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WO2011131766A1 - Herzunterstützungsvorrichtung - Google Patents

Herzunterstützungsvorrichtung Download PDF

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WO2011131766A1
WO2011131766A1 PCT/EP2011/056448 EP2011056448W WO2011131766A1 WO 2011131766 A1 WO2011131766 A1 WO 2011131766A1 EP 2011056448 W EP2011056448 W EP 2011056448W WO 2011131766 A1 WO2011131766 A1 WO 2011131766A1
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WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
pump
assist device
chamber
pumping
cardiac assist
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Ceased
Application number
PCT/EP2011/056448
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Thomas Schmid
Bernhard Vodermayer
Heinrich Gmeiner
Alexandra Wimmer
Andreas Kunz
Wolfgang Schiller
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Deutsches Zentrum fuer Luft und Raumfahrt eV
Original Assignee
Deutsches Zentrum fuer Luft und Raumfahrt eV
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
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Publication date
Application filed by Deutsches Zentrum fuer Luft und Raumfahrt eV filed Critical Deutsches Zentrum fuer Luft und Raumfahrt eV
Priority to US13/642,783 priority Critical patent/US9295767B2/en
Publication of WO2011131766A1 publication Critical patent/WO2011131766A1/de
Anticipated expiration legal-status Critical
Ceased legal-status Critical Current

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    • A61M60/405—Details relating to driving for non-positive displacement blood pumps the force acting on the blood contacting member being hydraulic or pneumatic

Definitions

  • the invention relates to a cardiac assist device for pulsatile delivery of blood.
  • Ventricular Assist Devices have been used clinically for about 15 years, and are the last option in life-saving manifested cardiac insufficiency. Cardiac assist systems take over some of the pumping work, thereby stabilizing circulation until a donor organ is available. Recent studies have shown that under this therapy cardiac function can improve so much that an explantation of the system without subsequent heart transplantation is possible.
  • Artificial heart pumps can be adapted to different requirements and are available without a waiting period. There are restrictions with regard to the technology used and the compatibility. For example, the blood can be damaged by the pumping work.
  • the object of the invention is to provide an improved cardiac assist device, which in particular is easier to implant.
  • a cardiac assist device for pulsatile delivery of blood has a first and a second pumping chamber and a pump. Both pump chambers each have a fluid chamber and a blood-carrying chamber, wherein each fluid chamber can be filled or emptied by the pump with a fluid such that an expansion or contraction of the fluid chamber takes place. During the expansion of the fluid chamber of a pumping chamber, a compression of the blood-carrying chamber of the same pumping chamber took place.
  • the pump is designed as a roller line pump or vane pump.
  • the pump operates in reversing operation. This offers the advantage that the necessary energy for the systemic circulation has to be made available only at the relevant times.
  • the drive according to the invention has few moving parts and thus low friction components.
  • the friction losses can be further reduced.
  • the heart support device according to the invention is thus more compact, less wear and quieter than known drive concepts and can also be operated longer.
  • a fully implantable system can be provided which minimizes the risk of infection to the patient.
  • a particularly high smoothness can be achieved.
  • the heart support device according to the invention can be operated, for example, in two-chamber systems, such as the DLR-LVAS or in systems with a pressure chamber and a surge tank.
  • the pump in one direction, with the cardiac assist device having valves for diverting the fluid flow.
  • the cardiac assist function may comprise two roller or vane pumps, each connected to a fluid chamber and alternately conveying in the opposite direction.
  • the amount of fluid delivered into the fluid chambers is controllable by the speed of the roller or vane pump.
  • an external compensation chamber to the hydraulic system of the pump. This provides an additional safety factor since pressure spikes that can not catch the hydraulic pump and damage the structure of the system are damped.
  • An Anschiuss can be done near the hydraulic pump or respectively to the hydraulic chambers.
  • the cardiac assistance device comprises a housing, wherein the two pumping chambers and the pump itself are arranged in the housing and the pump is arranged between the pumps. hereby a particularly flat construction can be achieved.
  • the pumping chamber may include a flexible blood chamber and a fluid chamber having a rigid or flexible housing.
  • the two pumping chambers can be arranged in the housing, wherein the pump is arranged outside the housing and is connected to the pumping chambers via rigid or flexible lines.
  • a flexible arrangement can be achieved.
  • each pumping chamber has its own housing, wherein these housings are not connected to one another and the pumping chambers are in particular connected to one another exclusively via the pump and rigid or flexible lines between the pump and the pumping chambers.
  • the drive thus forms a flexible connection between the components.
  • each pumping chamber has its own housing, wherein the two housings are connected to one another via a hinge.
  • a hinge This may be, for example, a ball joint, a hinge or another suitable joint.
  • the pump is located outside the housing and connected via rigid or flexible lines to the pumping chambers.
