bis 30 Sekunden in ausgedehntem Zustand verbleiben, da die
Aufdehnung des Ballons bei vitalem Myokard den Blutstrom
unterbricht und daraus eine Durchblutungstörung des Herzens
resultiert. Folgen einer längeren Dilatation können
Herzrhythmusstörungen, schwere Angina Pectoris oder ein
Blutdruckabfall sein. Wird die Dilatation im proximalen, d. h.
ostiumsnahen Bereich durchgeführt, können kardiogene
Schockbilder entstehen, die lebensgefährlich sind. Man hat daher
eine Reihe von Techniken entwickelt, die diesen Nachteil
überwinden sollen. Hierunter fallen die Bypass-Operationen, das
Arbeiten mit schnell und langsam rotierenden Systemen mit
bestücktem Fräskopf, Implantate zur Vergrößerung des
Gefäßinnenraums (Stents), Entfernungen von Ablagerungen mit
Hilfe der Laser-Angioplastie, Ultraschall, Atherektomie sowie
Autoperfusionskatheter, die einen passiven, relativ geringen
Blutstrom bei der Ballondilatation ermöglichen.
Alle diese Methoden erfordern teilweise einen massiven Eingriff,
teilweise sind sie nur mit extrem aufwendiger Medizintechnik zu
betreiben, und teilweise sind sie schlicht unbefriedigend, da
das Reststromvolumen des Blutes nicht ausreicht, um iatrogene
Störungen zu vermeiden.
Es wird deshalb vorgeschlagen, Vorrichtungen gemäß Anspruch 4
oder 5, evtl. in weiteren bereits vorerwähnten speziellen
Ausgestaltungen, auf diesem Gebiet zu verwenden. Das Arbeiten
mit einer Vorrichtung gemäß Anspruch 4 ermöglicht, daß während
einer behandlungsbedingten Absperrung von Gefäßbereichen der
Blutstrom künstlich aufrechterhalten oder ein solcher erzeugt
wird. Dadurch werden längere Behandlungsdauern ermöglicht, die
hinsichtlich der Stabilisierung des aufgeweiteten
Gefäßquerschnitts und damit des Zeitraumes bis zum nächsten
notwendigen Eingriff eine wesentliche Verfahrensverbesserung
bringen. Gleichzeitig kann das Risiko der Behandlung weitgehend
reduziert werden. Dies kann insbesondere aus einer Studie
bezüglich des Einsatzes von Autoperfusionskathetern abgeleitet
werden, die eine Reduzierung der Anzahl plötzlicher
Gefäßverschlüsse und sofortiger Bypass-Operationen bei
aufrechterhaltenem Blutstrom festgestellt hat. Die Erfindung
ermöglicht hier weitere, wesentliche Verbesserungen.
Der erfindungsgemäße Dilatationskatheter soll nachstehend
prinzipiell ebenfalls anhand der Fig. 1 und weiterer Figuren
näher erläutert werden, wobei selbstverständlich variable
Ausgestaltungen möglich sind, deren Merkmale teilweise oben
bereits beschrieben wurden. Auch der Dilatationskatheter besitzt
einen vorderen Teil, der als künstliche Strömungsführung 10
bezeichnet wird. In ihn eingebettet befindet sich mindestens
eine Pumpe 1, die in einer bevorzugten Ausführungsform je nach
der Art der vektoriellen Komponente in beiden Richtungen
betreibbar ist, so daß der Katheter sowohl in Strömungsrichtung
als auch gegen die Strömungsrichtung des Gefäßes zur Engstelle
vorgeschoben werden kann (Anspruch 11). Die Art der Pumpe ist
auch hier wie oben beschrieben. Die Pumpe kann in
unterschiedlichen Größen mit entsprechend variabler
Förderleistung zum Einsatz in unterschiedlichen Gefäßbereichen
gewählt werden.
