DE10217635A1

DE10217635A1 - System zum Unterstützen des linken Herzventrikels

Info

Publication number: DE10217635A1
Application number: DE10217635A
Authority: DE
Inventors: Norbert Sporer; Harald Wagner; Thomas Schmid; Wolfgang Schiller
Original assignee: Deutsches Zentrum fuer Luft und Raumfahrt eV
Current assignee: Deutsches Zentrum fuer Luft und Raumfahrt eV
Priority date: 2001-04-20
Filing date: 2002-04-19
Publication date: 2002-11-21
Anticipated expiration: 2022-04-20
Also published as: DE10217635B4; DE10119691A1; US20020165426A1; US6949065B2

Abstract

Ein voll implantierbares System zum Unterstützen des linken Herzventrikels weist eine über Adapterelemente an den Ventrikel anschließbare Pumpeinrichtung mit zwei komprimierbaren Kammern in Form von Druckschläuchen (5, 5') und eine Komprimiereinrichtung (4), um gleichzeitig abwechselnd die komprimierbaren Kammern (5, 5') zu füllen bzw. zu leeren, und eine dieser zugeordnete Antriebseinheit (41), eine Kühleinrichtung (50) zum Kühlen der Antriebseinheit (41) und eine Energieversorgungseinheit (60) für die Antriebseinheit (41) und die Kühleinrichtung (50) auf. DOLLAR A Bei dem implantierbaren System sind die Pumpeinrichtung, die Komprimiereinrichtung (4), die Antriebseinheit (41) und ein Teil der Kühleinrichtung (50) in einem zweiteiligen Gehäuse (1) untergebracht, an welchem rohrförmige Anschlußstutzen (10a, 10b; 10'a, 10'b) zum Anbringen von Y-förmigen Adapterelementen (3, 3') ausgebildet sind.

Description

Die Erfindung betrifft ein System zum Unterstützen des linken Herzventrikels.

Herz-Kreislauferkrankungen sind in den westlichen Industrie nationen die häufigste Todesursache. Hierbei stellten davon in Deutschland im Jahr 1998 die chronisch ischämische Herzer krankung, der akute Herzinfarkt und die Herzinsuffizienz die drei häufigsten Todesursachen dar. Insgesamt 2,7 Millionen Patienten mußten aufgrund kardiovaskulärer Erkrankungen sta tionär behandelt werden, etwa 15% davon starben. Allein in Deutschland werden jährlich ca. 1000 Spenderherzen zur Trans plantation benötigt. Bei in den letzten Jahren stetig rück läufigen Zahlen an Spenderherzen konnten 1998 in Deutschland jedoch nur 542 Herztransplantationen durchgeführt.

Implantierbare mechanische Kreislaufunterstützungssysteme (VAD = ventricular assist device) werden seit etwa 20 Jahren klinisch eingesetzt. Dabei dient diese Therapieform meist als Überbrückung zur Transplantation (bridge to transplant), wenn kein Spendeorgan verfügbar ist oder der Patient sich bereits in einem gesundheitlich so kritischen Zustand befindet, dass er die akute Belastung der Herztransplantation und der initi al damit verbundenen hochdosierten immunsuppressiven Therapie mit hoher Wahrscheinlichkeit nicht überleben würde.

Die Patienten können dann - nach mehrmonatiger Stabilisierung durch ein VAD und nach Besserung der durch akute und chroni sche Minderdurchblutung zuvor beeinträchtigten Organfunktio nen - mit einer höheren Erfolgsrate der Transplantation zuge führt werden. Neuere Untersuchungen zeigen, dass sich unter dieser Therapie die Herzfunktion auch soweit bessern kann, dass eine Explantation des Systems ohne anschließende Herz transplantation möglich ist (bridge to recovery).

Aufgrund des Spendermangels und der Organvergabe nach Warte zeit kommt es zur früh- und teilweise vorzeitigen Anmeldung zur Transplantation, was zu einer suboptimalen Organvergabe führt. Durch flächendeckenden Einsatz geeigneter Herzunter stützungssysteme könnten verfügbare Spenderorgane optimal zu gewiesen werden, da eine Wartezeitkalkulation entfallen und das Ergebnis der Herztransplantation bei erholter Organfunk tion nach mechanischer Kreislaufunterstützung verbessert wer den könnte.

Einem häufigeren Einsatz stehen derzeit die schweren Kompli kationen dieser Therapieform entgegen, wie vorallem Thrombem bolien und deren schwere Folgeschäden wie beispielsweise He miplegie nach Apoplex. Zur Vermeidung der Thrombusentstehung muss medikamentös die Gerinnbarkeit des Blutes gehemmt wer den, was wiederum zu Blutungskomplikationen führt.

