本发明属于电气工程和机械领域，尤其有利地用于医学工程领域。
背景技术：
具体地，本发明涉及向通道供给液体。举例而言，可能有必要用液体填充通道，以冷却该通道的壁或者冷却或润滑布置在通道中的移动部件和/或使这些部件不含气体。为此目的，原理上已知的是，对这种类型的通道例如套管(cannula)供应冷却液和/或润滑液。原理上，可以利用泵移动所述液体到通道中或通过该通道。
此处，特别是在医疗应用的情况下，通常重要的是，一方面通道中不产生有待由通道中的液体运输的磨损零件，另一方面液体移动通过通道的速度要尽可能的慢且精确地被控制。此外，也可能希望最小化来自通道的液体损失。
现有技术，例如de202005021999u1公开了一种具有传输来自导管的热交换流体和向导管传输热交换流体的泵的热交换系统。描述了叶轮形式的流量检测器，其中，由所述热交换流体移动的叶轮的旋转速度对应于流速。叶轮的速度由光屏障从外部测量，叶轮的单个叶片每次经过所述屏障时测量被中断。
由dd202805a1已知，用于医疗用途的隔膜泵用来运送小体积的胰岛素。其中，还描述了一种搏动输送模式。
de69409587t2公开了一种用于冲洗具有向外返回的通道的导管的方法，以最大可能地将导管内的沉积最小化。尤其是，其中，描述了搏动冲洗(pulsatingflushing)，其可通过电磁阀来控制。
技术实现要素：
针对现有技术的背景，本发明的目的因此是创造一种用于向通道供给液体的供给装置和一种用于操作这种供给装置的方法，其中，找到了一种设计简单的方案，其使得可以受控的方式控制液体以缓慢的流速流动。
根据本发明，通过以下所述的供给装置和方法来实现该目的。
一种用于向通道供给液体的供给装置，其中，所述供给装置具有布置在所述通道的彼此隔开的位点上的至少两个泵，并给所述至少两个泵中的每个泵分配一个传感器，以及具有控制装置，所述控制装置连接到所述传感器，并根据所述传感器的检测值在所产生的压力和/或输送速率方面独立地控制所述至少两个泵中的至少一个泵，所述至少两个泵中的所述至少一个泵转而控制供给到所述通道中的液体；
一种用于操作向通道供给液体的供给装置的方法，其中，所述供给装置具有布置在所述通道的彼此隔开的位点上的至少两个泵，所述至少两个泵中的至少一个泵的至少一个操作参数的参数值以彼此协调的方式被控制，所述至少两个泵中的所述至少一个泵转而控制供给到所述通道中的液体；
一种中空导管，具有前述的供给装置；
一种导管泵，包括前述的中空导管。
特殊实施例描述如下。
所述至少两个泵中的至少一个泵是隔膜泵；
所述传感器是液体压力传感器；
所述传感器是电传感器，用于检测所述至少两个泵中的所述至少一个泵的电力消耗；
所述电传感器用于检测所述至少两个泵中的所述至少一个泵的电流消耗；
所述传感器是流速传感器；
所述至少两个泵中的所述至少一个泵的协调参数值是按照固定的模式随时间可变的；
所述至少两个泵中的所述至少一个泵的协调参数值是在启动阶段后随着时间周期性地改变；
在所述通道的一个位点或彼此隔开的多个不同位点处检测液体压力，所述至少两个泵中的所述至少一个泵的协调参数值彼此按比例设置，所述比例以预定的方式依赖于所述通道中的所述液体压力的检测值；
所述至少两个泵中的所述至少一个泵的协调操作参数是所述至少两个泵中的所述至少一个泵产生的液体压力的相应的值，或者是所述至少两个泵中的所述至少一个泵的相应的输送容量，或者是所述至少两个泵中的所述至少一个泵的相应的流速；
在所述至少两个泵之间设置流速的固定压力差和/或流速的固定差；
所述至少两个泵的流速的差小于每天100毫升；
所述至少两个泵的流速的差小于每天10毫升；
所述至少两个泵的流速的差小于每天1毫升；
所述至少两个泵中的所述至少一个泵是以液体的运动方向被逆转的方式而被控制的；