Saugseitig zur Pumpe befindet sich mindestens eine Einlaßöffnung
3 für einfließendes Blut 16; druckseitig mindestens eine
Auslaßöffnung 4 für ausfließendes Blut 17. Ort, Form, Zahl und
Gestalt der Öffnungen sind variabel und vom geplanten Einsatz
abhängig. Insoweit wird auch auf die allgemeineren Ausführungen
verwiesen. Das Gehäuse 9 der Strömungsführung kann auch als
Käfig oder Netz ausgeführt sein (Anspruch 12) (Fig. 2),
insbesondere, wenn die Pumpenleistung so gewählt ist, daß bei zu
engen oder zu wenigen Öffnungen deren Querschnitt für die
Förderleistung der Vorrichtung limitierend wirken würde. Die
künstliche Strömungsführung 10 ist in Fig. 1 integral mit dem
flexiblen Zuleitungsrohr 5 verbunden. Durch das Innere des
Zuleitungsrohres 5 führt die Energie- bzw.
Kraftübertragungsleitung 6 von einer - nicht zwingend zur
beanspruchten Vorrichtung gehörigen -, im Arbeitszustand des
Katheters außerhalb des Körpers befindlichen Antriebseinheit 7
bis zur Pumpe 1. Die Ausführungsform der Fig. 1 zeigt auch eine
Dichtung 13 gemäß Anspruch 3, mit der das Lumen der künstlichen
Strömungsführung gegen das flexible Zuleitungsrohr abgedichtet
ist. Der Pfeil 18' bezieht sich auf den Teil des Katheters, der
in den Körper gelangt, der Pfeil 18 auf die Teile, die außerhalb
bleiben.
Ein Absperrballon (8, 8') ist um die künstliche Strömungsführung
herum angeordnet. Dabei kann die Pumpe in einer Ausführung, so
wie in Fig. 1 gezeigt, in dem Bereich der künstlichen
Strömungsführung angeordnet sein, der von dem Außenballon
überdeckt wird, sie kann jedoch auch eine andere Stellung
bezüglich des Ballons (bzw. umgekehrt) einnehmen. Der Ballon 8
dient der Aufweitung eines verengten Gefäßes. Er läßt sich mit
Hilfe eines Gases oder einer Flüssigkeit "aufblasen", die über
eine Leitung 11 eingepreßt werden können, und zwar mit Hilfe
einer Druckerzeugungseinrichtung 12, z. B. einer Ballonpumpe oder
einer Spritze (Anspruch 5).
Die Erfindung ist selbstverständlich nicht auf
Dilatationskatheter mit nur einer Pumpe (1) oder mit nur einem
Ballon (8) beschränkt. Bezüglich der Anordnung mehrerer
Pumpen (1) gilt das weiter oben bereits Gesagte. Es ist auch
möglich, in Abhängigkeit vom Verwendungszweck mehrere Ballons
vorzusehen. Ort und Lage von Pumpe zu Ballon sind dabei
variabel.
Das mit der künstlichen Strömungsführung verbundene flexible
Zuleitungsrohr 5 und die darin angeordnete Energie- bzw.
Kraftübertragungsleitung wurden bereits oben detaillierter
beschrieben; die dort dargelegten allgemeinen und speziellen
Aspekte gelten selbstverständlich auch für den
Dilatationskatheter.
Die Fig. 8 bis 10 erläutern, wie der Katheter verwendet
werden kann: Bei der Ballondilatation wird der Funktionsbereich
des Katheters an der Stelle der Verengung plaziert (Fig. 8).
Der Ballon wird entsprechend dem Behandlungsprinzip unter Druck
gesetzt, während gleichzeitig die Pumpe den Blutstrom zwischen
den getrennten Gefäßbereichen aufrechterhält (Fig. 9). Nach der
Behandlung wird der Ballon verkleinert, die Pumpe abgeschaltet
und der Katheter entfernt (Fig. 10).
In der Figur bedeutet 15' ein Hindernis im Blutgefäß,
beispielsweise eine Ablagerung.
Die Abmessungen des Dilatationskatheters sollten so gewählt
sein, daß die Größe des künstlichen Blutstromes durch die
verengte Durchflußstelle dabei soweit wie möglich dem
natürlichen Blutstrom entspricht.
Beispielhaftes Einsatzgebiet "Medikamentierungskatheter" mit
aktiv unterstütztem Flüssigkeitsstrom
Einsatzgebiet für Instrumente auf Basis solcher Vorrichtungen
ist die Medikamentierung innerhalb von Gefäßsystemen, die
Körperflüssigkeiten, wie Blut, Lymphe, Galle oder Liquor führen.
