DE3831540C2 - - Google Patents
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- DE3831540C2 DE3831540C2 DE3831540A DE3831540A DE3831540C2 DE 3831540 C2 DE3831540 C2 DE 3831540C2 DE 3831540 A DE3831540 A DE 3831540A DE 3831540 A DE3831540 A DE 3831540A DE 3831540 C2 DE3831540 C2 DE 3831540C2
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Description
Die vorliegende Erfindung betrifft eine Vorrichtung
zum zumindest zeitweiligen Verbessern
der Pumpwirkung des Herzens gemäß
dem Oberbegriff des Patentanspruchs 1.
Es sind bislang zahlreiche Versuche unternommen worden, um
mit Herzproblemen zusammenhängende Schwierigkeiten zu verbessern.
Diese Versuche reichten von Chemikalien wie etwa Digitalis
und Diuretika bis zu Geräten wie künstlichen Klappen und
künstlichen Herzen. Anscheinend umfassen die über diese Jahre
vorgenommenen Versuche nicht die zusammenhängende Betrachtung
von Energiebeziehungen, das Zurücklecken von Gas in die Ventrikel,
und das Entfernen von Gas als Mittel zur Verbesserung
der Fähigkeit des Herzens, Flüssigkeit, also Blut, zu pumpen.
Die Zielrichtung dieser Erfindung liegt im Erreichen und
Aufrechterhalten eines stabilen Herzzustands mit der vorliegenden
Vorrichtung als Mittel für diesen Zweck.
Die dynamischen Verhältnisse des Herzens, oder noch genauer
die dynamischen Verhältnisse einer Seite des Herzens, sind
analytisch beschreibbar geworden als ein strömungsmechanischer
dynamischer Vorgang mit einem Eingangsfluß, nämlich dem Rückkehrfluß,
einem Ausgangsfluß, und einer Differenz zwischen dem
Eingangsfluß und dem Ausgangsfluß, welche die Änderungsrate
der Fluidmenge innerhalb des Herzens zu einem gegebenen Zeitpunkt
angibt.
In bezug auf die vorliegende Erfindung muß das Fluid so angesehen
werden, daß es sowohl Gas als auch Flüssigkeit enthält.
Durch Änderung der Mengen des Gases und der Flüssigkeit
können Änderungen im Ausgangsfluß erzeugt werden. Wenn beispielsweise
ein Teil des Gases am Eingang zur Aorta wiederholt
durch die Aortenklappe zurückgelangen kann, so kann
sich bei jedem Schlag die Gasmenge innerhalb des Herzens
vergrößern und wiederholt gepumpt werden und zurückgelangen.
Mit steigender Menge gepumpten Gases wird die Menge gepumpter
Flüssigkeit geringer. Wenn dies sehr weit getrieben wird,
führt dieser Vorgang zu einer wesentlichen Verringerung des
Flüssigkeitsflusses und es folgt ein Zustand instabiler Art,
der in gewisser Weise einen Zustand einer Herzarrhythmie
darstellt.
In gewissem Maße gleicht die voranstehende Beschreibung einer
Analyse von Fluidsteuergeräten, beispielsweise für Brenn
stoffregelsysteme für Flugzeuge, da in beiden Fällen Eingangssignale,
ein Eingangsfluß, ein Ausgangsfluß und dergleichen
beteiligt sind. Auch gleicht die voranstehende Beschreibung
in gewissem Maße der einiger Maschinen, bei denen wiederum
Signale, ein Eingangsfluß und ein Ausgangsfluß wie bei einem
Pumpvorgang beteiligt sind.
Die Wirkung des Herzens ist grundsätzlich die einer Pumpe.
Pumpen arbeiten auf der Grundlage von Energiebetrachtungen.
Wenn eine Pumpe eine Mischung aus Gas und Flüssigkeit erhält,
zieht es die Pumpe vor, auf der Grundlage minimaler Energie
zu arbeiten. Es ist weniger Energie erforderlich, ein gegebenes
Gasvolumen zu pumpen, als dasselbe Volumen einer Flüssigkeit
zu pumpen.
Es ist weniger Energie erforderlich, ein gegebenes Gasvolumen
durch ein Öffnung oder Einschnürung zu pumpen, und
im Falle des Herzens ist die Öffnung der Kanal durch eine
Klappe, sowohl wenn die Klappe ordnungsgemäß geöffnet ist,
als auch wenn die Klappe beschädigt ist und geschlossen sein
soll, tatsächlich aber teilweise geöffnet ist. Wenn sowohl
ein Gas und eine Flüssigkeit verfügbar sind, neigt das Herz
dazu, vorzugsweise ein Gasvolumen zu pumpen, und dies verringert
das Flüssigkeitsvolumen, welches mit einem gegebenen Energiebetrag
in einem gegebenen Zeitraum gepumpt werden kann.
Wenn eine Auslaßklappe beschädigt ist, so daß sie leckt,
neigt Gas dazu, durch die Klappe zurückzulecken. Die Aortenklappe
kann, wenn sie beschädigt ist, eine derartige Klappe
darstellen. Das Gas kann bevorzugt immer wieder auf die Auslaßseite
der Klappe mehrfach gepumpt werden.
Das Zurücklecken von Gas durch defekte Herzklappen stellt
bei derartigen wiederholten Vorgängen eine Verzweigung dar
und führt damit zu einer verringerten gepumpten Flüssigkeitsmenge,
also Blut. Diese Situation mit einem derartigen Verhältnis
von Dampf zu Flüssigkeit kann bei einem defekten Herz
sehr schlimm sein, ebenso wie bei anderen Pumpenarten, insbesondere
wenn der Einlaßdruck selbst für sehr kurze Zeiträume
sehr gering ist. In geschlossenen Systemen kann eine verbesserte
Fähigkeit einer aktiven Komponente, beispielsweise
des Herzens in diesem Fall, die Gesamtleistung des Systems
verbessern.
Ein Beispiel für die voranstehenden Überlegungen ist der
Fall, in welchem die Herzleistung durch eine Gruppe von Kurven
dargestellt ist, welche den Druckanstieg gegen die Volumenflußrate
der Flüssigkeit darstellen, wobei jede Kurve durch
ein unterschiedliches Dampf/Flüssigkeitsverhältnis dargestellt
wird. Messungen können anhand der Gewichtsflußrate oder der
Massenflußrate durchgeführt werden, welche in die Volumenflußrate
der Flüssigkeit umgerechnet werden. Es sind Regressionsverfahren
mit Computern bekannt, und derartige Verfahren
können zum Sortieren von Daten und zur Durchführung verwandter
Rechnungen verwendet werden, um die Kurven anhand eines konstanten
Dampf/Flüssigkeitsverhältnisses zu beschreiben, wobei
die Kurven um einen gleichen Abstand des Dampf/Flüssigkeits
verhältnisses voneinander beabstandet sind. Es können ebenfalls
für andere Teile des geschlossenen Systems, beispielsweise
die Lungen, Kurven bestimmt werden. Die kombinierte Sauerstoff
absorptionsrate der beiden Lungenflügel gegen die Blutflußrate
kann durch eine Kurve dargestellt werden. Analytisch betrachtet
gibt es einen subtilen, jedoch bedeutenden Faktor, der bei
den hier beschriebenen geschlossenen Systemen beteiligt ist.
Wenn Komponententeile des Systems, etwa das Herz oder die
Lungen, durch die voranstehend angegebenen Kurven beschrieben
werden, können approximierte Transferfunktionen sowohl für
die Leistung in offenen und geschlossenen Systemen ermittelt
werden. Mit derartigen Transferfunktionen kann als Approximation
gezeigt werden, daß die Leistung des geschlossenen Systems
zur Leistung des offenen Systems in einer Beziehung der folgenden
allgemeinen Form steht, die in der Bezeichnung der Laplace-
Transformation angegeben ist:
wobei KG(s) die Verstärkung des offenen Systems darstellt.