  • the two pumping chambers are not connected directly, but in particular exclusively via the pump and rigid or flexible lines between the pump and the pumping chambers. Both pump chambers are here surrounded by a common flexible membrane, wherein the pump can be arranged inside or outside of this membrane. As a result, a flexible arrangement of the pumping chambers is possible.
  • the pumping chambers may include a flexible blood chamber and a fluid chamber with a rigid or flexible housing.
  • the pumping chambers are seamless and have a reinforcement in the form of a stiffening element, which is attached to one or more mechanically heavily stressed areas of the pumping chambers. Furthermore, it is preferable to design the pump chambers in a flow-optimized manner. These measures minimize the risk of deposits. Further, improved compression can be achieved, ensuring minimal shear stress on the blood, since no kinking occurs as in systems known in the art.
  • the blood chamber in this case has a flexible membrane, wherein the stiffening can be flexible or rigid.
  • the stiffening element on the outside on Strömungsleitieri for guiding the flow of the fluid.
  • the invention further relates to a method of operating a cardiac assist device comprising two roller or vane pumps, each connected to a fluid chamber and alternately conveying in the opposite direction.
  • a cardiac assist device comprising two roller or vane pumps, each connected to a fluid chamber and alternately conveying in the opposite direction.
  • the invention further relates to the use of a roller or Ftugelzellenpumpe as a drive for a cardiac assist device with two blood chambers.
  • FIGS. 1 - 5 Schematic views of various ways to
  • FIG. 6 A schematic view of a utility chamber with an integrated stiffening element
  • FIG. 7 A schematic view of a roller-cell pump
  • the cardiac assist device has a first 14 and a second pumping chamber 16 and a pump 18.
  • the pump has connections to the left and right pumping chambers and is mounted between the pumping chambers.
  • the entire device has a common housing. That is, both pumping chambers 14, 16 and the pump 18 are arranged in this housing.
  • the two pumping chambers 14, 16 are arranged in the housing and the pump 18 is arranged outside the housing and is connected via rigid or flexible lines 22a, 22b with the pumping chambers 14, 16.
  • the drive can thus be arranged flexibly between the pumping chambers 14, 16.
  • each pump chamber 14, 16 has its own housing, these housings being not connected to one another and the pump chambers 14, 16 exclusively via the pump 18 and rigid or flexible lines 22a, 22b between the pump 18 and the pump chambers 14, 16 are interconnected.
  • each pumping chamber 14, 16 has its own housing, wherein the two housings have a joint 24 connected to each other.
  • the pump 18 is disposed outside the housing and connected via lines 22a, 22b to the pumping chambers 14, 16.
  • the embodiment according to FIG. 5 has a common flexible membrane 26, which surrounds the two pump chambers 14, 16.
  • the pump 18 may be disposed inside or outside the membrane 26.
  • the pump 18 is connected to the pump chambers 14, 16 by means of flexible or rigid conduits 22a, 22b.
  • Figure 6 shows a schematic view of a seamless flow-optimized pumping chamber having a stiffening element 28 at the most stressed point.
  • This stiffening element 28 may have on the outside, not shown flow guide for guiding the flow of the fluid.
  • FIGS. 1-5 illustrate a biventricular cardiac assist system having two main chambers or blood chambers 14, 16, which are preferably made of a pressure-resistant material.
  • Blood supply and discharge lines are connected for the left half of the heart to the left ventricle (inlet of the pump) and to the aorta (outlet of the pump).
  • the connections for the right Herzfeldte take place analogous to the left half of the heart on the right ventricle and the pulmonary artery.
  • the blood chambers 14, 16 are in each case divided by a membrane or a flexible pump sack into a blood-carrying chamber 14b, 16b and a fluid or hydraulic chamber 14a, 16a. If pressure is built up in this fluid chamber, the pressurized blood chamber is simultaneously compressed. The blood volume is reduced in favor of the hydraulic volume, and the volume in the blood chamber becomes at the outlet after opening the valves emptied into the circulation.
  • the flaps are arranged at an inlet and an outlet respectively at the blood-carrying chambers such that a unidirectional blood flow is ensured.
  • the described arrangement of the chambers 14, 16 and the hydraulic pump 18, it is possible to simultaneously fill the second blood chamber in the compression of a blood chamber. Due to the incompressibility of the hydraulic fluid, the filling of the second blood chamber can also take place under suction, whereby a constant blood delivery rate is ensured. If the first blood chamber 14b is ejected, the direction of rotation of the hydraulic pump 18 is reversed and the emptying of the now filled second blood chamber 16b takes place during the first blood-carrying chamber 14b is refilled.
  • a roller cell pump as shown in FIG. 7, can be used.
  • This pump has a cylindrical rotor 32 which has a number of radial milled slots or recesses 34 at equal intervals along its circumference.
  • the depth and shape of the recesses 34 are chosen such that a cylindrically shaped locking body 36 having a diameter at most the width of the milled recess 34 can sink completely into this milled recess 34 so that the round surface of the locking body 36 is flush with the circumference of the rotor 32 completes.