Weiterhin brauchen die meisten dieser Systeme beim Pumpvor gang einen Volumenausgleich, der meist durch einen transkuta nen Vent verwirklicht ist d. h. einen Schlauch, der ausgehend vom Unterstützungssystem durch die Bauchhaut nach außen tritt und über einen Filter Luft zuströmen lässt. Hierbei muss der Patient auch noch Verbindungskabel zu einer externen Batterie und Steuereinheit mit sich führen.

Dadurch wird einerseits die Lebensqualität der Patienten be einträchtigt, da ihnen ständig bewusst wird, von einer mecha nischen Pumpe abhängig zu sein und andererseits stellt dies gleichzeitig eine Eintrittspforte für Keime dar. Ein weiteres Problem ist das Abführen von Wärme. Gängige VADs können mitt lerweile über eine Zeitdauer von bis zu vier Jahren einzelnen Patienten implantiert werden, eine Dauerlösung ist bislang jedoch noch nicht verfügbar.

Zu den technisch stabilsten Systemen, die bisher beim Men schen implantiert worden sind, gehört das System NOVACOR 100 (P) der Firma Novacor Division, Baxter Healthcare Corp., Oak land/CA, USA. Bei diesem Novacor-System wird nur die Pumpe implantiert; Energieversorgung und Steuerelektronik werden auch bei diesem System extrakorporal mitgeführt.

Da bei dem vorstehend erwähnten Novacor-System der Volumen ausgleich mit einem Schlauch direkt durch die Haut herge stellt wird, können verstärkt Komplikationen aufgrund von In fektionen auftreten. Durch das Implantieren eines Volumenaus gleichbehälters entstehen darüber hinaus Probleme aufgrund einer Feuchtigkeitsbildung.

Bei dem Novacor-System wird zur Ableitung der Wärme ein durch die Haut geführter Schlauch verwendet. Hierdurch wird jedoch ein weitaus höheres Infektionsrisiko in Kauf genommen. Auch die Energieversorgung sowie die Übermittlung von Prozeßdaten wird bisher durchweg mit einer Kabelverbindung durch die Haut gelöst, wodurch das Infektionsrisiko noch weiter gesteigert wird.

Ferner sind die bisher eingesetzten Systeme zu groß und des halb vor allem bei Kindern oder bei kleineren Menschen nicht oder nur schwer implantierbar. Aus diesem Grund wurde die Un terstützung des linken Herzventrikels beim Menschen bisher nur mit Einkammersystemen durchgeführt. Darüber hinaus wird bei Einsetzen von mehr als zwei Herzklappenprothesen in einem Herzunterstützungssystem die Hämodynamik des Körperkreislaufs erheblich beeinflußt. Aus diesem Grund müssen gerinnungshem mende Medikamente eingesetzt werden. Form und Pumpprinzip der bekannten, bisher eingesetzten Pumpen führen zu Strömungsver hältnissen, die eine Schädigung der roten Blutkörper (Erytro zyten) begünstigen.

Ursache für die Schädigung der roten Blutkörper ist jedoch immer eine zu hohe Scherung des Fluids, zu der es aufgrund von instationären und turbulenten Strömungsverhältnissen kommt. Hierdurch kommt es zu einer Deformation und letztlich zu einer Zerstörung der Membran der roten Blutkörper. Soge nannte Totwassergebiete im weiteren Verlauf der Strömung be günstigen darüber hinaus ein Absetzen und Verkleben defekter Zellen, wodurch es dann wiederum zur Bildung von Tromben kommt.

Aufgabe der Erfindung ist es, für einen Einsatz als Kreis lauf-Unterstützungssystem ein voll implantierbares As sistsystem mit niedrigem Thrombembolierisiko zu schaffen, das ohne Ausgleichsvent und ohne transkutane Kabelführung aus kommt.

Gemäß der Erfindung ist diese Aufgabe bei einem Unterstüt zungssystem für den linken Herzventrikel durch die Merkmale des Anspruchs 1 gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen sind Ge genstand der auf den Anspruch 1 unmittelbar oder mittelbar rückbezogenen Ansprüche.

Gemäß der Erfindung ist das Unterstützungssystem für den lin ken Herzventrikel, das eine Pumpeinrichtung, eine Kühlein richtung und eine Energieversorgungseinrichtung umfaßt, als Ganzes komplett implantierbar. Hierbei weist die Pumpeinrich tung im Unterschied zu den meisten bisher eingesetzten Sys temen zwei Pumpkammern und nur drei Ventile auf. Neben zwei Herzklappenprothesen ist am Auslaß des erfindungsgemäßen Un terstützungssystems ein sogenanntes Segelventil vorgesehen, weshalb das gesamte System erheblich blutschonender arbeitet als alle bisher bekannten Systeme. Das erfindungsgemäße Un tersützungssystem kann aufgrund seiner geringen Abmessungen bei kleinen Menschen oder auch bei Kindern implantiert wer den.