所述中空导管包括在所述中空导管内可转动的轴。
在所述中空导管内布置有柔性轴；
所述导管泵是用于心脏中的心室内操作的导管泵。
因此，本发明涉及一种用于操作向通道供给液体且具有隔膜泵的供给装置的方法。该方法的特征在于，所述隔膜泵在所产生的压力和/或输送速率方面受控制。
根据本发明，还提出了一种具有至少一个隔膜泵的向通道供给液体的供给设备。该装置具有控制装置，该控制装置在所产生的压力(在一些实施例中还可包含负压或真空)和/或输送速率方面控制所述泵。
本发明另外涉及一种中空导管和/或一种导管泵。此处，重要的是，中空导管和导管泵都具有本发明的供给装置，用于根据本发明的方式冲洗所述中空导管或导管泵的通道。
一种实施方式涉及，相应配备的中空导管具有可旋转轴位于该中空导管内(优选通道内)。
根据另一个实施例，可旋转轴同样穿过导管泵，所述导管泵优选包含本发明的中空导管。此处，特别有利的是，该可旋转轴为柔性的。对于左心脏辅助系统的实例，该系统从腿部动脉引入心室内并前进直到其到达心脏的左心室，这意味着这种泵包含在身体外部被驱动且驱动心脏中的转子的可旋转轴；该轴必须有足够的柔性使其例如可以遵循主动脉弓的曲率，但仍可以高速旋转。要被冲洗的腔/通道中的可旋转轴应当可在高旋转速度下操作，所述高旋转速度例如可以是每分钟超过10,000转。
本发明的供给装置此处确保了通过本发明的供给装置的液体供应，例如，为了确保在中空导管或导管泵内不存在空气，也为了润滑该柔性轴。
本发明还涉及一种用于操作向通道供给液体并且具有布置在通道的彼此隔开的点处的两个泵的供给装置的方法。此处，两个泵的至少一个工作参数的参数值以彼此协调的方式被控制。
原则上，通过单个泵来移动液体穿过通道是已知的且可行的。但是，由于本发明的特征，特别是使用多个泵，因此当所述泵的操作参数彼此协调时，可以例如设置共同的压力水平同时保持通道的送入区域和排出区域之间适当的压力差。
也可以由两个协调的泵以如下方式控制流速：一方面通过通道的一定流速可以被设置，另一方面在入口和出口区中的液体的损失率或在通道内出现泄漏/开口的情况下的液体的损失率可以被设置，特别是限定为某一值。
为了实现特别良好的可调节性和因此实现供给装置的操作的可控性，隔膜泵本身应特别适用于生产供给装置。可以在流量，即流速，方面特别精确地且可重复地对隔膜泵进行控制。
当在通道中彼此隔开的两点上有利地检测液体压力时，可以特别有效地控制供给装置。特别是，检测液体压力的各点可以分别被分配到各个泵，通过压力检测，可以通过对泵的控制来提供吸入压力和超压的最佳比率。这种控制特别是在以下情况下是重要的：当通道没有环行地闭合而是具有进气区(在该进气区中，液体从外部的液体贮存器被输送到通道中)和/或具有排出通道(液体通过该排出通道从上述通道被排出到收集贮存器中)时。
相应的多个压力传感器可以分别安装在通道中，但也可以在各个泵中集成为一个。
在本发明的方法的情况下，已被证明特别有利的是，所述两个泵的协调参数值以固定的模式随时间可变，并且特别是在启动阶段后随时间周期性地变化。举例而言，在启动阶段，至少一个泵的容量可以慢慢增加。然而，也可以寻求容量峰值(性能峰值)，使得液体最初以高流速流动通过该通道，其中在启动阶段后，流速再次降低。
与启动阶段的配置无关，至少一个泵的压力可以被控制，使其周期性地上升和下降，或者可以相应地设置周期性地上升和下降的流速。而这在以下情况下特别有利：当在通道内设置移动部件时，例如套管内可驱动的轴，由于磨损该轴转而释放小的颗粒。这些颗粒通常不沿着通道进一步移动，但是尽管如此，该液体还是要被运输的。改变所述泵的操作参数使得能用液体有效冲洗通道，其中非稳定流达到通道的所有部分。由于液体的流速较慢的阶段，颗粒开始在流中停滞，使得可以最小化粒子沿着通道的运输。