  • the locking body 36 are formed as Rollenzyiinder. All milled cuts 34 are each provided with a blocking body 36.
  • the rotor 32 is housed in a round pumping chamber 38 (stator), with the stator 38 and the rotor 32 arranged eccentrically.
  • the stator 38 has laterally two openings 40, 42, which serve depending on the direction of rotation of the rotor 32 as an inlet or outlet opening for the hydraulic fluid.
  • the locking body 36 are movable in the context of the predetermined over the rotor position eccentricity and are by the centrifugal forces against the wall of the Stators 38 pressed.
  • the eccentricity and the positions of the inlet and outlet openings 40, 42 are designed so that two adjacent blocking body 36 in the region of maximum eccentricity between the inlet and outlet openings tightly shut off a Teüvolumen. The rotation of the rotor assembly thus results in a volume displacement from the inlet to the outlet opening,
  • the roller-cell pump may be designed so that the direction of the Voiumenstromes can be reversed by changing the direction of rotation.
  • the axis of the rotor 32 simultaneously forms the shaft of a compact electric motor, not shown, which is responsible for the rotational movement of the rotor 32.
  • a liquid different from the blood of the patient which is bio-or even hemocompatible. Biocompatibility can be achieved by using different silicone oils. For example, if a saline solution is used, even hemocompatibility can be achieved.
  • the arrangement can, as already shown, be operated by a single drive, which constantly changes its direction of rotation.
  • a second hydraulic pump can be used, whereby a separate hydraulic pump is available for each pumping direction.
  • a detrimental change of direction for the storage of the drive shaft is then ruled out since each hydraulic pump only changes the rotational speed and not the direction of rotation.

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Abstract

Die Erfindung betrifft eine Herzunterstützungsvorrichtung zur pulsatilen Förderung von Blut. Es ist eine erste und eine zweite Pumpkammer (14, 16) sowie eine Pumpe (18) vorgesehen. Beide Pumpkammern (14, 16) weisen jeweils eine Fluidkammer (14a, 16a) und eine blutführende Kammer (14b, 16b) auf. Jede Fluidkammer (14a, 16a) ist durch die Pumpe (18) mit einem Fluid (20) derart befüllbar oder entleerbar, dass eine Expansion oder Kontraktion der Fluidkammer (14a, 16a) erfolgt. Bei der Expansion der Fluidkammer (14a) einer Pumpkammer (14) erfolgt eine Kompression der blutführenden Kammer (14b) derselben Blutkammer (14). Erfindungsgemäß ist die Pumpe (18) als Rollenzellenpumpe oder Flügeizellenpumpe ausgebildet.

Description

Herzunterstützunqsvorrichtunq
Die Erfindung betrifft eine Herzunterstützungsvorrichtung zur pulsatilen Förderung von Blut.
Mechanische Kreislaufunterstützungssysteme (VAD: Ventricular Assist Device) werden seit etwa 15 Jahren klinisch eingesetzt und steilen bei manifestierter Herzinsuffizienz die letzte Option für einen Lebenserhait dar, Herzunterstützungssysteme übernehmen einen Teil der Pumparbeit und stabilisieren dadurch den Kreislauf, bis ein Spenderorgan zur Verfügung steht. Neuere Untersuchungen haben gezeigt, dass sich unter dieser Therapie die Herzfunktion soweit bessern kann, dass eine Explantation des Systems ohne anschließende Herztransplantation mögüch ist.
Künstliche Herzpumpen können an verschiedene Anforderungen angepasst werden und stehen ohne Wartefrist zur Verfügung. Hier existieren hinsichtlich der eingesetzten Technik sowie der Verträglichkeit Einschränkungen. Beispielsweise kann das Blut durch die Pumparbeit beschädigt werden. Die Versorgung der momentan ausschließlich elektrisch betriebenen Systeme, etwa mit Kabeln durch die Bauchdecke, birgt ein hohes Infektionsrisiko für den Patienten.
Niedrige Wirkungsgrade bedingen einen hohen Energieverbrauch und erwärmen das umliegende Gewebe. Die assistierte Zirkulation muss oft über Monate oder Jahre aufrecht erhalten werden. Ferner sind die Systeme starken mechanischen Belastungen unterworfen. Da ein rascher Wechsel der Blutpumpen nicht möglich ist, müssen sie eine hohe Standfestigkeit und Betriebssicherheit aufweisen.
Bei bekannten Antrieben für Herzunterstützungsvorrichtungen kann teilweise aufgrund der Baugröße keine Implantierbarkeit erreicht werden. Ferner liegt ein hoher Verschleiß an mechanischen Teilen des Antriebs und somit eine Verkürzung der Einsatzdauer vor. Weiterhin können laute Antriebsgeräusche auftreten. Weitere bekannte Nachteile sind ein geringer Wirkungsgrad bzw. eine geringe Leistung, die sich in einem geringen Volurnenstrom und einer unzureichenden Unterstützung äußert. Bekannte implantierbare Pumpen verfügen nur über eine Pumpkammer mit der nur ein, bevorzugt der linke, Ventrikel unterstützt werden kann. Weiterhin benötigen implantierbare Einkammerpumpen zusätzlich einen Ausgleich des geförderten Volumens. Dies wird momentan durch einen Volumenausgleichsbehäiter (Vent) gelöst, welcher mitimplantiert werden muss und zusätzliche Komplikationen hervorruft.