Das erfindungsgemäße System ist somit nicht nur voll implan tierbar, sondern auch hämodynamisch optimiert. Ferner weist das erfindungsgemäße Assistsystem zwei strömungsoptimierte Pumpkammern auf, von denen die eine jeweils mit ähnlich star kem Sog gefüllt wird, wie die andere ihr Blutvolumen aus wirft. Dadurch kommt es zur maximalen Entlastung der linken Herzkammer und somit auch zur Entlastung der Lungenstrombahn und des rechten Herzens. Insbesondere bleibt bei diesem gleichzeitig ablaufenden Austreibungs- und Ansaugvorgang das intrakavitäre Volumen konstant, so dass ein Ausgleichsvent nicht nötig ist.

Durch das Implantieren des erfindungsgemäßen Unterstützungs systems und aller erforderlichen Komponenten im Körper eines Patienten wird dessen Lebensqualität gesteigert und gleich zeitig ist die Infektionsgefahr minimiert, wenn nicht sogar weitgehend ausgeschlossen.

Nachfolgend wird die Erfindung anhand der Zeichnungen im ein zelnen erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 in einer perspektivischen Darstellung eine als eine sogenannte Blutpumpe einsetzbare Einrichtung mit zwei in einem Gehäuse untergebrachten Kammern;

Fig. 2a und 2b eine schematisierte Darstellung des Pumpprin zips bei zwei Kammern mit drei Ventilen, und in Fig. 2c schematisch eine vergrößerte Darstellung eines Segelventils;

Fig. 3 eine weitere perspektivische Darstellung der als Blutpumpe einsetzbaren Einrichtung;

Fig. 4 schematisch in Draufsicht eine Kammer in Form eines gekrümmten Druckschlauchs;

Fig. 5 in Draufsicht eine schematische Darstellung von zwei gegeneinander versetzten Druckschläuchen;

Fig. 6 in perspektivischer Darstellung einen Y-förmigen Adapter mit diesem zugeordneten Adapterteilen zum Aufteilen eines Fluidstroms auf die beiden Druck schläuche einer Pumpeinrichtung;

Fig. 7 in perspektivischer Darstellung einen weiteren Y- förmigen Adapter mit integriertem Segelventil zum Zusammenführen der aus den beiden Druckschläuchen der Pumpeinrichtung kommenden Fluidströme;

Fig. 8 in perspektivischer Darstellung eine Komprimierein richtung;

Fig. 9 eine schematische Darstellung einer implantierbaren Kühleinrichtung zum Kühlen einer Antriebseinheit, und

Fig. 10 eine schematische Darstellung einer implantierbaren Energieversorgungseinrichtung für ein Kreislauf- Unterstützungssystem sowie eine extrakorporale Energieversorgungseinrichtung.

Fig. 1 zeigt eine perspektivische Darstellung einer als eine sogenannte Blutpumpe einsetzbaren Einrichtung, die in einem aus zwei Gehäusehälften 10 und 10' bestehendem Gehäuse 1 un terzubringen ist. An den beiden Gehäusehälften 10 und 10' sind jeweils zwei rohrförmige Anschlußstutzen 10a und 10b bzw. 10'a und 10'b ausgebildet.

Zwischen den beiden Gehäusehälften 10 und 10' sind zwei über einander angeordnete, als Druckschläuche 5 und 5' ausgebilde te Kammern dargestellt, welche über Y-förmige Adapter 3 und 3' miteinander verbunden sind. Ausführung und Anordnungsmög lichkeiten der schlauchförmigen Kammern 5, 5' werden anhand von Fig. 4 und 5 im einzelnen erläutert.

Zwischen den beiden Druckschläuchen 5 und 5' ist eine Druck ausübende Platte 8 vorgesehen, die nachstehend als Druckplat te 8 bezeichnet ist, und welche Teil einer als Modul ausge bildeten Komprimiereinrichtung 4 ist, die nachstehend anhand von Fig. 3 und Fig. 8 im einzelnen beschrieben wird. Über seit liche Halteteile 46 ist die Komprimiereinrichtung 4 in den beiden Gehäusehälften 10 und 10' in einer in Fig. 1 nicht nä her dargestellten Weise gehalten und dadurch in ihrer Lage genau fixiert.