Es wird darauf hingewiesen, daß eine Division von Zähler
und Nenner durch KG(s) ergibt:
Das normale Herz als Komponente stellt im wesentlichen die
Verstärkung dar, anhand eines Leistungsverhältnisses, eines
Druckverhältnisses, und eines Flußverhältnisses. Dies liegt
an der Fähigkeit des Herzens, den Blutdruck und die Blutflußrate
im Normalbetrieb zu erhöhen. Ein übermäßiger Gasanfall wie
voranstehend beschrieben verringert im wesentlichen diese
Verstärkung. In einem geschlossenen System kann sich die
Leistung einer einzelnen Komponente, beispielsweise des Herzens,
beträchtlich von ihrer Normalleistungskurve unterscheiden,
ohne daß ein großer Effekt auf die Leistung des geschlossenen
Systems eintritt, die durch die Verstärkung des geschlossenen
Systems angegeben wird. Beispielsweise kann in erster Näherung
angegeben werden, daß bei einer Verstärkung von 10 des offenen
Systems bei einem Herzen eine Abweichung von der Kurve der
Komponentenleistung nur 1/10 der Wirkung auf die Leistung
des geschlossenen Systems hat wie auf die Leistung des offenen
Systems, wie durch die voranstehende Gleichung angegeben
ist. Zwar kann die Variable KG(s) zahlreiche Faktoren enthalten,
welche das Herz, die Lungen, die Arterien, Venen und dergleichen
repräsentieren, es ist jedoch das Herz, das infolge der Pumpwirkung
einen Hauptfaktor in bezug auf die Verstärkung darstellt.
Mit dieser Art der Analyse kann der Betrag der Verbesserung
abgeschätzt werden, welcher bei einem Herzversagen
infolge Kongestion durch Entlüftung des Gases erwartet wird.
Weiterhin deutet diese Art der Untersuchung an, daß die voranstehend
angegebene normale oder (bessere) Leistung, etwa
für Sportler und dergleichen, schwierig zu erreichen ist.
Die Erfindung betrifft derartige Entlüftungsvorrichtungen
zur Verringerung des Dampf/Flüssigkeitsverhältnisses
und eine entsprechende Verbesserung der Fähigkeit
zum Pumpen von Flüssigkeit durch das Herz.
Die nachstehend angegebenen Druckschriften von veröffentlichten
Patenten geben den wesentlichen Stand der Technik in den
USA an. Es sind dies: die US Patentschriften 46 25 712/Wampler,
44 93 692/Reed, 44 93 314/Edward, 43 85 637/Akhavi, 43 85 950/Pollak,
43 55 964/Rodibaugh/Cobb, 43 97 049/Robinson/Kitrilakis,
35 92 183/Watkins et al, 39 95 617/Watkins et al,
40 14 317/Bruno, 43 09 637/Akhavi, 43 09 994/Grunwald.
Die voranstehend genannten Druckschriften umfassen unterschiedliche
Merkmale der Entlüftung, den Aufbau selbstansaugender
Zentrifugalpumpen, Zahnradpumpen mit Entlüftung des Fluids,
hydraulisch betätigte Herzprothesen mit Dreiweg-Ventrikelklappe,
und dergleichen, allerdings sind die Ziele des voranstehend
genannten Stands der Technik verschieden von denen der vorliegenden
Erfindung. Zahlreiche Konstruktionen von Pumpen
sind bekannt, die ähnliche Merkmale verwenden wie die hier
beschriebene Vorrichtung, allerdings betreffen derartige
Pumpen völlig andere Anwendungen als das Herz.
Eine weitere Veröffentlichung zum Stand der Technik stellt
der Artikel "Designing a Simulated Laboratory" dar von Niles
Peterson, Seiten 286 bis 296, Juni 1984, Byte Magazine, McGraw-
Hill, Inc., Peterborough, New Hampshire 03458.
Die Darstellung auf Seite 294 zur Simulation des Otto Frank-
Experiments aus dem Jahre 1896 ist bezüglich der vorliegenden
Erfindung von Interesse, und der Einsatz der vorliegenden
Erfindung mit Analyse und Synthese dynamischer geschlossener
Systeme kann als Verbesserung und Aktualisierung des Otto
Frank-Experiments angesehen werden.
Eine Zitatstelle für geschlossene Systeme stellt das Buch
"Automatic Feedback Control System Synthesis" dar von John
G. Truxal, 1955 McGraw-Hill Book Company, Inc. Zwar lassen
sich geschlossene Systeme nicht einfach analysieren, allerdings gibt
das voranstehend genannte Buch eine verhältnismäßig detaillierte und
fundierte Behandlung von Techniken bei geschlossenen Systemen. Solange
die Konzepte offener und geschlossener Systeme im allgemeinen verstanden
werden, ist glücklicherweise eine detaillierte Kenntnis derartiger
Dinge wie Transientenantwort, Frequenzantwort, Stabilitätskriterium
und imaginärer Achse nicht erforderlich für ein allgemeines
Verständnis der Erfindung.
Außerdem sind aus der US-A 45 31 935, der US-A 44 93 707, und der US-
A 37 76 239 ganz allgemein Vorrichtungen bekannt, die sich zur Beseitigung
von Luft aus dem Herzen bzw. aus großen Blutgefäßen eignen.
Diese allesamt gattungsgemäßen Vorrichtungen weisen jedoch insbesondere
den Nachteil auf, daß durch sie hindurch sowohl Gas als auch Blut
undifferenziert entweichen kann.
Aus der US-A 40 14 317 ist ein rohrförmiger Vielzweckeinsatz zur Anwendung
im Blutkreislauf bekannt, der mit einem Rückschlagventil ausgestattet
ist. Ein Rückschlagventil weist auch eine die Herzklappenfunktion
unterstützende Vorrichtung auf, die aus der US-A 39 95 617 bekannt ist.
Letzlich ist aus der US-A 43 55 964 eine Pumpe bekannt, die ein Entlüftungsventil
aufweist. Diese Pumpe ist jedoch zu allgemeinen technischen
Zwecken ausgestaltet und eignet sich in keiner Weise für kardiovaskuläre
Anwendungen.
Es ist die Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine gattungsgemäße Vorrichtung
fortzubilden, indem im wesentlichen unerwünschte und zu entlüftende
Gase, jedoch im wesentlichen kein Blut, durchgelassen werden.
Diese Aufgabe wird durch eine Vorrichtung mit den im Anspruch 1 aufgeführten
Merkmalen gelöst.
Zweckmäßige Ausgestaltungen der erfindungsgemäßen Vorrichtung sind durch
die in den Unteransprüchen aufgeführten Merkmale definiert.
Der Hauptvorteil der vorliegenden Erfindung liegt in der
zeitweiligen Verbesserung der Herzleistung, so daß andere
natürliche Vorgänge, gewöhnliche medizinische Behandlungen,
und Operationen noch wirksamer zu einer Wiederherstellung,
Heilung und Stärkung des Herzens führen können. Zusätzlich
zu den voranstehend genannten Vorteilen kann die vorliegende
Vorrichtung eingesetzt werden, um die Leistung des Herzens
zu verbessern, wenn die übliche Vorgehensweise, beispielsweise
eine große Operation, sonst nicht durchführbar wäre, beispielsweise
bei älteren Menschen.
Ein weiterer Vorteil der Erfindung liegt im Erhalten und
Aufrechterhalten stabiler Herzzustände durch Anwendung der
Vorrichtung, so daß übermäßig auftretende Gase, etwa Kohlendioxid
und Sauerstoff, entfernt werden, um im fließenden
Blut ein niedrigeres Gas/Flüssigkeitsverhältnis zu erreichen.
Die Erfindung stellt eine Vorrichtung zur
mechanischen Vergrößerung der Pumpleistung des Herzens und
zur Verbesserung von mit Herzproblemen zusammenhängenden
Zuständen zur Verfügung, beispielsweise bei Herzversagen
durch Kongestion.
Ein Vorteil der Vorrichtung liegt in der Aufrechterhaltung
eines ausbalancierten Verhältnisses von Dampf zu Flüssigkeit
innerhalb des Herzens. Ein System von Energiebeziehungen
zwischen offenen und geschlossenen Systemen, also zwischen
den Lungen und dem Herzen, wird eingesetzt, wodurch eine
geringprozentige Verbesserung der Lungenkapazität möglich
ist. Die Erfindung wird dann zu einem Hilfsmittel, bei welchem
eine Neueinstellung des Systems auf neue Drucke, Pulsraten,
Flüsse und so weiter beteiligt ist, wie etwa bei Verletzungen
bei Autounfällen oder Schußwunden, bei welchen übermäßige
Blutverluste aufgetreten sind.
Ein weiterer Vorteil ist die Vergrößerung des Blutflusses
durch das Herz durch Verringerung des Dampf/Flüssigkeitsverhältnisses
innerhalb des Herzens und der Aorta.
Ein weiterer Vorteil der Erfindung besteht in der Bereitstellung
einer Vorrichtung zur Entlüftung übermäßiger Mengen von Blutgasen,
einschließlich essentiellen Sauerstoffs - insbesondere
des mit roten Blutkörperchen mit Hämoglobin zusammenhängenden
Sauerstoffs - da einige der Elemente in den Gasen normalen
und notwendigen Funktionen im Blutfluß dienen.