Ziel ist die gezielte Medikamentierung eines definierten
Gefäßbereiches, wie z. B. die Behandlung von Stenosen, Läsionen
und anderen Indikationen in Gefäßen. Mit diesem speziellen
Erfindungsgegenstand soll die Lysetherapie, wie sie in der
Kardiologie, Angiologie, Neuroradiologie und anderen angewendet
wird, wesentlich verbessert werden; ferner sollen neue
Behandlungsformen der lokalen Medikamentenapplikation in
flüssigkeitsführenden Gefäßsystemen ermöglicht werden.
Im Bereich der Kardiologie und der Angiologie existieren
verschiedene Verfahren zur Beseitigung von Stenosen und
Läsionen, wie beispielsweise die Ballondilatation. Als
alternative Techniken zum Entfernen von Gefäßablagerungen werden
auch die folgenden Behandlungsarten eingesetzt: Bypass-
Operationen, Gefäßtransplantationen, Verwendung von schnell und
langsam rotierenden Systemen mit bestücktem Fräskopf, Implantate
zur Aufweitung des Gefäßinnenraums (Stents), Entfernung von
Ablagerungen mit Hilfe der Laser-Angioplastie, Ultraschall,
Atherektomie, systemische Behandlung mit lysierenden und anderen
lokal wirkenden Medikamenten (z. B. wachstumshemmenden
Medikamenten) oder lokaler Medikamenten- und Lysebehandlung mit
Hilfe eines porösen oder perforierten Katheters. Alle diese
Methoden erfordern teilweise einen massiven Eingriff, teilweise
sind sie nur mit extrem aufwendiger Medizintechnik zu betreiben.
Nachteilig ist auch, daß am Behandlungsort durch die
Blutströmung häufig das Medikament zu schnell verdünnt wird, so
daß eine lokale Wirkungsweise wenn nicht ausgeschlossen so doch
nur sehr schwach ist. Umgekehrt kann bei der Darreichung von
Therapeutika durch Infusion bei zu hoher Konzentration (die
erforderlich ist, um am Behandlungsort immer noch ausreichende
Konzentrationen vorzulegen) eine toxische Wirkung hervorgerufen
werden. Bei der lokalen Lyse und anderen
Medikamentenapplikationen ist die Zeitdauer der medikamentösen
Behandlung meist sehr beschränkt.
Es wird deshalb vorgeschlagen, Vorrichtungen gemäß Anspruch 18,
evtl. in weiteren bereits vorerwähnten speziellen
Ausgestaltungen, auf diesem Gebiet zu verwenden. Das Arbeiten
mit einer solchen Vorrichtung ermöglicht, daß in geschädigten
Gefäßbereichen eine lokale Medikamenten- und Lysebehandlung
vorgenommen werden kann, ohne daß es zu einer Unterversorgung
der Gefäße mit Blut käme. Aufgrund der aktiven Aufrechterhaltung
eines Körperflüssigkeitsstromes während der behandlungsbedingten
Absperrung eines geschädigten Gefäßbereiches wird die Behandlung
zeitlich nicht eingeschränkt und damit wesentlich effizienter.
Weiterhin treten bei Erzeugung einer rein lokalen
Therapeutikazuführung die Nachteile der systemischen Behandlung
nicht auf, so daß mit höheren Therapeutikadosierungen oder gar
neuen Medikamenten gearbeitet werden kann. Für die lokale
Medikamentierungstherapie eröffnet das Arbeiten mit der
Vorrichtung gemäß Anspruch 18 damit völlig neue Möglichkeiten.