Zwischen den Druckschläuchen 5 und 5' und den Y-förmigen Adaptern 3 und 3' sind Adapterteile 2 bzw. 2' vorgesehen, was anhand von Fig. 6 und 7 im einzelnen beschrieben wird. Adap terteile 2 und 2' werden im Gehäuse 1 an den rohrförmigen An schlußstutzen 10a und 10'a bzw. 10b und 10'b befestigt. Vom Gehäuseinneren aus werden an den Adapterteilen 2 und 2' die Druckschläuche 5 und 5' befestigt. Wenn die Gehäusehälften 10 und 10' zu einem geschlossenen Gehäuse 1 zusammengefügt sind, werden an die Adapterteile 2 und 2' von außen die Y-förmigen Adapter 3 bzw. 3' aufgesteckt und an diesen fixiert.

Durch abwechselndes Komprimieren eines der Druckschläuche 5, 5' wird Fluid (Blut) vorwärts gepumpt, während gleichzeitig durch Freigeben des anderen Druckschlauches Fluid angesaugt wird. Hierbei wird die Druckplatte 8 gleichförmig oder be schleunigt zwischen Endlagen A und B hin- und herbewegt (sie he Fig. 3).

Wie der schematischen Darstellung der Fig. 2 zu entnehmen ist, führt ein Komprimieren des Druckschlauches 5 zum Aufbau von Druck im Schlauch 5; gleichzeitig wird ein Ventil V1 am Ein laß geschlossen. Der Aufbau des Drucks in dem Druckschlauch 5 bewirkt ein Umklappen eines Segelventils 6 in die in Fig. 2a wiedergegebene Lage. Dadurch wird das im Druckschlauch 5 be findliche Fluid ausgestoßen, wie durch einen Pfeil P1 in Fig. 2a angedeutet ist, bis die Druckplatte 8 die Endlage A (Fig. 3) erreicht hat.

Durch das Umklappen des Segelventils 6 wird der Auslaß des Druckschlauches 5' geschlossen, so daß in diesem Unterdruck entsteht; dadurch öffnet ein Ventil V2 und Fluid (Blut) strömt in den Schlauch 5', was durch einen Pfeil P2 in Fig. 2a angedeutet ist. Sobald die Druckplatte 8 die Endlage A er reicht hat, ist der Druckschlauch 5 weitgehend geleert, wäh rend sich der Schlauch 5' gefüllt hat.

Wird nunmehr die Druckplatte 8 von der Endlage A in Richtung auf die Endlage B bewegt, klappt das Segelventil 6 in die in Fig. 2b wiedergegebene Lage zurück, das Ventil V2 schließt und das Ventil V1 öffnet. Das Fluid (Blut) in dem Schlauch 5' wird aus diesem herausgepreßt (siehe Pfeil P3 in Fig. 2b) und gleichzeitig wird Fluid in den Schlauch 5 angesaugt (siehe Pfeil P4 in Fig. 2b) und dieser dadurch gefüllt. Die Druck schläuche 5, 5' können gegebenenfalls mechanisch mit der Druckplatte 8 verbunden sein, da dadurch der Unterdruck und somit die Saugwirkung verstärkt werden können.

In Fig. 2c ist das lappenförmige Segelventil 6 vergrößert dar gestellt. Als Ventile V1 und V2 können/sind herkömmliche Herzklappenprothesen verwendet werden/worden.

In Fig. 3 ist eine als Fluid- bzw. Blutpumpe dienende Pumpein richtung dargestellt. Die schlauchförmigen Kammern in Form der Druckschläuche 5, 5' sind einander gegenüberliegend orts fest angeordnet. Die Einlässe der Druckschläuche 5, 5' sind mittels des Y-förmigen Adapters 3 zusammengeführt. Vor den Schläuchen 5, 5' ist je ein Ventil in Form herkömmlicher Herzklappenprothesen 25, 25' vorgesehen, wie im einzelnen an hand der Fig. 6 und 7 erläutert wird. Am Auslaß sind die bei den Druckschläuche 5, 5' mittels des Y-förmigen Adapters 3' zusammengeführt. In dem Adapter 3' ist das in Fig. 2c vergrö ßert wiedergegebene, in Fig. 3 nicht dargestellte Segelventil 6 vorgesehen. Die Druckschläuche 5, 5' können differierende Wandstärken aufweisen.

Als Komprimiermittel ist eine sehr dünne Druckplatte 8 vorge sehen, die in Hebelarmen 49 drehbar gelagert ist. Mittels einer Antriebseinheit 41 (Fig. 8) werden die Hebelarme 49 und über diese die Druckplatte 8 zwischen Endlagen A und B (Fig. 3) hin- und herbewegt. Die Druckplatte 8 drückt dabei abwechselnd die Druckschläuche 5, 5' zusammen. Hierbei kann sich die Druckplatte 8, die flexibel ausgeführt sein kann, in ihrer Winkelstellung optimal an die Form des jeweils zusam mengedrückten Druckschlauches 5 bzw. 5' anpassen.