Ein weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung liegt in
der Funktion, Gas in Schaumform (also Luftbläschen) zu ent
lüften.
Ein weiterer Vorteil besteht in der Bereitstellung einer
Konstruktion für eine Entlüftungseinrichtung, die zur Verwendung
bei Tieren (beispielsweise Hunden, Rindern) und dergleichen
eingesetzt werden kann.
Ein weiterer Vorteil liegt in der Bereitstellung verringerter
Leistungsanforderungen für ein künstliches Herz, so daß dessen
Energiespeicher und der Schrittmacher selbst kleiner ausgeführt
werden können.
Die Erfindung wird im folgenden anhand der Zeichnungen unter Bezugnahme auf bevorzugte Ausführungsformen näher beschrieben,
in denen gleiche Bezugsziffern insgesamt
gleiche Teile bezeichnen.
Es zeigt:
Fig. 1 ein Blockschaltbild in allgemeiner Form der grundsätzlichen
Anordnung einer Seite des Herzens und einer
Angabe des Ortes der Klappe gemäß einer Ausführungs
form;
Fig. 2 ein Blockdiagramm der linken Seite des Herzens einschließlich
einer Angabe des Ortes der Klappe gemäß
der bevorzugten Ausführungsform;
Fig. 3 ein Blockdiagramm der rechten Seite des Herzens einschließlich
einer Angabe des Ortes der Klappe gemäß
einer weiteren Ausführungsform;
Fig. 4 ein Blockdiagramm mit einer weiteren Ausführungsform,
die eine Flüssigkeit/Gas-Trenneinrichtung umfaßt;
Fig. 5 ein Blockdiagramm der bevorzugten Ausführungsform
welches zusammen mit den anderen Figuren einem besseren
Verständnis der Erfindung dienen soll;
Fig. 6 eine Veranschaulichung einer Querschnittsdarstellung
einiger der in Fig. 2 und 5 für die linke Seite
des natürlichen Herzens angegebenen Einzelheiten
sowie eine Angabe einiger alternativer Orte für die
Klappe;
Fig. 7 eine veranschaulichende Darstellung einiger der in
Fig. 2 für die linke Seite eines mechanischen Herzens
gezeigten Einzelheiten mit einer gestörten Aortenklappe
und einer Angabe einiger zusätzlicher Orte der Klappe;
Fig. 8 eine vergrößerte Ansicht einer typischen Klappe gemäß
Fig. 2;
Fig. 9 eine vergrößerte Ansicht einer Klappe, die einen
porösen Einsatz aufweist, um Gas herausfließen zu
lassen; und
Fig. 10 eine vergrößerte Ansicht einer alternativen Klappe
mit einer Darstellung einer Vorrichtung zur Hilfe
bei der Einnahme einer gewünschten Lage, insbesondere
in bezug auf das Innere des Herzens.
Das in Fig. 1 gezeigte System umfaßt einen Abschnitt eines
Herzens einschließlich einer Klappe 1 am Auslaß eines Ventrikels
2 und einer Klappe 3 zwischen dem Ventrikel 2 und Vorhof
4. Diese Figur dient allgemein erläuternden Zwecken und umfaßt
eine Entlüftungsvorrichtung 5, beispielsweise eine Pumpe.
Dieses Blockdiagramm läßt sich auf das natürliche Herz und
auf das künstliche Herz anwenden. Der Betriebsablauf und
die Benutzung der Belüftungseinrichtung 5 sind nachstehend
beschrieben.
Es ist allgemein bekannt, daß das Herz grundsätzlich als
Pumpe arbeitet und in bezug auf seine Größe einen hohen Wirkungsgrad
aufweist. Vergleicht man die pro Zeiteinheit gepumpte
Blutmenge mit der für dieses Pumpen verbrauchten Energiemenge,
so ist die erforderliche Energiemenge, um ein gegebenes Gasvolumen
zu pumpen, geringer als die Menge, die erforderlich
ist, um dasselbe Flüssigkeitsvolumen (beispielsweise Blut)
zu pumpen. Dieser Effekt kann sehr deutlich werden, wenn
sich Gas im Herzen ansammelt. Dieses Gas kann ebenfalls in
aufgeschäumter Form vorliegen. Gas kann sich im Herzen infolge
solcher Faktoren wie einer defekten Klappe ansammeln, wie
nachstehend beschrieben wird. Die für ein gegebenes Gasvolumen
erforderliche Energie, um durch eine Öffnung zu fließen,
ist geringer als die für dasselbe Flüssigkeitsvolumen, beispielsweise
Blut, erforderliche Menge, um durch diese Öffnung
zu fließen. Der Strömungsweg durch eine defekte Herzklappe
bildet eine derartige Öffnung. In sequentieller Abfolge pumpt
das Herz vorzugsweise Gas mit höherem Wirkungsgrad als Flüssigkeit
und pumpt daher ein kleines Gasvolumen durch die Klappe
1. Während zumindest eines Teils des Pumpzyklus leckt ein
Teil des Gases zurück in das Ventrikel 2. Es wird auf die
Energieabhängigkeit sowohl beim Pumpen und beim Zurücklecken
des Ventrikels 2 hingewiesen, und darauf, daß das Gas nach
dem Zurücklecken vorzugsweise wiederum gepumpt wird. Dieser Verfahrensablauf
kann mit größeren gepumpten Gasmengen wiederholt
werden. Schließlich wird die Gasmenge so groß, daß sie die
Flüssigkeitsmenge, beispielsweise Blut, negativ beeinflußt,
die durch die Klappe gepumpt wird. Die bevorzugte Pumpwirkung
kann zumindest teilweise auf die theoretischen Eigenschaften
von Flüssigkeiten und Gasen zurückgeführt werden, wobei innerhalb
eines teilweise geschlossenen Systems, beispielsweise
einem Herzventrikel und der zugehörigen Klappe, die Gasdichte
geringer ist als die Flüssigkeitsdichte, also die Blutdichte,
so daß das Gas sich näher an der Klappe befindet als die
Flüssigkeit. Dies führt dazu, daß Gas vor einem Teil der
Flüssigkeit gepumpt werden kann und daß für die verbleibende
Flüssigkeit weniger Zeit verbleibt, um während jedes Schlages
durch die Auslaßklappe zu fließen. Im wesentlichen drückt in
diesem Fall die Muskelarbeit auf die Flüssigkeit, die Flüssig
keit gegen das Gas und zwingt das Gas als erstes hinaus. Daher
ist bei einer derartigen Situation ebenfalls mehr Energie
von dem Muskel erforderlich, um ein gegebenes Flüssigkeitsvolumen
zu pumpen, als im Falle eines Herzens mit einer normalen
Klappe. Dies gibt einen weiteren Grund dafür an, warum eine
vergrößerte Energiemenge für das Herz erforderlich ist, um
eine gegebene Flüssigkeitsmenge zu pumpen. Demzufolge wird
für eine vorgegebene Energiemenge die Pumpkapazität für Flüssigkeiten
des Herzens verringert. Mit verringertem Flüssigkeitsfluß
verringert sich die Fähigkeit, Gas von der Auslaßseite
der Auslaßklappe wegzuführen, und das führt dazu, daß eine
größere Rückleckfähigkeit des Gases auftritt. Daher können
größere Gasmengen gepumpt werden. Wenn Gas in den Einlaß
derselben Herzseite fließt, muß das Gas hindurchgepumpt werden,
um in eine Lage zu gelangen, in welcher es durch die defekte
Auslaßklappe zurückleckt, wodurch es wiederum durch die Auslaßklappe
gepumpt wird. In diesem Fall beeinflußt das durch
die defekte Auslaßklappe gelangende Dampf/Flüssigkeitsverhältnis
die Energieanforderungen zum Pumpen einer vorgegebenen
Flüssigkeitsmenge. Wenn ein hohes Dampf/Flüssigkeitsverhältnis
am Einlaß des Herzens vorliegt, ist zusätzlich zusätzliche
Energie erforderlich, um eine gegebene Flüssigkeitsmenge
durch den Vorhof und das Ventrikel zu pumpen. Eine
Entlüftungseinrichtung 5 (beispielsweise eine Pumpe) wird
eingesetzt, um das voranstehende Erscheinungsmuster aufzubrechen,
so daß das Herz mehr Flüssigkeit pumpt. Durch diese
mechanische Hilfe wird die Leistung des Herzens deutlich
verbessert. Dies kann zu weiteren Verbesserungen im gesamten
Körper führen, in welchem das Herz, die Lungen, das Gehirn,
die Augen, Arterien, Blutgefäße, Kapillaren und andere Organe
im gesamten Körper zumindest teilweise als Kombination geschlossener
Systeme arbeiten.