Der erfindungsgemäße Medikamentierungskatheter soll nachstehend
prinziell anhand der Fig. 11 und weiterer Figuren näher
erläutert werden, wobei selbstverständlich variable
Ausgestaltungen möglich sind, deren Merkmale teilweise oben
bereits beschrieben wurden. Auch der Medikamentierungskatheter
besitzt einen vorderen Teil, der als künstliche Strömungsführung
10 bezeichnet wird. In ihn eingebettet befindet sich mindestens
eine Pumpe 1, die in einer bevorzugten Ausführungsform je nach
der Art der vektoriellen Komponente in beiden Richtungen
betreibbar ist, so daß der Katheter sowohl in Strömungsrichtung
als auch gegen die Strömungsrichtung des Gefäßes zur Engstelle
vorgeschoben werden kann (Anspruch 11). Die Art der Pumpe ist
wie oben beschrieben. Die Pumpe kann in unterschiedlichen Größen
mit entsprechend variabler Förderleistung zum Einsatz in
unterschiedlichen Gefäßbereichen gewählt werden.
Saugseitig zur Pumpe befindet sich mindestens eine Einlaßöffnung
3 für einfließendes Blut 16; druckseitig mindestens eine
Auslaßöffnung 4 für ausfließendes Blut 17. Ort, Form, Zahl und
Gestalt der Öffnungen sind variabel und vom geplanten Einsatz
abhängig. Insoweit wird auch auf die allgemeineren Ausführungen
verwiesen. Das Gehäuse 9 weist im Bereich zwischen den beiden
Ballons 8 zwei Öffnungen 72, 74 auf, durch die in einer
Ausführungsform Medikamentenflüssigkeit abgegeben wird, die über
zwei Flüssigkeitsleitungen 71, 73 mittels einer
Medikamentenpumpe 75 (nicht gezeigt) eingebracht wird
(Anspruch 24). Die Leitungen 71, 73 werden ebenfalls durch das
Innere des flexiblen Zuleitungsrohres 5 geführt. Alternativ kann
eine der Flüssigkeitsleitungen (71 oder 73) zur Abgabe eines
flüssigen Medikamentes dienen, während durch die andere
Flüssigkeit aus dem abgesperrten Gefäßraum abgesaugt wird
(Anspruch 21). Die beiden entsprechenden Leitungen 71 und 73
sind dann mit einer Medikamentenpumpe verbunden.
Alternativ ist es möglich, daß die Vorrichtung nur einen
Absperrballon 8 aufweist, wobei die Zuführungsleitung für das
medikamentenhaltige Fluid identisch ist mit der
Druckerzeugungsleitung 11 zum Aufblasen des Ballons. In einer
solchen Ausführungsform weist der Ballon Öffnungen, z. B.
Perforationen auf, durch die das medikamentenhaltige Fluid in
die Umgebung austreten kann (Anspruch 19). In einer weiteren
Ausgestaltung kann der Katheter auch mehrere Ballons aufweisen,
die dieselbe Funktion haben wie der als letztes beschriebene
Ballon 8.
Die künstliche Strömungsführung 10 ist auch in Fig. 11 integral
mit dem flexiblen Zuleitungsrohr 5 verbunden. Durch das Innere
des Zuleitungsrohres 5 führt ferner die Energie- bzw.
Kraftübertragungsleitung 6 von einer - nicht zwingend zur
beanspruchten Vorrichtung gehörigen -, im Arbeitszustand des
Katheters außerhalb des Körpers befindlichen Antriebseinheit 7
bis zur Pumpe 1. Die Ausführungsform der Fig. 11 zeigt auch
eine Dichtung 13 gemäß Anspruch 4, mit der das Lumen der
künstlichen Strömungsführung in das flexible Zuleitungsrohr
abgedichtet ist. Der Pfeil 18' bezieht sich auf den Teil des
Katheters, der in den Körper gelangt, der Pfeil 18 auf die
Teile, die außerhalb bleiben.
Die Erfindung ist selbstverständlich nicht auf
Medikamentierungskatheter mit nur einer Pumpe oder mit nur einem
Ballon beschränkt. Bezüglich der Anordnung mehrerer Pumpen gilt
das weiter oben bereits gesagte.
Das mit der künstlichen Strömungsführung verbundene flexible
Zuleitungsrohr 5 und die darin angeordnete Energie- bzw.
Kraftübertragungsleitung wurden bereits oben detaillierter
beschrieben; die dort dargelegten allgemeinen und speziellen
Aspekte gelten selbstverständlich auch für den
Medikamentierungskatheter.