In Fig. 4 ist in Draufsicht eine Ausführungsform einer Kammer in Form beispielsweise eines der gekrümmten Druckschläuche 5 oder 5' dargestellt; für ein optimales Strömungsprofil ist die Geometrie des Schlauches von ausschlaggebender Bedeutung.

Die für einen Einsatz in einer Blutpumpe vorgesehenen ge krümmten Druckschläuche 5, 5' haben einen Krümmungswinkel α < 180° und sind so ausgelegt, daß der Durchmesser D1 der Schläuche 5, 5' am Einlaß bis zu einem maximalen Durchmesser D_max kontinuierlich zunimmt und anschließend kontinuierlich auf einen Durchmesser D2 am Auslaß abnimmt. Hierbei liegt der maximale Durchmesser D_max nicht in der Mitte zwischen Ein- und Auslaß, sondern näher beim Auslaß des jeweiligen Druck schlauchs 5, 5'. Hierbei ist der Durchmesser D1 an der Ein laßseite jedes Druckschlauches 5, 5' vorzugsweise etwas grö ßer als der Durchmesser D2 an deren Auslassseite.

In der beschriebenen Zweikammerpumpe sind vorzugsweise zwei gleich dimensionierte Schläuche 5, 5' in dem aus den zwei Ge häusehälften 10, 10' gebildeten Gehäuse 1 mittels entspre chend dimensionierter Adapter 3, 3' spiegelsymmetrisch bezüg lich der Druckplatte 8 ortsfest fixiert untergebracht. (Fig. 4)

Um die Höhe des Gehäuses 1 zu verringern, können die beiden Druckschläuche 5, 5' beispielsweise um einen Winkel δ gegen einander versetzt angeordnet werden (siehe Fig. 5). Ferner sind die Druckschläuche 5, 5' in dem Gehäuse 1 so unterzu bringen, daß ein Zurückströmen von Fluid (Blut) im Einlaß- bzw. Auslaßbereich nicht stattfinden kann. Die Druckschläuche 5, 5' bestehen aus hochelastischem Material; dadurch sind bessere strömungsmechanische Eigenschaften erreicht und ins besondere können Druckstöße gedämpft werden.

In Fig. 6 sind in perspektivischer Darstellung der Y-förmige Adapter 3, diesem zugeordnete Adapterteile und zwei Herzklap penprothesen 25, 25' gezeigt. Ein vom Herzen kommender Schlauch 26 wird auf ein Adapterteil 22 geschoben und dort beispielsweise mittels einer Klebeverbindung fixiert. Niedri ge kreisförmige Ansätze bzw. Gewindegänge 22' am Außenumfang des Adapterteils 22 sind zum Erhöhen der Zugfestigkeit sowie der Dichtigkeit der Verbindung vorgesehen.

In dem Y-förmigen Adapter 3 werden auf der Seite des Einlas ses ein Adapterteil 23 und am Ende von dessen Ästen Adapter teile 24 bzw. 24' wiederum beispielsweise durch eine Klebe verbindung fixiert. In die rohrförmigen Anschlußstutzen 10a und 10'a der Gehäusehälften 10 und 10' sind Adapterteile 29 bzw. 29' aufgenommen, in welchen wiederum Aufnahmen für die Herzklappenprothesen 25 und 25' ausgebildet sind.

Ist die Pumpeinrichtung montiert und sind beide Gehäusehälf ten 10, 10' des Gehäuses 1 miteinander verbunden, werden die Herzklappenprothesen 25, 25' in die Adapterteile 29 bzw. 29' eingesetzt. Anschließend wird der Y-förmige Adapter 3 mit den eingesetzten Adapterteilen 24 bzw. 24' in die Adapterteile 29 bzw. 29' des Gehäuses 1 eingebracht. Dadurch sind dann die Herzklappenprothesen 25, 25' axial festgelegt und die Pump einrichtung ist einlaßseitig montiert.

Wird die Pumpe an ein lebendes Herz angeschlossen, wird zu nächst ein Ende des Schlauches 26 an dem Herz fixiert. Das am anderen Ende des Schlauches 26 befestigte Adapterteil 22 wird in das Adapterteil 23 gesteckt und mit einer Übermutter 21 gesichert.

Zur Verdeutlichung ist in Fig. 7 ein Y-förmiger Adapter 3' mit integriertem Segelventil 6 in zwei Hälften aufgeteilt darge stellt. Zweckmäßigerweise ist jedoch der Adapter 3' einteilig ausgebildet. Das lappenförmige Segelventil 6 beginnt am Ver zweigungspunkt der weitgehend gleich ausgeführten Hälften 3'a und 3'b des Y-förmigen Adapters 3' und reicht bis in dessen Auslaßbereich. Das Segelventil 6 ist aus sehr dünnem, flexib lem organischem oder anorganischem Material hergestellt. Der Y-förmige Adapter 3' mit eingesetzten Adapterteilen 23 und 22 wird in die rohrförmigen Anschlußstutzen 10b und 10'b des montierten Gehäuses 1 geschoben und abgedichtet.