Das in Fig. 2 dargestellte System ist eine erläuternde Darstellung
der Fig. 1. Die Aortenklappe 6 befindet sich am
Auslaß des linken Ventrikels 7, und die Mitralklappe 8 befindet
sich zwischen dem linken Ventrikel 7 und dem linken Vorhof
9. Die Entlüftung 10a und die Entlüftung 10b, also ein längliches
rohrförmiges Instrument mit einem hohlen nadelartigen Gehäuse,
werden zur Entlüftung von Gas eingesetzt. Der Betriebsablauf
und die Verbindung der in Fig. 2 dargestellten Einrichtung
ist ähnlich wie in Fig. 1, aber detaillierter in bezug auf
die Aortenklappe 6 und das linke Ventrikel 7. Ein Beispiel
für die Anwendung gemäß Fig. 2 stellt ein Fall eines Herzfehlers
aufgrund Kongestion dar. Bei einer defekten Aortenklappe 6
und Störungen des linken Ventrikels 7 kann Gas wiederholt
gepumpt werden, was das Volumen der Flüssigkeit, also
Blut, welches gepumpt werden kann, negativ beeinflußt. Es
können eine oder mehrere Entlüftungen 10a und/oder 10b verwendet
werden. Die Verwendung zweier Entlüftungen bietet gegenüber
der Verwendung einer Entlüftung Vorteile, nämlich: (1)
die Bereitstellung einer Hilfsvorrichtung für den Fall, daß
eine Klappe verstopft wird, (2) falls die Druckdifferenz
über der Klappe sehr gering ist, kann es schwierig sein,
den Entlüftungsgasfluß einzuleiten, (3) zwei Entlüftungen
bieten die Möglichkeit, daß mehr Gas fließen kann, ohne daß
die Flußquerschnittsfläche erhöht wird, die sich beim Entfernen
einer übermäßigen Menge von Flüssigkeit, also Blut, ebenso
wie von Gas ergibt. Bei der Verwendung runder Entlüftungen
beträgt der Durchmesser des minimalen Querschnitts des Flußkanals
etwa 0,254 mm bis 1,524 mm (0,01 Zoll bis 0,06 Zoll), wobei
Unterbrechungseinrichtungen 11a und 11b verfügbar sind,
um den Fluß durch die Klappen für den Fall zu unterbrechen,
daß der Flüssigkeitsstrom zu groß wird. Wie aus Fig. 8 hervorgeht,
ist es vorteilhaft, zur Verhinderung einer Verstopfung
eine ovale Öffnung 23 mit scharfer Kante am unteren Ende
des nadelförmigen Gehäuses mit einem Innendurchmesser von
etwa 0,51 mm (0,02 Zoll) an der Öffnung zur Klappe vorzusehen,
welche sich zu einem Fließkanal mit etwa 1,524 mm (0,06 Zoll)
Durchmesser öffnet. Der Differenzdruck über die scharfkantige
Öffnung 23, der auf jedes Material einwirkt, welches die
scharfkantige Öffnung verstopfen will, dient dazu, die Öffnung
offen zu halten. Eine kompliziertere Ausführungsform könnte
die Form einer katheterartigen Anordung mit Einrichtungen
zur Gasentlüftung gemäß der Erfindung annehmen. Bei einer
derartigen Ausführungsform könnten Vorkehrungen eingeschlossen
werden zum Einführen durch eine leicht erreichbare Vene.
Aus Fig. 5, 8 und 10 gehen weitere Einzelheiten hervor.
Das in Fig. 3 dargestellte System betrifft die rechte Herzseite
und gleicht dem aus Fig. 2. Eine schadhafte Pulmonalklappe
12 mit oder ohne gestörtes rechtes Ventrikel kann zu übermäßigen
gepumpten Gasmengen führen. Die Menge gepumpter Flüssigkeit,
also Blut, wird verringert. Die Beziehungen zwischen der
Energie, dem Zurücklecken, und dem Pumpen sind so wie im
Zusammenhang mit Fig. 2 angegeben. Der Betrieb und die Verwendung
der Entlüftungseinrichtungen, die nachstehend als
Entlüftungsteile 10a und 10b bezeichnet werden, sowie der
Unterbrechungseinrichtungen 11a und 11b sind so wie bei den
entsprechenden Teilen in Fig. 2.
Das in Fig. 4 dargestellte System erläutert eine alternative
Ausführungsform, bei welcher eine Vorrichtung 17 zur Flüssigkeits/Gastrennung
mit der Unterbrechungseinrichtung 11a verbunden
ist. Auf diese Weise sind ein Führungselement, welches
eine Platte zur Aufnahme eines Katheders 28 aufweist, die
Unterbrechungseinrichtung 11a und die Vorrichtung 17 zur
Flüssigkeits/Gastrennung hintereinander geschaltet, wobei
die Vorrichtung zur Flüssigkeits/Gastrennung eingesetzt wird,
um sicherzustellen, daß nicht eine übermäßige Menge von Flüssigkeit,
also Blut, entfernt wird, ohne zurückgeführt zu werden.
Die Flüssigkeit kann dem Blutstrom über die Rückführeinrichtung
18 wiedergegeben werden. Fig. 4 zeigt ebenfalls eine Vakuum
vorrichtung 19, etwa eine Pumpe, die an die Vorrichtung 17
zur Flüssigkeits/Gastrennung angeschlossen ist. Die zusätz
liche Vakuumeinrichtung 19 wird zur Erleichterung des Entfernens
von Gas verwendet.
Fig. 5 zeigt die Vorrichtung gemäß ihrer bevorzugten Ausführungsform,
bei welcher die Entlüftung an dem linken Ventrikel
L 10 durch den Entlüftungsteil 10a erfolgt. Der Entlüftungsteil
10a ist in Reihenschaltung mit der Unterbrechungseinrichtung
11a verbunden. Die Unterbrechungseinrichtung 11a wiederum
ist mit der Flüssigkeits/Gas-Trenneinrichtung 17 verbunden,
die sowohl mit der Rückführeinrichtung 18 und einem Rückschlag
ventil 22 verbunden ist. Das Rückschlagventil 22 ist wiederum
mit einer wahlweise vorgesehenen Vakuumeinrichtung oder einem
Pumpgerät 19 verbunden. Die in Fig. 5 dargestellte Anordnung
findet ihren Einsatzbereich bei der Verwendung im Zusammenhang
mit zumindest einer Form des Herzversagens infolge Kongestion.
Die voranstehend beschriebene Entlüftung von Gasen
stellt die bedeutsame Funktion dar, insbesondere im Falle
einer defekten Aortenklappe. Die Wirkung des Dampf/Flüssig
keitsverhältnisses auf die Fließfähigkeit des Fluids ist
sehr ausgeprägt, wenn man ein offenes System betrachtet mit
(1) einem KG(s)-Term einer Art, die ein hohes Verhältnis
des Herzauslaßdrucks zum Einlaßdruck aufweist, und (2) mit
einem gegebenen Energiebetrag, bezogen auf die Muskelleistung.
Ein hoher KG(s)-Term weist einen Verstärkungseffekt auf,
der dazu führt, daß die Energieanforderungen äußerst empfindlich
auf das Dampf/Flüssigkeitsverhältnis reagieren. Daher
ist eine erheblich höhere Energiemenge erforderlich, um eine
gegebene Flüssigkeitsmenge zu pumpen, wenn die Dampfmenge
am Einlaß groß ist. Auf gleiche Weise ist bei einer großen
Dampfmenge im Vorhof eine verhältnismäßig große Energiemenge
erforderlich, um eine gegebene Flüssigkeitsmenge zu pumpen.
Eine Verringerung des Dampf/Flüssigkeitsverhältnisses führt
zu einer verhältnismäßig großen Verbesserung der Flüssig
keitspumpfähigkeit mit einem gegebenen Energiebetrag von
dem Muskel. Eine ähnliche Situation in bezug auf die Pump
fähigkeit existiert bei übermäßigem Gas in dem Ventrikel.