Die Fig. 12 und 13 erläutern, wie ein Katheter mit zwei
Ballons verwendet werden kann: Bei der
Medikamentierungsdilatation wird der Funktionsbereich des
Katheters an der Verengungsstelle des Gefäßes plaziert. In einer
Ausführungsform mit nur einem Ballon, der perforiert oder porös
ist oder sonstige Austrittsöffnungen aufweist, wird dieser durch
die austretenden Therapeutika unter Druck gesetzt (nicht
gezeigt). Bei Einsatz von zwei Absperrballons werden diese
bevorzugt gleichzeitig ausgedehnt, um eine weitestgehende
Absperrung des zu behandelnden Gefäßbereiches zu erreichen. Mit
dieser Katheterform sind höhere Therapeutikakonzentrationen bei
der Behandlung möglich. Die Pumpe erhält dabei den
Flüssigkeitsstrom zwischen den getrennten Gefäßbereichen
aufrecht (Fig. 13).
Zu Lysebehandlung von Ablagerungen in Gefäßen werden geeignete
Medikamente wie Streptokinase, Urokinase oder rt-PA
(Plasminogen) o. ä. über den Zuleitungsschlauch eingeführt. Die
Lösungskonzentration der Therapeutika wird entsprechend der
verwendeten Systemausführung eingestellt.
Bei der medikamentösen Behandlung von Gefäßneubildungen,
Gefäßarteriosklerose, Restenosierungen und anderen Indikationen
werden geeignete Medikamente über den Zuleitungsschlauch
eingeführt. Beim Doppelballonsystem kann das Flüssigkeitsvolumen
aus Therapeutika, Körperflüssigkeit und ggf. gelösten Partikeln
über eine der beiden Flüssigkeitsleitungen, die in Fig. 13 mit
75 bezeichnet sind und dort die Abgabe von Medikament
symbolisieren sollen, umgekehrt wieder abgesaugt und durch neue
Therapeutika ersetzt werden. Um dies ohne das Zusammenfallen des
Schlauches durch den wirksamen Umgebungsdruck zu erreichen, kann
eine zusätzliche Medikamentenpumpe verwendet werden. Diese wird
bevorzugt in den Funktionsbereich des Katheters integriert
(Anspruch 22). Eine solche Pumpe könnte auch als weitere
Funktion die Aufgabe der Zerkleinerung von größeren gelösten
Zellpartikeln übernehmen. Die Funktionsweise einer solchen
Medikamentenpumpe kann kontinuierlich oder intermittierend sein.
Nach der lysierenden Medikamentierung erlaubt das
Doppelballonsystem auch eine nachfolgende
regenerationsunterstützende Behandlung.
Nach der Behandlung werden die Ballons verkleinert und der
Katheter entfernt.
Beispiel für eine erfindungsgemäß einsetzbare Pumpe (1):
Die Fig. 14 zeigt eine Schemaskizze einer Pumpe 1, die in einer
Größenordnung von bevorzugt unter 10 mm Durchmesser liegt, die
aber mit Fertigungsverfahren der Draht- und Senkerosion auf
Größenordnungen reduzierbar ist, die unter 2,5 mm Durchmesser
liegen. Die Länge der Pumpe beträgt im letzteren Fall etwa 4 mm,
gemessen in Achsrichtung 100.
Die Mikropumpe 1 besteht aus einer Hülse 60, in der fünf
Funktionselemente teilweise beweglich und teilweise fest
integriert sind. An jeder Stirnseite der Hülse 60 ist jeweils
ein Stirneinsatz 41 bzw. 42 vorgesehen (42 zur Hälfte
weggelassen), die eine außermittige Bohrung zur Aufnahme einer
Pumpenachse 50 aufweisen. Die Bohrungen fluchten entlang einer
ersten Achse 100, die gegenüber der Mittenachse 101 der Hülse 60
geringfügig nach radial außen versetzt ist.
Die beiden Stirneinsätze 41, 42 sind axial beabstandet, und
zwischen ihnen sind zwei miteinander rotierende und ineinander
kämmende Rotoren vorgesehen, ein Außenrotorteil 30 und ein
Innenrotorteil 20. Der Innenrotor 20 hat nach außen gerichtete,
umfänglich gleichmäßig beabstandet verteilt angeordnete Zähne.