Aufgabe der Erfindung ist es eine verbesserte Herzunterstützungsvorrichtung bereitzustellen, die insbesondere leichter implantierbar ist.
Die Lösung der Aufgabe erfolgt erfindungsgemäß durch die Merkmale der Ansprüche 1 und 13.
Eine Herzunterstützungsvorrichtung zur pulsatilen Förderung von Blut weist eine erste und eine zweite Pumpkammer sowie eine Pumpe auf. Beide Pumpkammern weisen jeweils eine Fluidkammer und eine blutführende Kammer auf, wobei jede Fluidkammer durch die Pumpe mit einem Fluid derart befüllbar oder entleerbar ist, dass eine Expansion oder Kontraktion der Fluidkammer erfolgt. Bei der Expansion der Fluidkammer einer Pumpkammer erfolgte eine Kompression der blutführenden Kammer derselben Pumpkammer. Erfindungsgemäß ist die Pumpe als Rollenzeilenpumpe oder Flügelzellenpumpe ausgebildet. In einer bevorzugten Ausgestaltung der Erfindung arbeitet die Pumpe im reversierenden Betrieb. Dies bietet den Vorteil, dass die notwendige Energie für den Körperkreislauf nur zu den relevanten Zeitpunkten zur Verfügung gesteift werden muss. Aus dem Stand der Technik sind vergleichbare hydraulische Antriebe bekannt, welche allerdings andere Pumppnnzipien verwenden und somit mehr und größere bewegte Teile aufweisen. Die Folge hierbei ist ein höheres Trägheitsmoment und ein geringerer Wirkungsgrad. Ein weiterer Vorteil, der sich aus der Verwendung einer Rollenzellenpumpe oder Flügelzellenpumpe im alternierenden Betrieb ergibt, ist, dass weniger Druckstöße entstehen und unnötige Reibungsverluste vermieden werden. Zum Zeitpunkt des Drehrichtungswechsels haben die Sperrkörper keine dichtende Wirkung mehr, so dass ein Druckausgleich stattfinden kann, welcher sich energetisch als günstig erweist.
Im Allgemeinen besitzt der erfindungsgemäße Antrieb wenig bewegte Teile und somit geringe Reibkomponenten. Durch die Verwendung einer geeigneten Hydraulikflüssigkeit können die Reibungsverluste darüber hinaus weiterhin gesenkt werden.
Die obengenannte Vermeidung von Druckstößen hat eine schonendere Beanspruchung aller Komponenten, welche mit dem hydraulischen Kreis verbunden sind, zur Folge. Somit werden in den betreffenden Komponenten, wie beispielsweise den Membranen weniger Spannungsspitzen und damit weniger Verschleiß erzeugt. Ein weiterer Vorteil ist, dass die Rolienzellenpumpe oder Flügelzeilenpumpe die Eigenschaft besitzt, je nach Auslegung bei einem spezifischen Druck keinen weiteren Druck aufzubauen, wodurch eine inhärente Sicherheit gewährleistet ist Die Pumpe verfügt somit über eine mechanische Druckbegrenzung, weiche im Extremfall die Zerstörung des Implantats verhindert.
Es ist günstig das Antriebssystem aus der alternierenden Pumpe und dem Motor in das Implantat zu integrieren. Durch den hohen Gesamtwirkungsgrad kann die Pumpeneinheit im Vergleich zu anderen Antriebssystemen mit kleiner ausgelegt werden und benötigt deshalb weniger Volumen im Körper des Patienten.
Die erfindungsgemäße Herzunterstützungsvorrichtung ist somit kompakter, verschleißärmer und leiser als bekannte Antriebskonzepte und kann ferner länger betrieben werden. Es kann somit ein vollimplantierbares System bereitgestellt werden, welches das Risiko von Infektionen für den Patienten minimiert. Ferner kann eine besonders hohe Laufruhe erreicht werden. Die erfindungsgemäße Herzunterstützungsvorrichtung kann beispielsweise bei Zweikammersystemen, wie das DLR-LVAS bzw. bei Systemen mit einer Druckkammer und einem Ausgleichsbehälter betrieben werden.
In einer alternativen Ausführungsform ist es möglich, dass die Pumpe in eine Richtung betrieben wird, wobei die Herzunterstützungsvorrichtung Ventile zum Umleiten des Fluidstroms aufweist.