Dies führt dazu, daß die Entlüftung des Gases durch diese
Erfindung das Dampf/Flüssigkeitsverhältnis verbessert und
eine verhältnismäßig große oder vergrößerte Wirkung auf die
Flüssigkeitspumpfähigkeit des Herzens ausübt. Weiterhin kann,
wie in Fig. 5 dargestellt ist, eine Entlüftung nach diesem
Verfahren als alternative Anwendung eingesetzt werden, nämlich
als letztes Hilfsmittel, wenn eine Person von einem Beatmungsgerät
entfernt wird. Bei dieser alternativen Anwendung hilft
die Entfernung von Gasen gemäß dieser Erfindung dabei, einen
außerordentlich hohen Blutdruck dadurch zu verhindern, daß
kein übermäßiges Anwachsen des Volumens von Gas und Flüssigkeit
innerhalb des Herzens zugelassen wird. Durch Verhinderung
eines übermäßig hohen Blutdruckes während eines signifikanten
Zeitraums wird der Vorgang der Entwöhnung vom Beatmungsgerät
verbessert.
Fig. 6 ist eine erläuternde Querschnittsdarstellung des
natürlichen Herzens für die in Fig. 2 bis 5 dargestellten
Eigenschaften. Die Klappenteile sind an den angegebenen Orten
angeordnet. Der Klappenort L 9a und der Klappenort L 9b sind
gezeigt. Andere Klappenorte werden durch alphanumerische
Bezeichnungen L 10, L 11, L 12, L 13 und L 14 bezeichnet. Der
Betriebsablauf und der Einsatz beziehungsweise die Betriebs
abläufe und die Einsätze erfolgen so, wie im Zusammenhang
mit den Beschreibungen von Fig. 1 bis Fig. 10 erläutert
ist.
Fig. 7 ist eine bildliche diagrammartige Darstellung eines
künstlichen Herzens zur Verwendung mit der in Fig. 5 gezeigten
Anordnung. Die Teile sind mit denselben Bezeichnungen bezeichnet
wie die entsprechenden Teile und Orte in Fig. 6.
Vergleicht man eine Entlüftung in bezug auf das natürliche
Herz und eine Entlüftung in bezug auf ein künstliches Herz,
so wird deutlich, daß zwischen diesen beiden eine direkte
Korrelation existiert. Weiterhin wird zur Erleichterung des
Verständnisses darauf hingewiesen, daß das künstliche Herz
als Pumpe arbeitet, und daß die erfindungsgemäße Entlüftung
unter sorgfältig kontrollierten Laborbedingungen für eine
Pumpe demonstriert werden kann. Werden Teile der Pumpe oder
des künstlichen Herzens aus lichtdurchlässigen Materialien
hergestellt, so kann Gas visuell anhand derartiger Phänomene
wie Blasen, Gaseinschlüssen oder Schaum festgestellt werden.
Lochfraß einer oder mehrerer Klappen des künstlichen Herzens
oder der Pumpe kann als physikalischer Beweis für Kavitation
angesehen werden. Kavitation kann ebenfalls im natürlichen
Herzen auftreten. Kavitation pflegt dann aufzutreten, wenn
ein verringerter Querschnittsbereich in dem Flußkanal existiert,
beispielsweise infolge von Ablagerungen; und wenn entweder
das künstliche oder das natürliche Herz einen Druckimpuls
erzeugt mit einem hohen Spitzenwert des systolischen Drucks,
so erzeugt der systolische Spitzendruck einen hohen Totaldruck
in dem Fluid, welcher wiederum eine hohe Geschwindigkeit
erzeugt, die zu einem sehr geringen statischen Druck in der
Nähe des Bereichs mit verringertem Fluß führt. Der sehr niedrige
statische Druck wird entsprechend dem Bernoulli-Gesetz erzeugt,
und wenn Gasblasen existieren, so gibt es einen kleinen Bereich
in dem Fluid, in welchem die Gasblasen expandieren und heftig
zusammenfallen können, und beim natürlichen Herzen stört
und beschädigt diese heftige Wirkung die Fluidkanaloberflächen,
wodurch möglicherweise einige dortige Ablagerungen von ihrem
Ort entfernt und an eine andere Stelle verbracht werden.
Fig. 8 ist eine vergrößerte Ansicht des Entlüftungsteils
10a von Fig. 2 und Fig. 5. Der Entlüftungsteil 10b gemäß
Fig. 2 ist im wesentlichen derselbe wie 10a. Der Belüftungsteil
10a ist im wesentlichen ein Hohlrohr und weist eine
Öffnung an der Spitze 23 auf, welche in die Aortenwand 25
eingeführt wird. Wie aus der bevorzugten Ausführungsform
gemäß Fig. 5 hervorgeht, befindet sich die Spitze 23 eines
katheterartigen Elements innerhalb des Herzens, beispielsweise
der Aortenwand 25. Das Hohlrohr 24 erstreckt sich durch die
Körperwand 26 und die Haut 26a. Das Rohr 24 ist vorzugsweise
etwas flexibel und aus implantierbarem Metall oder Plastik
hergestellt. Die Flexibilität gestattet eine Bewegung des
Herzens und eine Bewegung des Körpers. Zeitweilig oder im
Notfall kann eine große Spritzennadel das Entlüftungselement
10a ersetzen. Bevorzugte Abmessungen sind im Zusammenhang
mit Fig. 2 erläutert. Vorzugsweise ist die Spitze 23 tiefgezogen
und geschliffen, um eine kleine scharfkantige ovale
Öffnung am Einlaß der Spitze zu erzeugen. Die entfernbare
Führungsvorrichtung 27 ist wahlweise einsetzbar und dient
als Stützteil für das Hohlrohr 24 während des Einführens.
Ein Rohr und eine Spitze mit etwas vergrößerten Abmessungen
würden eine schnellere Entlüftung gestatten und einen stabileren
Aufbau aufweisen. Ein Führungselement 28 wird verwendet,
um den Entlüftungsteil 10a an der Unterbrechungseinrichtung
11a zu befestigen.
Fig. 9 ist eine vergrößerte Ansicht einer alternativen Form
des Entlüftungsteils 10a von Fig. 8. Der Hauptunterschied
zwischen Fig. 8 und Fig. 9 besteht in der Einfügung eines
porösen Einsatzes 30, beispielsweise einer Filtereinrichtung,
die verwendet wird um sicherzustellen, daß Gas ohne übermäßig
viel Blut abgelassen wird. Der poröse Einsatz ist entfernbar
innerhalb des Außengehäuses 33 befestigt, welches etwa dem
Entlüftungsteil 10a von Fig. 8 entspricht. Der poröse Einsatz
30 wird zwischen einer falzartigen Halterung 33b und einer
inneren zylindrischen Muffe 29 an seiner Stelle gehalten.
Das Gas wird durch die Öffnung(en) 31, den porösen Einsatz
30 und die innere zylindrische Muffe 29 entlüftet (abgelassen).
Der poröse Einsatz 30 kann aus porösem Metall, porösem Plastik
oder poröser Keramik bestehen. Der poröse Einsatz 30 kann
an der inneren zylindrischen Muffe 29 befestigt sein, um
das Entfernen und den Austausch des porösen Einsatzes 30
zu erleichtern.
Fig. 10 zeigt eine Vorrichtung, die dabei hilft, die Öffnung
31 innerhalb des Herzens zu halten. Eine Festspannstange
34 weist ein Gewindeende 35 auf, welches lösbar an einem
entsprechendem Gewinde 36 im Außengehäuse 33 befestigt werden
kann. Eine Kappe 37 ist an der Festspannstange 34 befestigt.
Um die Anzahl der Teile zu verringern, können wahlweise die
innere zylindrische Muffe 29, die Kappe 37 und die Festspannstange
34 zu einem einstückigem Teil kombiniert werden. Beim
Einschrauben der Gewinde durch Drehen der Festspannstange
34 relativ zum Außengehäuse 33 kommt die Kappe 37 zur Anlage
gegen das offene Ende des Außengehäuses 33 und führt zu einer
Verformung des Gehäuses in der Nähe einer vorgeformten inneren
Nut 38, wodurch eine vorspringende Haltekante 39 ausgebildet
wird. Die Wirkung der Haltekante 39, die auf die Innenseite
der Wand 25 des Herzens einwirkt, dient dazu, das Ende des
Außengehäuses 33 mit der Öffnung 31 innerhalb des Herzinneren
zu halten. Um Stellen wie die Entlüftungsstelle L 9a und L 9b
von Fig. 2 zu umschließen, ist das Herz so definiert, daß
es den Bereich der Aorta nahe der Aortenklappe umfaßt.
Claims (7)
1. Vorrichtung zum zumindest zeitweiligen Verbessern der
Pumpwirkung des Herzens durch Entlüften einer zu hohen Gasbelastung
mit mindestens einem rohrförmigen Entlüftungsteil
(10a, 10b; 24; 33), welches eine Spitze (23) aufweist, wobei
das Entlüftungsteil (10a, 10b; 24; 33) mindestens eine Öffnung
(23; 31) als Einlaß sowie mindestens einen Auslaß aufweist,
dadurch gekennzeichnet, daß eine Filtriervorrichtung
(30) innerhalb des Entlüftungsteils (24; 33) im wesentlichen
den Durchgang von Gasen, jedoch im wesentlichen nicht den
Durchgang von Flüssigkeit in das Entlüftungsteil (10a, 10b;
24; 33) gestattet.