除了每个单独的泵的容量(性能)的变化，泵的参数的变化也可以是，例如，由泵产生的容量(性能)差或压力差的变化。压力差确保了液体的加速，并从而确保了相应地周期性地波动的液体运输的周期性波动压力差。
下文中，液体将理解为是指用于冲洗轴的液体。在一些示例性实施例中，这不是要被泵输送的液体，但待由泵递送的痕量或少量液体也可进入该通道。在其它示例性实施例中，要由泵运送的液体可以是用于冲洗的液体。
根据本发明的另一有利实施例，所述两个泵的协调参数值彼此按比例设置，该比例以预定的方式依赖于通道中的液体压力的检测值。以这种方式，通道中的液体压力或液体压力差可以周期性地被控制。
泵的输送容量可以基于不同的被测量(measurands)来确定。在一些示例性实施例中，用于确定输送容量的被测量或操作参数为隔膜的行程频率和/或隔膜的行程高度和/或隔膜的偏转量。此处，为了确定输送容量，可以考虑上述被测量之一或至少两个上述被测量的组合。在某些示例性实施例中，用于确定输送容量的另一种可能性是泵的电功率消耗，特别是在考虑了当时的液体压力的情况下。
因此，两个泵的协调操作参数可以是，例如各自的输送容量。例如，输送容量的一定差异也可能设置在这两个泵之间。那么这可能导致，例如液体在通道的过程中运输时产生一定的损失率。
根据本发明的另一个实施例，两个泵的协调操作参数是由泵所产生的液体压力的各个值。在通道中，液体压力可以特别容易地且准确地被检测，使得例如压力值的某一商值或压力值的某一差值可以通过对泵的控制来设置。为了避免具有死水区域的稳定流，商值和/或差值也可以设置成是周期性变化的。
根据本发明的另一有利实施例，两个泵的协调操作参数是泵的相应的电力消耗。为了这个目的，可以分配给每个泵一个电传感器，用于检测所述泵的电力消耗，特别是用于检测电流消耗。
有利的是，两个泵的协调操作参数可另外为泵的相应的流速。流速可通过例如流量计传感器，或者还可以通过泵的操作参数的记录，例如功耗和当时的流体压力分别进行检测。
此外，可以在两个泵之间有利地设置流速的固定的压力差和/或固定差。此处，两个泵的流速差尤其可以小于每天100毫升，特别是小于每天10毫升，或小于每天1毫升。
设置通道的开口处相应的损失率。举例而言，通道可以具有运输通道和返回通道，其中，所述运输通道终止于，例如设置在套管端部的血液泵，并且返回通道开始于该同一点。产生流速差的一些液体则可以流过例如血液泵，冲洗血液泵，并且在被植入状态下可以排入患者体内。在本发明的一个改进中，选择生物相容、健康兼容的液体，例如盐溶液，作为这样的应用中的液体。
利用该方法的操作的一个有利形式，液体的运动方向可另外被反转。这种液体运动方向的反转可以周期性地或仅在特定情况下提供。在用于冲洗泵导管的情况下，通常选择液体的传输方向为从导管的近端到导管的远端和经过返回通道返回到收集容器中。
本发明还涉及一种用于操作供给装置的方法，并涉及向通道供给液体的供给装置的设计，所述供给装置具有至少两个泵，特别是隔膜泵，其被布置在通道的彼此隔开的点处，并且所述供给装置还具有控制装置，该控制装置独立地在所产生的压力和/或输送速率的方面控制所述泵。
所述控制装置必须以这样的方式设计：其允许各个泵的协调控制。它可以被分配给其中一个泵或者也可以形成为单独的中央控制单元。所述控制装置还可用于调节泵的操作参数，然后被连接到传感器，以便检测测量值。
举例而言，可以分配给每个泵一个液体压力传感器。于是可通过所述控制装置，在吸入压力和超压之间设置一定的压力比，或者可设置由两个泵产生的压力的某个商或一定的压力差。