Alternativ hierzu kann die Herzunterstützungsfunktion zwei Rollen- oder Flügelzeilenpumpen aufweisen, die jeweils mit einer Fluidkammer verbunden sind und abwechselnd in entgegengesetzter Richtung fördern, Hierbei ist die Menge des Fluids, das in die Fluidkammern gefördert wird, über die Drehzahl der Rolien- oder Flügelzellenpumpe regelbar.
Je nach Anordnung kann es günstig sein, zusätzlich eine externe Ausgleichskammer an das Hydrauliksystem der Pumpe anzuschließen. Dadurch wird ein zusätzlicher Sicherheitsfaktor geschaffen, da Druckspitzen, welche die Hydraulikpumpe nicht abfängt und die Struktur des Systems schädigen können, abgedämpft werden. Ein Anschiuss kann dabei nahe der Hydraulikpumpe bzw. jeweils an den Hydraulikkammern erfolgen.
Besonders bevorzugt weist die Herzunterstützungsvorrichtung ein Gehäuse auf, wobei die beiden Pumpkammern und die Pumpe selbst in dem Gehäuse angeordnet sind und die Pumpe zwischen den Pumpen angeordnet ist. Hierdurch kann eine besonders flache Konstruktion erreicht werden. Die Pumpkammer kann eine flexible Blutkammer und eine Fluidkammer mit einem festen oder flexiblen Gehäuse aufweisen.
Alternativ können die beiden Pumpkammern in dem Gehäuse angeordnet sein, wobei die Pumpe außerhalb des Gehäuses angeordnet ist und über steife oder flexible Leitungen mit den Pumpkammern verbunden ist. Hierdurch kann eine flexible Anordnung erreicht werden.
In einer weiteren alternativen AusfDhrungsform weist jede Pumpkammer ein eigenes Gehäuse auf, wobei diese Gehäuse nicht miteinander verbunden sind und die Pumpkammern insbesondere ausschließlich über die Pumpe und steife oder flexible Leitungen zwischen der Pumpe und den Pumpkammern miteinander verbunden sind. Der Antrieb bildet somit eine flexible Verbindung zwischen den Komponenten.
In einer weiteren alternativen Ausführungsform weist jede Pumpkammer ein eigenes Gehäuse auf, wobei die beiden Gehäuse über ein Gelenk miteinander verbunden sind. Hierbei kann es sich beispielsweise um ein Kugelgelenk, ein Scharnier oder ein anderes geeignetes Gelenk handeln. Auch hierbei ist die Pumpe außerhalb des Gehäuses angeordnet und über steife oder flexible Leitungen mit den Pumpkammern verbunden.
In einer weiteren alternativen Ausführungsform sind die beiden Pumpkammern nicht direkt, sondern insbesondere ausschließlich über die Pumpe und steife oder flexible Leitungen zwischen der Pumpe und den Pumpkammern miteinander verbunden. Beide Pumpkammern sind hier von einer gemeinsamen flexiblen Membran umgeben, wobei die Pumpe innerhalb oder außerhalb dieser Membran angeordnet sein kann. Hierdurch ist eine flexible Anordnung der Pumpkammern möglich. Bei sämtlichen beschriebenen Ausführungsformen können die Pumpkammern eine flexible Biutkammer und eine Fluidkammer mit einem festen oder flexiblen Gehäuse aufweisen.
Es ist besonders bevorzugt, dass die Pumpkammern nahtlos ausgebildet sind und eine Verstärkung in Form eines Versteifungselements aufweisen, das an einer oder mehreren mechanisch stark beanspruchten Stellen der Pumpkammern angebracht ist. Ferner ist es bevorzugt, die Pumpkammern strömungsoptimiert auszubilden. Durch die genannten Maßnahmen wird das Risiko von Ablagerungen minimiert. Ferner kann ein verbessertes Komprimieren erreicht werden, was eine minimale Scherbeiastung des Blutes sicherstellt, da keine Knicke wie bei Systemen entstehen, die aus dem Stand der Technik bekannt sind. Die Blutkammer weist hierbei eine flexible Membran auf, wobei die Versteifung flexibel oder starr ausgebildet sein kann.
Besonders bevorzugt weist das Versteifungselement an der Außenseite Strömungsleitelemente zum Leiten der Strömung des Fluids auf.
Die Erfindung betrifft ferner ein Verfahren zum Betreiben einer Herzunterstützungsvorrichtung, die zwei Rollen- oder Flügelzellenpumpen aufweist, die jeweils mit einer Fluidkammer verbunden sind und abwechselnd in entgegengesetzter Richtung fördern. Bei einem Defekt einer der beiden Pumpen geht die verbleibende Pumpe in einen reversierenden Betrieb über und übernimmt somit die gesamte Pumpleistung. Hierdurch kann eine erhöhte Ausfallsicherheit erreicht werden.
Die Erfindung betrifft ferner die Verwendung einer Rollen- oder Ftugelzellenpumpe als Antrieb für eine Herzunterstützungsvorrichtung mit zwei Blutkammern.