Wenn die Pumpe am lebenden Herz angeschlossen wird, wird zu nächst ein Schlauch 27 mit einem Ende am Herzen bzw. der Aor ta fixiert. Das am anderen Ende des Schlauchs 27 befestigte Adapterteil 22 wird in den Adapter 23 gesteckt und dort mit tels beispielsweise einer Überwurfmutter 21 gesichert. Durch die ringförmigen Ansätze bzw. Gewindegänge 22' am Außenumfang des Adapterteils 22 ist wiederum die Zugfestigkeit erhöht und die Dichtigkeit der Verbindung verbessert.

Zum Bewegen der Druckplatte 8 zwischen den Endlagen A, B (siehe Fig. 3) ist eine Antriebseinheit 41 in Form eines Elektromotors mit Getriebeeinheit vorgesehen. Die Rotation der Antriebseinheit 41 wird auf eine Exzenterscheibe 44 über tragen. An der Exzenterscheibe 44 ist ein Verbindungsteil 42 gelagert, mittels welchem die Rotation der Scheibe 44 an ei nen Hebelarm 43 übertragen wird, dessen anderes Ende mit ei ner Welle starr verbunden ist. Mit derselben Welle sind unter einem Winkel von vorzugsweise 90° bezüglich des Hebelarms 43 zwei vorzugsweise gleich lange Arme 49 starr verbunden.

Bei jeder Umdrehung der Scheibe 44 wird durch die starr mit der Welle verbundenen Arme 43 und 49 die Druckplatte 8 zwi schen den Endlagen A, B bewegt. Wie vorstehend ausgeführt, beträgt der Winkel zwischen dem Hebelarm 43 und den Armen 49 vorzugsweise 90°. Wenn die Winkel zwischen dem Hebelarm 43 und den beiden Armen 49 unterschiedlich sind, werden die schlauchförmigen Kammern 5, 5' durch die Druckplatte 8 unter schiedlich stark komprimiert.

In Fig. 9 ist eine Ausführungsform einer Kühleinrichtung 50 für die Antriebseinheit 41 dargestellt. Das zu kühlende Ele ment, im vorliegenden Fall die Antriebseinheit 41, ist mit eng nebeneinander angeordneten Windungen eines endlosen Schlauchs 54 umwickelt, die vorzugsweise beispielsweise mit tels einer Klebeverbindung fest mit der Einheit 41 verbunden sind. Es können auch Wicklungen in mehreren Lagen übereinan der vorgesehen sein. Der restliche Schlauch 54 ist an eine zur Kühlung vorgesehene Stelle geführt und dort beispielswei se in Form einer endlosen Spirale 55 fixiert; hierzu sind beispielsweise die Windungen der Spirale 55 mit geeignetem Material vergossen.

Damit Kühlmittel in dem Schlauch 54 zirkuliert, ist eine Pum pe 51 in den geschlossenen Kreislauf integriert. In Fig. 9 ist als Pumpe eine Verdrängerpumpe mit einem Rückschlagventil 52 vorgesehen. Bei einem Einsatz als Blutpumpe werden Schläuche und Materialien aus biokompatiblen Werkstoffen, wie bei spielsweise medizinischem Silikon oder Polyurethan verwendet.

Mit Hilfe der Pumpe 51 wird das Kühlmittel in dem endlosen Schlauch 54 umgewälzt. Um zu verhindern, daß Wärme bereits vor Erreichen der Spirale 55 abgegeben wird, ist der Schlauch 54 von der Antriebseinheit 41 bis zur Spirale 55 mit einer entsprechenden Isolierung 56 ummantelt. Pumpe 51 und Rück schlagventil 52 können auch auf der kühlen Seite, d. h. im Zu lauf zu dem zu kühlenden Element 41 in dem Kreislauf unterge bracht sein.

Bei Einsatz beispielsweise einer Axialpumpe kann das Rück schlagventil entfallen. Gegebenenfalls kann auch die Druck platte 8 in der Weise genutzt werden, daß durch sie in der Art einer Schlauch- oder Rollerpumpe ein Abschnitt des Schlauches 54 zusammengedrückt wird und dadurch das Kühlmit tel weitergedrückt wird.

Da der Schlauch 54 in eng nebeneinander angeordneten Windun gen um die zu kühlende Antriebseinheit 41 gewickelt ist, nimmt das Kühlmittel über die Schlauchoberfläche Wärme von der warmen Einheit 41 auf und transportiert sie weiter. Der Wärmeübergang und die abgegebene Wärmemenge hängen u. a. von dem Wärmeübergangskoeffizienten des Schlauches 54 und demje nigen der Verbindung zwischen Schlauch und Antriebseinheit 41, dem Durchmesser und der Wandstärke des Schlauches, der Anzahl der Windungen sowie der Strömungsgeschwindigkeit des Kühlmittels ab.