由于用于确定泵的输送功率的被测量可以是取决于压力的，因此当泵的功率消耗被检测并反馈给控制装置时，泵可以例如作为压力传感器进行操作。然而，功率消耗也可以是通过相应的泵获得的流速的指示器，并可由此被检测。为了这个目的，另外通常要考虑到当时的液体压力，使得采用这种类型的操作可有利地同时操作压力测量传感器。
然而，也可以提供流速传感器，各个流速传感器分别被分配给其中一个泵。于是在第一和第二泵的区域中的流速的一定比率或预定差值可通过控制装置来设置。这种流速差可以被控制，例如以便也能周期性变化。
附图说明
将在附图中示出本发明，并且基于示例性实施例对本发明进行说明。在附图中：
图1示出了具有可驱动轴和本发明的供给装置的中空导管；
图2示出了具有在远端固定以在血管中工作的旋转泵的中空导管末端的纵截面；
图3示出了中空导管的横截面；
图4示出了另一中空导管的横截面；
图5示出了用于操作供给装置的方法的顺序；
图6示出了再现流速随时间过程的三个不同变体的曲线图；以及，
图7示出了再现液体压力随时间过程的曲线图。
具体实施方式
图1示出了中空导管1的纵向截面图，其中在下部区域示出了医疗用途的近端，端1a，且在上部区域示出了远端1b。举例而言，可在中空导管1的远端提供可植入的血液泵，尤其用于在血管和/或心脏腔室内操作。
可旋转地驱动的轴2在中空导管1内延伸。其用于例如驱动血液泵，且在其近端2a被连接到驱动马达3。所述轴2可在馈通部4(feedthrough)的区域中被引入联接壳5中，其中，所述馈通部4被配置为，通过由密封件来防止介质沿轴进入到联接壳5中或从联接壳5中流出。
然而，该解决方案还可以想到的是，旋转驱动运动是通过经由联接壳5的闭合壁的磁耦合传送的，其中第一磁体元件6在联接壳内被磁耦合到第二磁体元件7，该第二磁体元件7在联接壳5外部被紧固在连接到电动机3的轴端上。于是轴2在电动机3与其在联接壳5中的进一步延伸之间具有中断，并且联接壳5的相应壁连续地形成且没有开口。磁体元件6、7作为一种选择以虚线的方式在图1中示出。
驱动轴2例如由绞合线制成，尤其是以捻合或成股的形式，或者其形成为螺旋弹簧，或通过由螺旋弹簧包围芯而形成为前两种变型的组合，以便一方面能够转移在每分钟几千转的区域中的高旋转速度，且另一方面能够在此过程中是柔性的。
一方面为了在操作期间冷却这种轴，另一方面为了通过润滑减少摩擦，通常在形成于中空导管1中的通道8内提供冷却润滑液，并且该冷却润滑液有利地是生物相容的。该冷却润滑液经由流入通道9供给到联接壳5，并且沿通道8被运输。为此目的，流入通道9被连接到第一泵，所述第一泵在示例性实施例中形成为隔膜泵10。本文中的隔膜泵具有以非常可靠和可再现的方式受控制的属性，以便能够以精确的方式控制产生的压力和流速。使用磁致动隔膜泵已被证明在这样的背景下是特别有利的。因此，图1中示出了磁体装置10a，其作为隔膜泵10的驱动器，其中，所述磁体装置10a由电控装置11致动。
隔膜泵10从流入贮存器12吸入液体，如箭头13所示，并以可调的流速和可调的压力经由流入通道9将其运输到联接壳5中。该液体分散在联接壳5中并且尤其在箭头14的方向上沿通道8在中空导管的远端1b方向运动。当轴2具有至少部分螺旋形的外轮廓并以合适的旋转方向旋转时，沿通道8的运动可以通过例如轴2的旋转进行辅助。
尽管轴2的旋转可辅助液体沿通道8的运动，但在一些示例性实施例中，轴的旋转对输送容量的贡献是可以确定的，以便由此适应一个(或多个)泵的输送容量。换言之，由于轴的旋转而提供的输送容量由泵的输送容量的改变而补偿。于是，基于轴的旋转对输送容量的确定也可以被理解为扰动变量，该扰动变量由泵的输送容量的改变而补偿，以确保预定的输送容量通过通道。轴8的输送容量可尤其取决于轴的旋转速度、轴上可能的磨损、导管的偏转等。虽然这些变量可以被确定，但由泵补偿所得到的轴的输送容量通常更容易。