Die Zähne kämmen mit dem Außenrotorteil 30, das nach innen
offene Nuten aufweist, die umfänglich gleichmäßig beabstandet
sind und in ihrer Gestalt zu den Zähnen so passen, daß jeder
Zahn des Innenrotors eine in axialer Richtung gerichtete
Dichtlinie auf der Innenfläche des Außenrades bildet. Alle
Dichtlinien bewegen sich in der Antriebsrichtung A um die Achse
100.
Das Innenrad 20 beschreibt zusammen mit der Antriebsachse 50
eine Rotationsbewegung, ein Antrieb kann über eine längere
biegsame Welle eine Drehbewegung A einkoppeln, es kann auch ein
elektrischer Antrieb direkt an der Achse 50 angeordnet sein.
Während die Drehachse 50 zusammen mit dem fest daran
angeordneten Innenrad 20 und das Außenrad 30 drehbar sind, sind
die anderen Teile der Mikropumpe - die Stirneinsätze 41, 42 und
die sich über die Länge der Pumpe 1 erstreckende Hülse 60 -
umfänglich fest miteinander verbunden. Die Achse 50 ist
drehgelagert in den Bohrungen der Stirneinsätze 41, 42, ebenso
drehgelagert ist das Außenrad 30 in der fest stehenden Hülse 60.
Damit bewegen sich bei einem Drehantrieb über die Achse 50,
repräsentiert durch einen Winkelgeschwindigkeits-Vektor A,
sowohl das Außenrad 30 als auch das Innenrad 20 unter
rotatorischer Bewegung der Dichtungslinien und gleichzeitiger
sich bei der Drehung verändernder Kammervolumina 20a, 30a
zwischen dem Außenrad und dem Innenrad.
Die Kammervolumina werden dabei in Richtung zum geringsten
Abstand der Achse 100 der Drehachse 50 von der Hülse 60 hin
jeweils kleiner, womit die in ihnen geförderte Flüssigkeit unter
erhöhten Druck gesetzt wird, während sie sich auf der anderen
Seite nach Überschreiten des geringsten Abstandes zwischen
Achse 100 und innerer Mantelfläche 61 der Hülse 60 wieder
vergrößern.
Zusammen mit nierenförmigen Öffnungen 41n, 42n in den
Stirnseiten, die so angeordnet sind, daß ihre geringste radiale
Breite jeweils an dem Ort beginnt, an dem der Abstand zwischen
der Achse 100 und dem Innenmantel der Hülse 60 am geringsten
ist, während sich ihre maximale radiale Breite an dem Ort
befindet, der nahe dem größten Abstand von Achse 100 zu der
inneren Mantelfläche der Hülse 60 liegt, wird eine Förderpumpe
erhalten. Die Einström-Niere, die sich auf der Seite der
Zuströmung der zu fördernden Flüssigkeit V' befindet, ist
gegensinnig zu derjenigen Ausströmniere 42n gelagert, die in der
erwähnten Figur am Ausströmort des unter Druck geförderten
Fördervolumens V dargestellt ist. Die Figur zeigt also an der
Ausströmseite eine Ausström-Niere, die sich in der gezeigten
Drehrichtung A der Pumpe vom geringsten Abstand der Achse 100
zum größten Abstand der Achse 100 von der inneren
Mantelfläche 61 hin verbreitert, während sich die Einström-
Niere 41n in dem Stirneinsatz 41 befindet und sich mit ihrer
größten radialen Breite vom Ort des größten Abstandes der
Achse 100 zur inneren Mantelfläche 61 zum geringsten Abstand der
Achse 100 von der inneren Mantelfläche 61 der Hülse 60 in ihrem
radialen Ausmaß verringert.
Die Abmessung und die Breitenveränderung der beiden Nieren sind
abgestimmt auf folgende Kriterien:
- - Die Nieren müssen kleiner sein als die entsprechenden
Halbkreisflächen der Stirneinsätze 41, 42.
- - Ein Kurzschluß der Förderung, d. h. eine durchgehende
Verbindung zwischen der Einlaß-Niere und der Auslaß-Niere
wird in allen Drehpositionen verhindert.