Die Pumpe 51 fördert das Kühlmittel wieder in die um die Ein heit 41 gewickelten Windungen. Pumpe 51 und Rückschlagventil 52 können gegebenenfalls auch im Gehäuse einer Steuerelektro nik untergebracht sein.

Die Kühleinrichtung kann im Fettgewebe, gegebenenfalls dicht unter der Haut untergebracht werden. Dadurch wirken sich grö ßere Temperaturschwankungen weniger drastisch auf den Gesamt organismus aus und die Abwärme, beispielsweise der Antriebs einheit 41 kann optimal abgeführt werden.

Anhand von Fig. 10 wird eine implantierbare Energieversor gungseinheit 60 beschrieben, über welche die Antriebseinheit 41 mit Energie versorgt wird und gleichzeitig Daten übertra gen werden können.

Die Energieversorgungseinheit 60 weist ein kleines gekapsel tes Energiereservoir 64 mit Steuerelektronik auf und ist über Leitungen mit der Antriebseinheit 41 verbunden. Zum Aufladen des kleinen Energiereservoirs 64 ist dieses über einen Lade regler 65 mit einer im Patientenkörper implantierbaren Induk tionsspule 62 verbunden. Vorzugsweise ist die Induktionsspule 62 im Fettgewebe dicht unter der Haut 71 vorgesehen. Eine zweite Induktionsspule 61, die an ein größeres Energiereser voir 66 angeschlossen ist, ist extrakorporal vorgesehen.

Zum Übertragen von Energie von dem extrakorporal mitgeführten Energiereservoir 66 an das kleinere Energiereservoir 64 wird die Induktionsspule 61 genau gegenüber der unter der Haut 71 implantierten Induktionsspule 61 positioniert. An die Induk tionsspule 61 wird Wechselspannung angelegt und in der im plantierten Spule 62 wird Spannung induziert. Die induzierte Spannung wird zum Laden des implantierten Energiereservoirs 64 an den Laderegler 65 angelegt. Mit dem kleinen Energie reservoir 64 steht somit ein Energiepuffer zur Verfügung, so daß für eine bestimmte Zeitspanne die Energieversorgung für den Betrieb der Pumpeinrichtung gewährleistet ist. Dadurch ist auch ein kurzfristiges Abkoppeln der extrakorporalen Energieversorgung möglich.

Wenn der Wechselspannung hochfrequente Wechselspannung über lagert wird, können über die Induktionsspulen 61, 62 Daten übertragen werden. Bei diesen Daten kann es sich um Komman dos, Diagnose-, Status-, Steuersignale u. ä. handeln.

Das kleine Energiereservoir 64 kann dadurch überwacht werden, daß bei Unterschreiten eines definierten Ladezustand eine entsprechende Statusmeldung abgegeben wird. Da bei Abkoppeln der extrakorporalen Energieversorgung 66 das implantierte kleine Energiereservoir 64 verhältnismäßig schnell aufge braucht sein kann, wird dies, wenn der Zustand unbemerkt bleibt, zwangsläufig zum Ausfall der Pumpeinrichtung führen. Aus diesem Grund ist bei Unterschreiten eines definierten La dezustands ein Alarmsignal, beispielsweise in Form eines akustischen Signals abzugeben, und/oder es wird an einen ex ternen Empfänger ein Signal gesendet oder es kann eine Kombi nation von verschiedenen Alarmsignalen vorgesehen sein.

Bezugszeichenliste

1

Gehäuse

10

,

10

' Gehäusehälften

10

a,

10

b,

10

'a,

10

'b rohrförmige Anschlußstutzen

2

,

2

' Adapterteile

3

,

3

' Y-förmige Adapter

3

'a,

3

'b Hälften von

3

'