Im Folgenden werden bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung anhand von Figuren erläutert. Es zeigen:
Figuren 1 - 5 Schematische Ansichten verschiedener Möglichkeiten zur
Anordnung der Pumpe bei der erfindungsgemäßen Herzunterstützungsvorrichtung
Figur 6 Eine schematische Ansicht einer B!utkammer mit einem integrierten Versteifungselement
Figur 7 Eine schematische Ansicht einer Rollenzellenpumpe
Gemäß Figur 1 weist die Herzunterstützungsvorrichtung eine erste 14 und eine zweite 16 Pumpkammer sowie eine Pumpe 18 auf. Die Pumpe weist Verbindungen zur linken und rechten Pumpkammer auf und ist zwischen den Pumpkammern angebracht. Die gesamte Vorrichtung weist ein gemeinsames Gehäuse auf. Das heißt, dass beide Pumpkammern 14, 16 sowie die Pumpe 18 in diesem Gehäuse angeordnet sind.
Gemäß Figur 2 ist es alternativ hierzu möglich, dass die beiden Pumpkammern 14, 16 in dem Gehäuse angeordnet sind und die Pumpe 18 außerhalb des Gehäuses angeordnet ist und über steife oder flexible Leitungen 22a, 22b mit den Pumpkammern 14, 16 verbunden ist. Der Antrieb kann somit flexibel zwischen den Pumpkammern 14, 16 angeordnet werden.
In der Ausführungsform gemäß Figur 3 weist jede Pumpkammer 14, 16 ein eigenes Gehäuse auf, wobei diese Gehäuse nicht miteinander verbunden sind und die Pumpkammern 14, 16 ausschließlich über die Pumpe 18 und steife oder flexible Leitungen 22a, 22b zwischen der Pumpe 18 und den Pumpkammern 14, 16 miteinander verbunden sind.
In der Ausführungsform gemäß Figur 4 weist ebenfalls jede Pumpkammer 14, 16 ein eigenes Gehäuse auf, wobei die beiden Gehäuse über ein Gelenk 24 miteinander verbunden sind. Auch hier ist die Pumpe 18 außerhalb des Gehäuses angeordnet und über Leitungen 22a, 22b mit den Pumpkammern 14, 16 verbunden.
Die Ausführungsform gemäß Figur 5 weist eine gemeinsame flexible Membran 26 auf, die die beiden Pumpkammern 14, 16 umgibt. Die Pumpe 18 kann innerhalb oder außerhalb der Membran 26 angeordnet sein. Die Pumpe 18 ist mittels flexibler oder steifer Leitungen 22a, 22b mit den Pumpkammern 14, 16 verbunden.
Figur 6 zeigt eine schematische Ansicht einer nahtlosen strömungsoptimierten Pumpkammer, die ein Versteifungselement 28 an der am meisten beanspruchten Stelle aufweist. Dieses Versteifungselement 28 kann an der Außenseite nicht dargestellte Strömungsleitelemente zum Leiten der Strömung des Fluids aufweisen.
In den Figuren 1 - 5 ist ein biventrikuläres Herzunterstützungssystem dargestellt, das zwei Hauptkammern oder Biutkammern 14, 16 aufweist, welche vorzugsweise aus einem druckfesten Material gefertigt sind. Zu- und Ableitungen zur Blutförderung werden für die linke Herzhälfte am linken Ventrikel (Einlass der Pumpe) und an der Aorta (Auslass der Pumpe) angeschlossen. Die Anschlüsse für die rechte Herzhäifte erfolgen analog zur linken Herzhälfte am rechten Ventrikel und an der Pulmonalarterie. Bei der Herzunterstützung verbleibt das natürliche Herz im Körper, wobei das Unterstützungssystem einen Teil der Pumpleistung übernimmt und dadurch das natürliche Herz entlastet.
Die Blutkammern 14, 16 sind jeweils mitteis einer Membran bzw. eines flexiblen Pumpsacks in eine blutführende Kammer 14b, 16b und eine Fluid- oder Hydraulikkammer 14a, 16a unterteilt. Wird in dieser Fluidkammer Druck aufgebaut, so wird gleichzeitig die druckbeaufschlagte Blutkammer komprimiert. Das Blutvolumen wird zugunsten des Hydraulikvolumens reduziert und das in der Biutkammer befindliche Volumen wird nach dem Öffnen der Klappen am Auslass in den Kreislauf entleert. Die Klappen sind an einem Zu- und einem Abfiuss jeweils an den blutführenden Kammern derart angeordnet, dass ein unidirektionaler Blutfluss gewährleistet ist.
Durch die beschriebene Anordnung der Kammern 14, 16 und der Hydraulikpumpe 18 ist es möglich, bei der Kompression einer Blutkammer gleichzeitig die zweite Blutkammer zu befüllen. Durch die Inkompressibilität des Hydraulikfluids kann die Befüllung der zweiten Blutkammer auch unter Sog erfolgen, wodurch eine konstante Blutfördermenge gewährleistet wird, Ist die erste Biutkammer 14b ausgeworfen, so wird die Drehrichtung der Hydraulikpumpe 18 umgekehrt und die Entleerung der nun gefüllten zweiten Blutkammer 16b erfolgt während die erste blutführende Kammer 14b wieder befüllt wird.