2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß das Entlüftungsteil (10a, 10b; 24; 33) an eine zumindest
teilweise flexible Leitung angeschlossen ist.
3. Vorrichtung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet,
daß die flexible Leitung Gase an einen Niederdruckbereich
innerhalb des Körpers abgibt.
4. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch
gekennzeichnet, daß die Filtervorrichtung (30) entfernbar
innerhalb des Entlüftungsteils (10a, 10b; 24; 33) in ihrer
Lage gehalten ist.
5. Vorrichtung nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet,
daß die Filtervorrichtung (30) ohne Entfernen der Spitze (23) des Entlüftungsteils (10a, 10b; 24; 33) von der Haut austauschbar ist und daß eine entfernbare Führungseinrichtung (27) innerhalb der flexiblen Leitung vorgesehen ist, daß eine Anschlußeinrichtung zur Verbindung eines Vakuumpumpsystems (19) mit einem Ende der flexiblen Leitung außerhalb der Haut zur Erleichterung der Entfernung von Gasen vorgesehen ist,
daß auf der Leitung eine Einrichtung (17) vorgesehen ist, mit welcher der Fluß durch die Leitung überwachbar ist, um sicherzustellen, daß keine übermäßige Flüssigkeitsmenge entfernt wird, und
daß eine Unterbrechungseinrichtung (11a) vorgesehen ist, um den Fluß durch die flexible Leitung anzuhalten.
daß die Filtervorrichtung (30) ohne Entfernen der Spitze (23) des Entlüftungsteils (10a, 10b; 24; 33) von der Haut austauschbar ist und daß eine entfernbare Führungseinrichtung (27) innerhalb der flexiblen Leitung vorgesehen ist, daß eine Anschlußeinrichtung zur Verbindung eines Vakuumpumpsystems (19) mit einem Ende der flexiblen Leitung außerhalb der Haut zur Erleichterung der Entfernung von Gasen vorgesehen ist,
daß auf der Leitung eine Einrichtung (17) vorgesehen ist, mit welcher der Fluß durch die Leitung überwachbar ist, um sicherzustellen, daß keine übermäßige Flüssigkeitsmenge entfernt wird, und
daß eine Unterbrechungseinrichtung (11a) vorgesehen ist, um den Fluß durch die flexible Leitung anzuhalten.
6. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch
gekennzeichnet, daß zusätzlich ein Rückschlagventil (22) in
dem Entlüftungsteil (10a, 10b; 24; 33) oder der Leitung
vorgesehen ist, um einen Rückfluß von Gasen zum Herzen zu
verhindern.
7. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 6, gekennzeichnet
durch eine Rückführeinrichtung (18), um mit dem
Gas entferntes Blut zurückzuführen.
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US07/098,226 US4834707A (en) | 1987-09-16 | 1987-09-16 | Venting apparatus and method for cardiovascular pumping application |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE3831540A1 DE3831540A1 (de) | 1989-04-06 |
DE3831540C2 true DE3831540C2 (de) | 1993-06-24 |
Family
ID=22268167
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE3831540A Granted DE3831540A1 (de) | 1987-09-16 | 1988-09-16 | Entlueftungsvorrichtung fuer cardiovaskulaeres pumpen |
Country Status (8)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4834707A (de) |
JP (1) | JPH01145066A (de) |
CA (1) | CA1299454C (de) |
CH (1) | CH678277A5 (de) |
DE (1) | DE3831540A1 (de) |
FR (1) | FR2620337A1 (de) |
GB (1) | GB2209678B (de) |
MX (1) | MX168356B (de) |
Cited By (14)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6165122A (en) * | 1996-10-02 | 2000-12-26 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Cardiac reinforcement device |
US6174279B1 (en) | 1999-09-21 | 2001-01-16 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Cardiac constraint with tension indicator |
US6293906B1 (en) | 2000-01-14 | 2001-09-25 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Delivery of cardiac constraint jacket |
US6595912B2 (en) | 2000-03-10 | 2003-07-22 | Paracor Surgical, Inc. | Expandable cardiac harness for treating congestive heart failure |
US6612978B2 (en) | 1999-12-22 | 2003-09-02 | Paracor Surgical, Inc. | Expandable cardiac harness for treating congestive heart failure |
US7214181B2 (en) | 2000-08-17 | 2007-05-08 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Septum attached ventricular support |
US7235042B2 (en) | 2003-09-16 | 2007-06-26 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Apparatus and method for applying cardiac support device |
US7651462B2 (en) | 2006-07-17 | 2010-01-26 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Cardiac support device delivery tool with release mechanism |
US7736299B2 (en) | 2002-11-15 | 2010-06-15 | Paracor Medical, Inc. | Introducer for a cardiac harness delivery |
US7938768B2 (en) | 2000-05-10 | 2011-05-10 | Mardil, Inc. | Cardiac disease treatment and device |
US8100821B2 (en) | 2006-06-29 | 2012-01-24 | Mardil, Inc. | Low friction delivery tool for a cardiac support device |
US8192351B2 (en) | 2007-08-13 | 2012-06-05 | Paracor Medical, Inc. | Medical device delivery system having integrated introducer |
US8246539B2 (en) | 2006-05-19 | 2012-08-21 | Mardil, Inc. | Pericardium management method for intra-pericardial surgical procedures |
US8870744B2 (en) | 2006-03-03 | 2014-10-28 | Mardil, Inc. | Cardiac support device delivery tool with independently movable arms |
Families Citing this family (77)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE8915945U1 (de) * | 1989-01-12 | 1992-04-30 | Sachse, Hans E., Prof. Dr.med., 8500 Nürnberg | Anordnung mit einer Ureterschiene, einer Hilfsschiene und einem Doppelmandrin |
US5151087A (en) * | 1991-08-30 | 1992-09-29 | Dlp, Inc. | Aortic root cannula |
US5441224A (en) * | 1994-08-01 | 1995-08-15 | Ludwig; Douglas P. | Retainer and method for attaching wiring to objects |
DE19501017C2 (de) * | 1995-01-14 | 2002-10-24 | Michael Volkmer | Chirurgisches Absauginstrument |
US6123662A (en) | 1998-07-13 | 2000-09-26 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Cardiac disease treatment and device |
DE59811956D1 (de) | 1997-06-21 | 2004-10-21 | Acorn Cardiovascular Inc | Beutel zur wenigstens teilweisen umfassung eines herzens |
US6086527A (en) * | 1998-04-02 | 2000-07-11 | Scimed Life Systems, Inc. | System for treating congestive heart failure |
US6085754A (en) * | 1998-07-13 | 2000-07-11 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Cardiac disease treatment method |
US6587734B2 (en) | 1998-11-04 | 2003-07-01 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Cardio therapeutic heart sack |
US6230714B1 (en) | 1998-11-18 | 2001-05-15 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Cardiac constraint with prior venus occlusion methods |
US6169922B1 (en) | 1998-11-18 | 2001-01-02 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Defibrillating cardiac jacket with interwoven electrode grids |
US7122019B1 (en) | 2000-11-28 | 2006-10-17 | Flowmedica Inc. | Intra-aortic renal drug delivery catheter |
US6749598B1 (en) * | 1999-01-11 | 2004-06-15 | Flowmedica, Inc. | Apparatus and methods for treating congestive heart disease |
US7481803B2 (en) * | 2000-11-28 | 2009-01-27 | Flowmedica, Inc. | Intra-aortic renal drug delivery catheter |
US7780628B1 (en) | 1999-01-11 | 2010-08-24 | Angiodynamics, Inc. | Apparatus and methods for treating congestive heart disease |
US7329236B2 (en) * | 1999-01-11 | 2008-02-12 | Flowmedica, Inc. | Intra-aortic renal drug delivery catheter |
US6155972A (en) * | 1999-02-02 | 2000-12-05 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Cardiac constraint jacket construction |
US6241654B1 (en) | 1999-07-07 | 2001-06-05 | Acorn Cardiovasculr, Inc. | Cardiac reinforcement devices and methods |
US6193648B1 (en) | 1999-09-21 | 2001-02-27 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Cardiac constraint with draw string tensioning |