- - Der Ein- und Auslaßquerschnitt der Nieren - die radiale
Abmessungsveränderung - orientiert sich an dem
Fußkreisdurchmesser des Außenrades 30 und dem
Fußkreisdurchmesser des Innenrades 20, wobei die
Querschnittsfläche so groß als möglich gewählt werden
sollte, um geringen Druckverlust zu erhalten, allerdings bei
Einhaltung der erwähnten Dimensionierungsvorschrift.
Die beiden Nieren können alternativ auch als gekrümmte Nuten in
die innere flache Wandung der Stirnseiten eingebracht sein,
wobei dann jeweils eine zylindrische Bohrung jeweils in
Achsrichtung der Pumpe als Auslaß und Einlaß vorgesehen wird.
Das erhöht die Stabilität, die bei den geringen Bauelementgrößen
nicht unwichtig ist.
Eine Einzelfertigung der aus nur sechs Bauelementen bestehenden
Pumpe ist möglich mit der erwähnten Draht- und Senkerosion,
wobei alle Pumpenteile mit Zylinderkoordinaten ausreichend
beschreibbar sind, was für die Fertigung bedeutet, daß eine
Dimension keine zusätzliche Bearbeitung benötigt. Die
Stirneinsätze 41 und 42 sind mit Drahterosion fertigbar. Die
Achse 50 ist ohnehin zylindrisch, der Innenrotor 20 ist
ebenfalls mit Drahterosion fertigbar, ebenso wie der
Außenrotor 30. Die Hülse 60 schließlich ist auch ein Pumpen-
Bauelement, das mit Drahterosion gefertigt werden kann.
Werden die zuvor erwähnten nierenförmigen Einlaß- und Auslaß-
Nuten in den Innenseiten der Stirneinsätze 41, 42 gefertigt, so
kann dafür die Senkerosion eingesetzt werden.
In großen Stückzahlen können Kunststoff- oder Metall-
Spritzgußverfahren zur Anwendung kommen. Als Werkstoff für die
Fertigung der Mikropumpe empfiehlt sich hartgesintertes Metall,
das eine geringe Verspannung aufweist, leicht mit der Draht- und
Senkerosion bearbeitet werden kann und medizinisch verträglich
ist. Werden die Erosionsverfahren eingesetzt, so muß auf
elektrische Leitfähigkeit des Werkstoffes geachtet werden, wird
ein Keramik-Spritzgußverfahren eingesetzt - mit Formen, die z. B.
durch Draht- und Senkerosionen gefertigt sein können - so ist
die elektrische Leitfähigkeit des Werkstoffes der Mikropumpe
nicht mehr erforderlich.
Die anhand der Figur und des Fertigungsverfahrens beschriebene
Pumpe läßt sich ohne weiteres in den zuvor beschriebenen
Vorrichtungen zur aktiven Strömungsunterstützung verwenden. Der
erwähnte Antrieb A kann durch eine dünne, biegbare Welle
vorgenommen werden. Der Antrieb A kann durch ein direkt an der
Pumpe oder davon leicht beabstandeten Elektromotor mit
elektrischer Zuführungsleitung bewirkt werden. Der Antrieb der
Mikropumpe kann aber auch durch einen mit Flüssigkeit
angetriebenen Motor erreicht werden, der in gleicher Weise
gefertigt wird und das gleiche Aussehen hat, wie die
beschriebene Pumpe, nur ist bei dem Motor ein fluidischer
Antrieb durch die Zufluß-Niere 41n mit einem Schlauch gewählt,
der an dem Stirneinsatz 41 fest angeordnet ist.
Da die Hülse 30 bei dem fluidischen Mikromotor fest an dem
Außenrad 30 angebracht ist - beispielsweise durch Kleben oder
einen Paßsitz oder durch eine Schweiß- oder Lötverbindung - wird
die Hülse 60 gedreht und kann ihre Antriebskraft auf den
Antrieb A der Pumpe übertragen. Der Antrieb der Pumpe kann
- statt über die Achse 50 mit der Drehrichtung A - auch über die
Hülse 60 erfolgen. Ebenso ist es möglich, die Antriebsrichtung
umzukehren, um dann auch die Förderwirkung der Mikropumpe in
eine Förderrichtung gegen die Pfeilrichtung zu erreichen.