Zur Förderung des Fluids kann eine Rolienzellenpumpe, wie sie in Figur 7 dargestellt ist, zur Anwendung kommen. Diese Pumpe weist einen zylindrischen Rotor 32 auf, der entlang seines Umfangs eine Zahl von radialen Einfräsungen oder Ausnehmungen 34 in gleichmäßigem Abstand aufweist. Die Tiefe und die Form der Einfräsungen 34 sind derart gewählt, dass ein zylindrisch geformter Sperrkörper 36, welcher als Durchmesser höchstens die Breite der Einfräsung 34 aufweist, vollständig in diese Einfräsung 34 versinken kann, so dass die runde Oberfläche des Sperrkörpers 36 bündig mit dem Umfang des Rotors 32 abschließt. Bevorzugt sind die Sperrkörper 36 als Rollenzyiinder ausgebildet. Alle Einfräsungen 34 sind jeweils mit einem Sperrkörper 36 versehen.
Der Rotor 32 ist in einer runden Pumpkammer 38 (Stator) untergebracht, wobei der Stator 38 und der Rotor 32 exzentrisch angeordnet sind. Der Stator 38 weist seitlich zwei Öffnungen 40, 42 auf, welche je nach Drehrichtung des Rotors 32 als Ein- oder Auslassöffnung für das Hydraulikfluid dienen.
Die Sperrkörper 36 sind im Rahmen der über die Rotorposition vorgegebenen Exzentrizität beweglich und werden durch die Fliehkräfte gegen die Wand des Stators 38 gedrückt. Die Exzentrizität und die Positionen der Ein- und Auslassöffnung 40, 42 sind so ausgelegt, dass zwei benachbarte Sperrkörper 36 im Bereich der maximalen Exzentrizität zwischen Einlass- und Auslassöffnung ein Teüvolumen dicht absperren. Durch die Rotation der Rotoranordnung erfolgt somit eine Volumenverschiebung von der Einlass- zur Auslassöffnung,
Die Rollenzellenpumpe kann derart ausgelegt sein, dass die Richtung des Voiumenstromes durch die Änderung der Drehrichtung umgekehrt werden kann. Die Achse des Rotors 32 bildet gleichzeitig die Welle eines nicht dargestellten kompakten Elektromotors, welcher für die Drehbewegung des Rotors 32 verantwortlich ist.
Es ist bevorzugt als Hydraulikfluid eine vom Blut des Patienten unterschiedliche Flüssigkeit, welche bio- oder sogar hämokompatibei ist, zu verwenden. Eine Biokompatibilität kann durch verschieden Silikonöle erreicht werden, Kommt beispielsweise eine Salzlösung zum Einsatz, kann sogar eine Hämokompatibilität erreicht werden.
Dadurch dass sich die gesamte Pumpeinheit im Hydraulikfluid befindet und ständig von diesem umspült wird, kann eine gute Wärmeabfuhr aus dem Elektromotor erfolgen. Darüber hinaus kann die im Hydraulikfluid gepufferte Wärme in den Pumpkammern 14, 16 an das Blut übertragen werden. Da dieser Prozess kontinuierlich vor sich geht, entsteht nicht die Gefahr einer Stauwärme, wodurch die Gefahr für den Patienten verringert werden kann. Durch die gleichmäßige Temperierung der Pumpe wird ihre Laufzeit erhöht.
Die Anordnung kann, wie bereits dargestellt, durch einen einzelnen Antrieb, welcher seine Drehrichtung ständig wechselt, betrieben werden. Alternativ kann eine zweite Hydraulikpumpe eingesetzt werden, wodurch für jede Pumprichtung eine eigene Hydraulikpumpe vorhanden ist. Ein für die Lagerung der Antriebswelle schädlicher Richtungswechsel wird dann ausgeschlossen da jede Hydraulikpumpe nur die Drehzahl und nicht die Drehrichtung ändert. Bevorzugt erfolgt die Anordnung des Rollenzellenrotors (Pumpenlaufrad) zwischen zwei Lagern 44, 46, wobei ein elektrischer Antrieb, der bevorzugt als bürstenloser Elektromotor ausgestaltet ist, verwendet wird.
Alternativ zur Rolienzellentechnik kann als Pumpe auch eine Flügelzeilenpumpe verwendet werden, wobei die Sperrkörper anstatt der zylindrischen Rollen als flache Platten ausgestaltet sind. Die grundsätzliche Funktion der Pumpe bleibt hierbei unverändert.