US6179791B1 (en) | 1999-09-21 | 2001-01-30 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Device for heart measurement |
US6902522B1 (en) | 2000-06-12 | 2005-06-07 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Cardiac disease treatment and device |
US6730016B1 (en) | 2000-06-12 | 2004-05-04 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Cardiac disease treatment and device |
US6482146B1 (en) | 2000-06-13 | 2002-11-19 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Cardiac disease treatment and device |
US6951534B2 (en) | 2000-06-13 | 2005-10-04 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Cardiac support device |
US6564094B2 (en) | 2000-12-22 | 2003-05-13 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Cardiac disease treatment and device |
US6575921B2 (en) | 2001-02-09 | 2003-06-10 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Device for heart measurement |
ES2310609T3 (es) | 2001-09-07 | 2009-01-16 | Mardil, Inc. | Metodo y aparato para la estabilizacion externa del corazon. |
US6723041B2 (en) | 2001-09-10 | 2004-04-20 | Lilip Lau | Device for treating heart failure |
JP2005507706A (ja) * | 2001-10-31 | 2005-03-24 | パラコー メディカル インコーポレイテッド | 心不全治療装置 |
US7174896B1 (en) | 2002-01-07 | 2007-02-13 | Paracor Medical, Inc. | Method and apparatus for supporting a heart |
US7022063B2 (en) | 2002-01-07 | 2006-04-04 | Paracor Medical, Inc. | Cardiac harness |
US20030229260A1 (en) * | 2002-06-05 | 2003-12-11 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Cardiac support device with tension indicator |
US20030229261A1 (en) * | 2002-06-06 | 2003-12-11 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Cardiac support devices and methods of producing same |
US6682475B2 (en) | 2002-06-11 | 2004-01-27 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Tension indicator for cardiac support device and method therefore |
CA2496229A1 (en) | 2002-09-05 | 2004-03-18 | Paracor Medical, Inc. | Cardiac harness |
EP1624909A2 (de) * | 2002-09-20 | 2006-02-15 | FlowMedica, Inc. | Gerät und verfahren zur einführung eines intraaortakalen katheters durch eine ablageschleuse |
US20050197624A1 (en) * | 2004-03-04 | 2005-09-08 | Flowmedica, Inc. | Sheath for use in peripheral interventions |
US7993325B2 (en) | 2002-09-20 | 2011-08-09 | Angio Dynamics, Inc. | Renal infusion systems and methods |
AU2003294226A1 (en) * | 2002-09-20 | 2004-04-23 | Flowmedica, Inc. | Method and apparatus for intra aortic substance delivery to a branch vessel |
US7063679B2 (en) * | 2002-09-20 | 2006-06-20 | Flowmedica, Inc. | Intra-aortic renal delivery catheter |
EP1539291A4 (de) * | 2002-09-20 | 2010-03-10 | Flowmedica Inc | Verfahren und gerät für die selektive materialabgabe über einen intrarenalen katheter |
US20070255093A1 (en) * | 2002-11-15 | 2007-11-01 | Lilip Lau | Cardiac harness delivery device and method |
US7229405B2 (en) | 2002-11-15 | 2007-06-12 | Paracor Medical, Inc. | Cardiac harness delivery device and method of use |
US20050059855A1 (en) * | 2002-11-15 | 2005-03-17 | Lilip Lau | Cardiac harness delivery device and method |
JP2006506183A (ja) | 2002-11-15 | 2006-02-23 | パラコー メディカル インコーポレイテッド | 心臓ハーネス送給装置 |
US20050283042A1 (en) * | 2003-03-28 | 2005-12-22 | Steve Meyer | Cardiac harness having radiopaque coating and method of use |
US20040249242A1 (en) * | 2003-03-28 | 2004-12-09 | Lilip Lau | Multi-panel cardiac harness |
JP2006526464A (ja) * | 2003-06-05 | 2006-11-24 | フローメディカ,インコーポレイテッド | 分枝した身体管腔において両側介入または診断を行うためのシステムおよび方法 |
US20060167437A1 (en) * | 2003-06-17 | 2006-07-27 | Flowmedica, Inc. | Method and apparatus for intra aortic substance delivery to a branch vessel |
JP2007528749A (ja) * | 2003-07-10 | 2007-10-18 | パラコー メディカル インコーポレイテッド | 自己固定心臓ハーネス |
EP1659970A4 (de) * | 2003-08-05 | 2008-05-21 | Flowmedica Inc | System und verfahren zur prävention von radiokontrast-induzierter nephropathie |
US7155295B2 (en) * | 2003-11-07 | 2006-12-26 | Paracor Medical, Inc. | Cardiac harness for treating congestive heart failure and for defibrillating and/or pacing/sensing |
US20070106336A1 (en) * | 2003-11-07 | 2007-05-10 | Alan Schaer | Cardiac harness assembly for treating congestive heart failure and for pacing/sensing |
US20050137673A1 (en) * | 2003-11-07 | 2005-06-23 | Lilip Lau | Cardiac harness having electrodes and epicardial leads |
US20070106359A1 (en) * | 2003-11-07 | 2007-05-10 | Alan Schaer | Cardiac harness assembly for treating congestive heart failure and for pacing/sensing |
US7158839B2 (en) * | 2003-11-07 | 2007-01-02 | Paracor Medical, Inc. | Cardiac harness for treating heart disease |
US20050171589A1 (en) * | 2003-11-07 | 2005-08-04 | Lilip Lau | Cardiac harness and method of delivery by minimally invasive access |
US20070055091A1 (en) * | 2004-12-02 | 2007-03-08 | Lilip Lau | Cardiac harness for treating congestive heart failure and for defibrillating and/or pacing/sensing |
JP2007518490A (ja) * | 2004-01-12 | 2007-07-12 | パラコー メディカル インコーポレイテッド | 相互結合するストランドを有する心臓ハーネス |
US7530967B2 (en) * | 2004-05-03 | 2009-05-12 | Clearview Patient Safety Technologies, Llc | Porous multiple sample sleeve and blood drawing device for flash detection |
JP2007537298A (ja) * | 2004-05-14 | 2007-12-20 | フロウメディカ, インコーポレイテッド | うっ血性心不全の処置およびbnp療法のための両側性局所腎臓送達 |
US20060009675A1 (en) * | 2004-07-08 | 2006-01-12 | Steven Meyer | Self-anchoring cardiac harness for treating the heart and for defibrillating and/or pacing/sensing |
US20060069323A1 (en) * | 2004-09-24 | 2006-03-30 | Flowmedica, Inc. | Systems and methods for bi-lateral guidewire cannulation of branched body lumens |
US20060129026A1 (en) * | 2004-12-15 | 2006-06-15 | Joshua Wallin | Apparatus and method for mounting a cardiac harness on the heart |
US20070032696A1 (en) * | 2005-07-22 | 2007-02-08 | Sieu Duong | Cardiac harness delivery device |
US7587247B2 (en) * | 2005-08-01 | 2009-09-08 | Paracor Medical, Inc. | Cardiac harness having an optimal impedance range |
JP2009511199A (ja) * | 2005-10-11 | 2009-03-19 | フロウメディカ, インコーポレイテッド | 可変管腔構成の血管シース |
US20070208217A1 (en) | 2006-03-03 | 2007-09-06 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Self-adjusting attachment structure for a cardiac support device |
US20070287883A1 (en) * | 2006-06-07 | 2007-12-13 | Lilip Lau | Apparatus and method for pulling a cardiac harness onto a heart |
US7771401B2 (en) * | 2006-06-08 | 2010-08-10 | Angiodynamics, Inc. | Selective renal cannulation and infusion systems and methods |
US7641608B1 (en) | 2006-09-26 | 2010-01-05 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Sectional cardiac support device and method of delivery |
WO2008112563A1 (en) * | 2007-03-09 | 2008-09-18 | Flowmedica, Inc. | Acute kidney injury treatment systems and methods |
US20090105799A1 (en) * | 2007-10-23 | 2009-04-23 | Flowmedica, Inc. | Renal assessment systems and methods |
US20110040241A1 (en) * | 2009-08-11 | 2011-02-17 | Dongfang Wang | Blood access assembly for artificial lung and right ventricular assist device |
US9421102B2 (en) | 2012-10-12 | 2016-08-23 | Mardil, Inc. | Cardiac treatment system and method |
USD717954S1 (en) | 2013-10-14 | 2014-11-18 | Mardil, Inc. | Heart treatment device |
EP3122465B1 (de) * | 2014-03-28 | 2018-06-20 | Terumo BCT, Inc. | Verstärkung bei trennprozessen mit regelkreis |
Family Cites Families (24)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US3039468A (en) * | 1959-01-07 | 1962-06-19 | Joseph L Price | Trocar and method of treating bloat |