每小时微升或毫升范围内的流速，通常可以通过隔膜泵10的致动进行设置。
为了能够适当地控制或调节相应的流速和/或压力，在通道8中提供至少一种合适的传感器15并且所述传感器15通过通信线16连接到控制装置11。传感器15可形成为，例如压力传感器、流速传感器或用于检测压力和流速的组合传感器。
在所示出的示例性实施例中，传感器15被分配给第一隔膜泵10并且检测由该第一泵生成的压力和/或相应的流速。
根据图1的示例性实施例，通道8在纵向方向上被分成第一通道区8a和第二通道区8b，其中，液体在从联接壳5到中空导管1的远端1b的方向上沿箭头14的方向流经所述第一通道区8a，第二通道区8b形成为返回通道。因此，这两个通道区8a、8b是串联连接的并且一起形成所述通道8。
返回通道8b可以与第一通道区8a隔开，例如由分隔壁17隔开，如图3所示，或者，第二通道区/返回通道8b可以由套管18形成，所述套管18在中空导管1内延伸。该变型方案在图4中以横截面示出。
根据图1，返回通道8b以这样的方式形成：它使得液体回流进入联接壳5中，并从那里进入第二隔膜泵19中。第二隔膜泵19可有利地形成为具有磁体装置19a的磁隔膜泵，该磁体装置19a由控制装置11致动并形成为隔膜泵19的驱动器。隔膜泵19抽吸来自返回通道8b的液体并引导该液体经由排出通道20进入排放贮存器21。
控制装置11另外地连接到第二传感器22，与第一传感器15相似地，所述第二传感器22可以形成为流路传感器和/或压力传感器并被分配给返回通道8b并由此分配到第二隔膜泵19。举例而言，返回通道8b的流速或第二隔膜泵19的吸入压力可以由第二传感器22检测。由第二传感器22检测出的参数经由第二通信线23被供给控制装置11。
控制装置11转而连接到供电连接部11a，供电连接部11a向控制装置供给低的直流电压(低电压)。控制装置11产生脉冲，该脉冲供给到磁体装置10a、19a，以驱动第一和第二隔膜泵10、19。由第一和第二隔膜泵10、19产生的流速和/或压力可以通过由控制装置11所产生的脉冲的频率和行程(stroke)来控制。
作为使用具有可驱动轴的中空导管的例子，图2示出了可植入的血液泵24，其形成为具有含有输送元件的转子25的旋转泵。转子25被直接连接到轴2，轴2安装在旋转轴承26中转子25的远端处的血液泵的壳体27内。血液泵24在箭头29、30的方向上经由在其远端处的抽吸开口28抽吸血液，并将其向外运输，经过由流出管31形成的环形通道32而穿过中空导管1进入血管(未示出)中。
轴2被安装在衬套轴承33中的中空导管1的端部，所述衬套轴承33一方面允许高旋转速度，另一方面要尽可能的紧密，以防止或限制沿轴2的液体交换。特别是，要防止血液从血液泵24的壳体27的内部传递到中空导管1中，即进入通道8。
在图2中，分隔壁17以虚线的方式示出，用来表示通道8的第一通道区8a和第二通道区/返回通道8b之间的分离。从而使得液体可以通过第一通道区8a在箭头34的方向上向中空导管1的远端流入，并且可以通过通道8的第二通道区8b在箭头35的方向上返回流动。因此，可以沿旋转轴2整个长度向其供给液体。
为了防止血液流入通道8中，可在中空导管1的内部，即通道8内，设置液体的过压，使得液体以很慢的流速从通道8流入血液泵24的壳体中，如箭头36、37所示。举例而言，在此可设置每天几微升或几毫升的流出速度，它表示第一通道区8a中的供给速率与返回通道8b中的返回速率之间的差值。该差值可以设置且作为第一泵10和第二泵19之间的输送速率的差值来测量。