Claims

Patentansprüche
1. Herzunterstützungsvorrichtung zur pulsatilen Förderung von Blut (12), mit einer ersten (14) und einer zweiten (16) Pumpkammer und einer Pumpe (18), wobei beide Pumpkammern (14, 16) jeweils eine Fluidkammer (14a, 16a) und eine blutführende Kammer (14b, 16b) aufweisen und jede Fluidkammer (14a, 16a) durch die Pumpe (18) mit einem Fiuid (20) derart befüllbar oder entleerbar ist, dass eine Expansion oder Kontraktion der Fluidkammer (14a, 16a) erfolgt, wobei bei der Expansion der Fluidkammer (14a) einer Pumpkammer (14) eine Kompression der blutführenden Kammer (14b) derselben Pumpkammer (14) erfolgt, da d u rch ge ke n n ze ich n et, d ass die Pumpe (18) als Rollenzellenpumpe oder Flügelzellenpumpe ausgebildet ist.
2. Herzunterstützungsvorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Pumpe (18) im reversierenden Betrieb arbeitet.
3. Herzunterstützungsvorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Pumpe (18) in eine Richtung betrieben wird, wobei die Herzunterstützungsvorrichtung (12) Ventile zum Umleiten des Fiuidstroms aufweist.
4. Herzunterstützungsvorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Herzunterstützungsvorrichtung (12) zwei Rollen- oder Fiügelzellenpumpen aufweist, die jeweils mit einer Fluidkammer (14a, 16a) verbunden sind und abwechselnd in entgegengesetzter Richtung fördern, wobei die Menge des Fluids (20), das in die Fluidkammern ( 14a, 16a) gefördert wird, über die Drehzahl der ersten und zweiten Rollen- oder Flügelzellenpumpe ( 18) regelbar ist.
5. Herzunterstützungsvorrichtung nach einem der Ansprüche 1 - 4, mit einem Gehäuse, wobei die beiden Pumpkammern ( 14, 16) und die Pumpe ( 18) in dem Gehäuse angeordnet sind und die Pumpe (18) zwischen den Pumpkammern (14, 16) angeordnet ist.
6. Herzunterstützungsvorrichtung nach einem der Ansprüche 1 - 4, mit einem Gehäuse, wobei die beiden Pumpkammern (14, 16) in dem Gehäuse angeordnet sind und die Pumpe (18) außerhalb des Gehäuses angeordnet ist und über steife oder flexible Leitungen (22a, 22b) mit den Pumpkammern ( 14, 16) verbunden ist.
7. Herzunterstützungsvorrichtung nach einem der Ansprüche 1 - 4, dadurch gekennzeichnet, dass jede Pumpkammer (14, 16) ein eigenes Gehäuse aufweist, wobei diese Gehäuse nicht miteinander verbunden sind und die Pumpkammern (14, 16) insbesondere ausschließlich über die Pumpe (18) und steife oder flexible Leitungen (22a, 22b) zwischen der Pumpe (18) und den Pumpkammern ( 14, 16) miteinander verbunden sind.
8. Herzunterstützungsvorrichtung nach einem der Ansprüche 1 - 4, dadurch gekennzeichnet, dass jede Pumpkammer ( 14, 16) ein eigenes Gehäuse aufweist und die beiden Gehäuse über ein Gelenk (24) miteinander verbunden sind, wobei die Pumpe außerhalb des Gehäuses angeordnet ist und über steife oder flexible Leitungen (22a, 22b) mit den Pumpkammern (14, 16) verbunden ist.
9. Herzunterstützungsvorrichtung nach einem der Ansprüche 1 - 4, dadurch gekennzeichnet, dass die beiden Pumpkammern (14, 16) nicht direkt, sondern insbesondere ausschließiich über die Pumpe (18) und steife oder flexible Leitungen (22a, 22b) zwischen der Pumpe (18) und den Pumpkammern (14, 16) miteinander verbunden sind, wobei beide Pumpkammern (14, 16) von einer gemeinsamen flexiblen Membran (26) umgeben sind und die Pumpe innerhalb oder außerhalb der Membran (26) angeordnet ist.
10. Herzunterstützungsvorrichtung nach einem der Ansprüche 1 - 9, dadurch gekennzeichnet, dass sie Pumpkammern (14, 16) nahtlos ausgebildet sind und eine Verstärkung in Form eines Versteifungselements (28) aufweisen, das an einer oder mehreren mechanisch stark beanspruchten Stellen der Pumpkammern (14, 16) angebracht ist.
11. Herzunterstützungsvorrichtung nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass das Versteifungselement (28) an der Außenseite Strömungsleitelemente zum Leiten der Strömung des Fluids aufweist.
12. Verfahren zum Betreiben einer Herzunterstützungsvorrichtung (12) nach Anspruch 4, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, d a s s bei einem Defekt einer der beiden Pumpen (18) die verbleibende Pumpe in einen reversierenden Betrieb übergeht und die Gesamtpumpleistung übernimmt.
13. Verwendung einer Rolienzellenpumpe oder Flügelzellenpumpe als Antrieb für eine Herzunterstützungsvorrichtung (12) mit zwei Pumpkammern (14,
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