CN107708765A - 体外移动式肺辅助技术装置 - Google Patents

体外移动式肺辅助技术装置 Download PDF

Info

Publication number
CN107708765A
CN107708765A CN201680037074.XA CN201680037074A CN107708765A CN 107708765 A CN107708765 A CN 107708765A CN 201680037074 A CN201680037074 A CN 201680037074A CN 107708765 A CN107708765 A CN 107708765A
Authority
CN
China
Prior art keywords
fibre bundle
blood
gas
compartment
doughnut
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.)
Granted
Application number
CN201680037074.XA
Other languages
English (en)
Other versions
CN107708765B (zh
Inventor
S·马德哈尼
B·J·法兰考斯基
W·J·费德斯派尔
G·伯格瑞恩
J·F·安塔基
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.)
Carnegie Mellon University
Mississippi State University
University of Pittsburgh
Original Assignee
Carnegie Mellon University
Mississippi State University
University of Pittsburgh
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.)
Filing date
Publication date
Application filed by Carnegie Mellon University, Mississippi State University, University of Pittsburgh filed Critical Carnegie Mellon University
Publication of CN107708765A publication Critical patent/CN107708765A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN107708765B publication Critical patent/CN107708765B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/14—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis
    • A61M1/16—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis with membranes
    • A61M1/26—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis with membranes and internal elements which are moving
    • A61M1/267—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis with membranes and internal elements which are moving used for pumping
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/36—Other treatment of blood in a by-pass of the natural circulatory system, e.g. temperature adaptation, irradiation ; Extra-corporeal blood circuits
    • A61M1/3621—Extra-corporeal blood circuits
    • A61M1/3666—Cardiac or cardiopulmonary bypass, e.g. heart-lung machines
    • A61M1/3667—Cardiac or cardiopulmonary bypass, e.g. heart-lung machines with assisted venous return
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/14—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis
    • A61M1/16—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis with membranes
    • A61M1/1621—Constructional aspects thereof
    • A61M1/1623—Disposition or location of membranes relative to fluids
    • A61M1/1625—Dialyser of the outside perfusion type, i.e. blood flow outside hollow membrane fibres or tubes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/14—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis
    • A61M1/16—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis with membranes
    • A61M1/1698—Blood oxygenators with or without heat-exchangers
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/36—Other treatment of blood in a by-pass of the natural circulatory system, e.g. temperature adaptation, irradiation ; Extra-corporeal blood circuits
    • A61M1/3621—Extra-corporeal blood circuits
    • A61M1/3666—Cardiac or cardiopulmonary bypass, e.g. heart-lung machines
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/10—Location thereof with respect to the patient's body
    • A61M60/104—Extracorporeal pumps, i.e. the blood being pumped outside the patient's body
    • A61M60/109—Extracorporeal pumps, i.e. the blood being pumped outside the patient's body incorporated within extracorporeal blood circuits or systems
    • A61M60/113—Extracorporeal pumps, i.e. the blood being pumped outside the patient's body incorporated within extracorporeal blood circuits or systems in other functional devices, e.g. dialysers or heart-lung machines
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/20—Type thereof
    • A61M60/205—Non-positive displacement blood pumps
    • A61M60/216—Non-positive displacement blood pumps including a rotating member acting on the blood, e.g. impeller
    • A61M60/226—Non-positive displacement blood pumps including a rotating member acting on the blood, e.g. impeller the blood flow through the rotating member having mainly radial components
    • A61M60/232—Centrifugal pumps
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/30—Medical purposes thereof other than the enhancement of the cardiac output
    • A61M60/36—Medical purposes thereof other than the enhancement of the cardiac output for specific blood treatment; for specific therapy
    • A61M60/38—Blood oxygenation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/40—Details relating to driving
    • A61M60/403—Details relating to driving for non-positive displacement blood pumps
    • A61M60/419—Details relating to driving for non-positive displacement blood pumps the force acting on the blood contacting member being permanent magnetic, e.g. from a rotating magnetic coupling between driving and driven magnets
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/40—Details relating to driving
    • A61M60/403—Details relating to driving for non-positive displacement blood pumps
    • A61M60/422—Details relating to driving for non-positive displacement blood pumps the force acting on the blood contacting member being electromagnetic, e.g. using canned motor pumps
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/80—Constructional details other than related to driving
    • A61M60/802—Constructional details other than related to driving of non-positive displacement blood pumps
    • A61M60/818—Bearings
    • A61M60/82—Magnetic bearings
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/80—Constructional details other than related to driving
    • A61M60/802—Constructional details other than related to driving of non-positive displacement blood pumps
    • A61M60/818—Bearings
    • A61M60/824—Hydrodynamic or fluid film bearings
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/80—Constructional details other than related to driving
    • A61M60/802—Constructional details other than related to driving of non-positive displacement blood pumps
    • A61M60/818—Bearings
    • A61M60/825—Contact bearings, e.g. ball-and-cup or pivot bearings
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/75—General characteristics of the apparatus with filters
    • A61M2205/7536—General characteristics of the apparatus with filters allowing gas passage, but preventing liquid passage, e.g. liquophobic, hydrophobic, water-repellent membranes