在图5中示出了用于操作所示供给装置的方法的流程图。在第一步骤38中，对通道8，包括联接壳5，进行排气，使得能通过第一泵10供应液体。对通道8和泵进行排气(其速度可调节)后，在第二步骤39中确定要通过通道8移动的液体的运动方向(向前/向后)。隔膜泵10、19和贮存器12、21可允许液体沿两个方向运动。由隔膜泵10、19所产生的压力根据液体的移动方向设置。
在第三步骤40中，确定泵的容量(性能)是否要手动设置。如果要手动设置泵，则经由路径40a进行过程的其余部分，并且在步骤46中，设置两个泵的压力和/或流速。当冲洗速度，即通过通道8的流速，较小且恒定时，通常选择这个变型方案。
如果要选择手动致动，则后续的路径经由箭头40b进行，并且在第四步骤41开始泵的自动致动。为此目的，在步骤41中，首先在两个压力传感器15、22处检测压力，根据此计算压力差，并且由此在第五步骤42中通过控制装置11的相应脉冲计算出的泵10、19的致动。此处，所寻求的压力差也可随时间变化，例如周期性地变化。
在第六步骤43中，所产生的压力差与目标压力差相比较。如果实际压力差对应于目标压力差，则该压力差或者例如由此计算的冲洗速率从而在第七步骤44中指示，该方法在第八步骤45结束。该方法的结束意味着供给装置处于稳定的运行状态，并且泵10、19被致动，并相应地运行。如果在第六步骤43中确定了实际压力差不对应于目标压力差，则该方法经由路径43a跳回至第四步骤41，在第四步骤41中，测量压力差，并根据此在调节步骤中确定泵的新的致动。
取代对差异压力的压力测量和相应的压力调节，也可测量流速并且将相应的流速差设置为控制变量。
图6中示出了流速随时间的典型过程的三个示例性变型方案。流速在图的y轴上以每单位时间的体积来表示，而时间绘制在x轴上。例如，第一曲线48表示流速，由传感器15或传感器22测得，其中，所述流速在大部分时间内为常数，但流速也时常发生变化，例如每二十秒或在每种情况下在几分钟后，由于流速的临时增加49、50而发生变化。因此，不存在形成于通道8内的稳定流，所述稳定流可能保持通道的某些区域像所谓死水区域一样原样不动，使得位于其中的液体不会进一步移动。流速的变化产生湍流和非稳定流条件，而这也终止了死水区域并交换其中的液体。
流速的相应控制的另一个目的是尽可能的防止位于液体中的颗粒进一步移动，使得这些颗粒不会在血液泵区域内通过轴承33排出，如图2所示，并且不会进入患者体内，其中所述颗粒例如由旋转轴2的磨损产生。
如果由两个传感器15、22所检测的流速绘制在同一图中，可以设置具有特别明显的流速差异的增加的流速，例如特别是在区域49、50中，这表明这些区域49、50中的一些液体以很小的量间歇地从通道8离开，并且进入血液泵的泵壳体内部，并因此从轴承33冲洗存放在那里的任何量的血液。
在流速过程的第二变型方案51中，流速围绕恒定过程52周期性地变化，例如以正弦曲线的形式。因此，提供不断变化的流，该流具有同样地不断改变并且保证通道8的所有区域中的液体交换的流动条件。
在以曲线53示出的第三变型方案中，除了流速的临时周期性增加54，流动方向也是相反的，基于流速的减少55的实例示出。流动的逆转导致通道8中液体的流动方向的变化，并且因此同样导致死水区域中的液体交换。流动方向的这种反转可例如间隔五到十分钟出现。
在图7中，将测得的压力值随时间t绘制在y轴上，其中第一曲线56表示传感器15的区域中的压力，第二曲线57表示传感器22的区域中的压力。可以看到，在两个区域58、59中，压力通过第一隔膜泵10暂时增加，而在返回线路的区域中，通过传感器22检测到，压力保持不变。这导致在压力增加区域58、59中，液体通过轴承33流入泵壳中，从而缓解通道8中的压力。
通过上述发明，提供了为血液泵的空心导管的冲洗装置形式的供给装置，其中使用了几个耐磨部件并因此可以在很长一段时间内确保期稳定运行并具有低的液体损耗。