US3592183A (en) * | 1969-05-27 | 1971-07-13 | David H Watkins | Heart assist method and apparatus |
US3610483A (en) * | 1969-12-01 | 1971-10-05 | Ralph Visconti | Dispenser with liquid-impervious vent |
DE2119818C3 (de) * | 1971-04-23 | 1974-05-16 | Transcodan Sven Husted-Andersen, 2432 Lensahn | Druckinfusions- bzw. -transfusionsgerät |
US4014317A (en) * | 1972-02-18 | 1977-03-29 | The United States Of America As Represented By The Department Of Health, Education And Welfare | Multipurpose cardiocirculatory assist cannula and methods of use thereof |
US3776239A (en) * | 1972-05-17 | 1973-12-04 | Sherwood Medical Ind Inc | Aspirator needle |
US3995617A (en) * | 1972-05-31 | 1976-12-07 | Watkins David H | Heart assist method and catheter |
GB1494474A (en) * | 1973-10-30 | 1977-12-07 | Nat Res Dev | Instruments for use in the measurement of blood gases |
US3893448A (en) * | 1973-11-26 | 1975-07-08 | John W Brantigan | Catheter device for use in detecting gas in body fluids and tissue |
US3981297A (en) * | 1975-03-03 | 1976-09-21 | Sorenson Research Co., Inc. | Gas sampling catheter assembly and method |
US4069826A (en) * | 1976-09-03 | 1978-01-24 | Barlow Mfg. Corporation | Surgical tube adapter clamp |
US4187856A (en) * | 1978-04-03 | 1980-02-12 | The Perkin-Elmer Corporation | High-speed transmission of blood stream gases |
US4266559A (en) * | 1979-04-02 | 1981-05-12 | American Hospital Supply Corporation | Blood sampler |
GB2053719B (en) * | 1979-06-07 | 1983-04-20 | Medishield Corp Ltd | Probe for absorbed gas analysis |
US4309637A (en) * | 1979-11-13 | 1982-01-05 | Emi Limited | Rotating anode X-ray tube |
US4309994A (en) * | 1980-02-25 | 1982-01-12 | Grunwald Ronald P | Cardiovascular cannula |
US4355964A (en) * | 1980-08-22 | 1982-10-26 | Caterpillar Tractor Co. | Gear pump having fluid deaeration capability |
US4385950A (en) * | 1980-09-05 | 1983-05-31 | Tecnol, Inc. | Small ice packs and method of manufacturing the same |
US4397049A (en) * | 1981-09-15 | 1983-08-09 | Foxcroft Associates | Hydraulically actuated cardiac prosthesis with three-way ventricular valving |
US4493314A (en) * | 1982-06-30 | 1985-01-15 | Lundell Laboratories, Inc. | Heart pump |
US4493692A (en) * | 1982-09-29 | 1985-01-15 | Reed Charles C | Blood gas concentration control apparatus and method |
US4531935A (en) * | 1983-01-13 | 1985-07-30 | Med-West, Incorporated | Cardioplegia/air aspiration cannula |
JPS59161808U (ja) * | 1983-02-10 | 1984-10-30 | 株式会社日本メディカル・サプライ | 大動脈カニユ−ラ |
US4625712A (en) * | 1983-09-28 | 1986-12-02 | Nimbus, Inc. | High-capacity intravascular blood pump utilizing percutaneous access |
-
1987
- 1987-09-16 US US07/098,226 patent/US4834707A/en not_active Expired - Fee Related
-
1988
- 1988-09-09 GB GB8821226A patent/GB2209678B/en not_active Expired - Fee Related
- 1988-09-13 CA CA000577254A patent/CA1299454C/en not_active Expired - Lifetime
- 1988-09-13 MX MX012996A patent/MX168356B/es unknown
- 1988-09-16 JP JP63232150A patent/JPH01145066A/ja active Pending
- 1988-09-16 DE DE3831540A patent/DE3831540A1/de active Granted
- 1988-09-16 FR FR8812147A patent/FR2620337A1/fr active Pending
- 1988-09-16 CH CH3475/88A patent/CH678277A5/fr not_active IP Right Cessation
Cited By (30)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US7255674B2 (en) | 1996-10-02 | 2007-08-14 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Cardiac reinforcement device |
US7163507B2 (en) | 1996-10-02 | 2007-01-16 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Cardiac reinforcement device |
US6893392B2 (en) | 1996-10-02 | 2005-05-17 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Cardiac reinforcement device |
US7351200B2 (en) | 1996-10-02 | 2008-04-01 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Cardiac reinforcement device |
US7278964B2 (en) | 1996-10-02 | 2007-10-09 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Cardiac reinforcement device |
US7166071B2 (en) | 1996-10-02 | 2007-01-23 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Cardiac reinforcement device |
US7261684B2 (en) | 1996-10-02 | 2007-08-28 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Cardiac reinforcement device |
US6165122A (en) * | 1996-10-02 | 2000-12-26 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Cardiac reinforcement device |
US6174279B1 (en) | 1999-09-21 | 2001-01-16 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Cardiac constraint with tension indicator |
US6702732B1 (en) | 1999-12-22 | 2004-03-09 | Paracor Surgical, Inc. | Expandable cardiac harness for treating congestive heart failure |
US6612978B2 (en) | 1999-12-22 | 2003-09-02 | Paracor Surgical, Inc. | Expandable cardiac harness for treating congestive heart failure |
US6663558B2 (en) | 1999-12-23 | 2003-12-16 | Paracor Surgical, Inc. | Expandable cardiac harness for treating congestive heart failure |
US6293906B1 (en) | 2000-01-14 | 2001-09-25 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Delivery of cardiac constraint jacket |
US7819797B2 (en) | 2000-01-14 | 2010-10-26 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Delivery of cardiac constraint jacket |
US6881185B2 (en) | 2000-01-14 | 2005-04-19 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Delivery of cardiac constraint jacket |
US7419466B2 (en) | 2000-01-14 | 2008-09-02 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Delivery of cardiac constraint jacket |
US6612979B2 (en) | 2000-03-10 | 2003-09-02 | Paracor Surgical, Inc. | Expandable cardiac harness for treating congestive heart failure |
US6602184B2 (en) | 2000-03-10 | 2003-08-05 | Paracor Surgical, Inc. | Expandable cardiac harness for treating congestive heart failure |
US6595912B2 (en) | 2000-03-10 | 2003-07-22 | Paracor Surgical, Inc. | Expandable cardiac harness for treating congestive heart failure |
US9005109B2 (en) | 2000-05-10 | 2015-04-14 | Mardil, Inc. | Cardiac disease treatment and device |
US7938768B2 (en) | 2000-05-10 | 2011-05-10 | Mardil, Inc. | Cardiac disease treatment and device |
US7214181B2 (en) | 2000-08-17 | 2007-05-08 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Septum attached ventricular support |
US7736299B2 (en) | 2002-11-15 | 2010-06-15 | Paracor Medical, Inc. | Introducer for a cardiac harness delivery |
US7235042B2 (en) | 2003-09-16 | 2007-06-26 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Apparatus and method for applying cardiac support device |
US8870744B2 (en) | 2006-03-03 | 2014-10-28 | Mardil, Inc. | Cardiac support device delivery tool with independently movable arms |
US8246539B2 (en) | 2006-05-19 | 2012-08-21 | Mardil, Inc. | Pericardium management method for intra-pericardial surgical procedures |
US8100821B2 (en) | 2006-06-29 | 2012-01-24 | Mardil, Inc. | Low friction delivery tool for a cardiac support device |
US7651462B2 (en) | 2006-07-17 | 2010-01-26 | Acorn Cardiovascular, Inc. | Cardiac support device delivery tool with release mechanism |
US8617051B2 (en) | 2006-07-17 | 2013-12-31 | Mardil, Inc. | Cardiac support device delivery tool with release mechanism |
US8192351B2 (en) | 2007-08-13 | 2012-06-05 | Paracor Medical, Inc. | Medical device delivery system having integrated introducer |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
MX168356B (es) | 1993-05-19 |
CH678277A5 (de) | 1991-08-30 |
GB2209678B (en) | 1992-03-25 |
CA1299454C (en) | 1992-04-28 |
DE3831540A1 (de) | 1989-04-06 |
US4834707A (en) | 1989-05-30 |
GB2209678A (en) | 1989-05-24 |
FR2620337A1 (fr) | 1989-03-17 |
JPH01145066A (ja) | 1989-06-07 |
GB8821226D0 (en) | 1988-10-12 |
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