4

Komprimiereinrichtung

5

,

5

' Druckschläuche

6

Segelventil

8

Druckplatte

21

Überwurfmutter

22

Adapter

22

' dünne Ansätze an

22

23

,

24

,

24

' Adapterteile

25

,

25

' Herzklappenprothesen

26

,

27

Schlauch

29

,

29

' Adapterteile

41

Antriebseinheit

42

Verbindungsteil

43

Hebelarm

44

Scheibe

46

Halteteile

49

Arme

50

Kühleinrichtung

51

Pumpe

52

Rückschlagventil

54

Schlauch

55

Spirale

56

Isolierung

60

Energieversorgungseinheit

61

,

62

Induktionsspulen

64

kleines Energiereservoir

65

Laderegeleinrichtung

66

extrakorporales Energiereservoir

71

Haut
A, B Endlagen
P1 bis P4 Pfeile
D1, D2, D_max

Durchmesser
α Krümmungswinkel
δ Versatzwinkel

Claims

1. System zum Unterstützen des linken Herzventrikels gekenn zeichnet durch
eine über Adapterelemente (2, 2') an den Ventrikel anschließ bare Pumpeinrichtung mit
zwei komprimierbaren Kammern (5, 5') und
einer Komprimiereinrichtung (4), um gleichzeitig abwech selnd die komprimierbaren Kammern (5, 5') zu füllen bzw. zu leeren, mit einer dieser zugeordneten Antriebseinheit (41),
eine Kühleinrichtung (50) zum Kühlen der Antriebseinheit (41), und
eine Energieversorgungseinheit (60) für die Antriebseinheit (41) und die Kühleinrichtung (50).

2. System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Pumpeinrichtung, die Komprimiereinrichtung (4), die An triebseinheit (41) und ein Teil der Kühleinrichtung (50) in einem zweiteiligen Gehäuse (1) untergebracht sind, an welchem rohrförmige Anschlußstutzen (10a, 10b; 10'a, 10'b) zum An bringen von Y-förmigen Adapterelementen (3, 3') ausgebildet sind.

3. System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die als Druckschläuche (5, 5') ausgeführten, komprimierbaren Kam mern exakt oder leicht versetzt übereinander angeordnet sind.

4. System nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß die komprimierbaren Druckschläuche (5, 5') gekrümmt ausgeführt sind und von einem einlaßseitigen Durchmesser (D1) kontinu ierlich auf einen maximalen Durchmesser (D_max) zunehmen und anschließend wieder kontinuierlich bis auf einen auslaßseiti gen Durchmesser (D2) abnehmen.

5. System nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß der Krümmungswinkel (α) der Druckschläuche (5, 5') kleiner als 180° ist (α < 180°).

6. System nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß der maximale Durchmesser (D_max) der Druckschläuche (5, 5') außer mittig näher bei deren Auslaßseite liegt.

7. System nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß die ein- und auslaßseitigen Schlauchdurchmesser (D1, D2) gleich groß sind.

8. System nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß der einlaßseitige Schlauchdurchmesser (D1) größer als der auslaß seitige Durchmesser (D2) ist.

9. System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Komprimiereinrichtung (4) eine zwischen den beiden kompri mierbaren Kammern (5, 5') angeordnete dünne Druckplatte (8) aufweist, die zum abwechselnden Komprimieren der beiden Kam mern (5, 5') zwischen zwei Endlagen (A, B) hin- und herbeweg bar ist.

10. System nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß der Antriebseinheit (41) in Form eines Elektromotors mit Getriebe ein Mechanismus nachgeordnet ist, durch welchen eine Rotation der Abtriebswelle des Elektromotors in eine Pendelbewegung zum Hin- und Herbewegen der Druckplatte (8) umgewandelt wird.

11. System nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß in den Ästen des einlaßseitig angebrachten Y-förmigen Adapter elements (3) Aufnahmen für herkömmliche Herzklappenprothesen (25, 25') ausgebildet sind.

12. System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß im Verzweigungsbereich der Äste des auslaßseitig angebrachten Y- förmigen Adapterelements (3') ein lappenförmiges Segelventil (6) aus dünnem, flexiblem Material vorgesehen ist.

13. System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Kühleinrichtung (50) einen mit Kühlmittel gefüllten endlosen Schlauch (54) aufweist, von welchem ein Teil in einer Anzahl Windungen um die zu kühlende Antriebseinheit (41) gewickelt ist, und ein weiterer Teil des Schlauchs (54) zum Abkühlen des Kühlmittels unmittelbar unter der Haut eng spiralförmig (55) gewickelt angeordnet ist.

14. System nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, daß in dem endlosen Schlauch (54) eine Pumpe (51) sowie ein Rück schlagventil (52) vorgesehen sind.

15. System nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, daß der Abschnitt des Schlauchs von dem zu kühlenden Element (41) bis in den spiralförmig gewickelten Bereich unter der Haut mit Isoliermaterial (56) ummantelt ist.

16. System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Energieversorgungseinheit (60) ein kleines Energiereservoir (64) aufweist, das mit einer unter der Haut (71) angeordneten Induktionsspule (62) verbunden ist und von einer Laderege lungseinrichtung (65) gesteuert und überwacht ist.

17. System nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, daß ein extrakorporal vorgesehenes größeres Energiereservoir (66) mit einer extrakorporal vorgesehenen Induktionsspule (61) verbun den ist, welche zur Energieübertragung bei der unter der Haut (71) implantierten Induktionsspule (62) positioniert ist.