Abstract

一种用于肺辅助技术的体外系统包括壳体，壳体具有与加压定子隔室流体连接的血流入口、经由壳体内的流动通道与加压定子隔室流体连接的纤维束隔室和与纤维束隔室流体连接的血流出口。叶轮可转动地定位在加压隔室内以便加压从血流入口进入加压定子隔室的血液。该系统还包括定位在纤维束隔室内的纤维束。纤维束包括多个可渗透气体中空纤维。多个可渗透气体中空纤维适于允许气体在血液和可渗透气体中空纤维的内部之间扩散。多个可渗透气体中空纤维被定位成使得血液在流动经过纤维束隔室时围绕多个可渗透气体中空纤维流动。多个可渗透气体中空纤维大致垂直于血液从流动通道到血流出口经过纤维束的总体流动方向延伸。该系统还包括与壳体流体连接并与多个可渗透气体中空纤维的入口流体连接的气体入口以及与壳体流体连接并与多个可渗透气体中空纤维的出口流体连接的气体出口。

Description

体外移动式肺辅助技术装置
相关申请的交叉参考
本申请要求2015年6月23日提交的美国临时专利申请No.62/183,730的权益，该申请通过引用合并于此。
政府权益
本发明以美国健康协会资助的授权No.HL117637、DK045482、DK054936、DK078775和HD056004通过政府支持作出。政府在本发明中具有一些权益。
背景技术
提供以下信息来帮助读者理解下面公开的技术和这些技术通常可以使用的环境。这里使用的术语不意图局限于任何特定狭隘的解释，除非本文件中其他地方明确说明。这里给出的对比文件可以有助于理解其技术或背景。这里引用的所有对比文件的公开内容通过引用来结合。
肺部的急慢性疾病始终是主要的健康问题。美国肺部协会报告说几乎35000个美国人每年死于一些形式的肺部疾病。肺部疾病是美国人的第三号杀手，并为七分之一的死亡负责。急性肺部衰竭和成人呼吸窘迫综合征(ARDS)是肺部疾病的主要形式。ARDS每年困扰着大约150000个美国人。尽管危重症医学的改进，ARDS的相关死亡率还是保持在40-60％之间。但是，大多是肺部疾病是慢性的。肺气肿和慢性支气管炎(慢性阻塞性肺部疾病的两种形式)每年困扰着14百万以上的美国人。慢性肺部疾病现在是美国第三号主要死亡因素，每年夺走400000以上的生命，并消耗1540亿美元。随着慢性肺部疾病达到最后阶段，肺部移植变成有效治疗的唯一选择。肺部移植在过去10年内稳步上升，并且世界上每年进行大约3300次肺部移植。根据患者状况和专业人士，排队等候的平均时间在6-12个月之间变化，并且美国的10-15％的患者在排队等候时死亡。对于病得很重以得益于手术但是足够健康而在等候捐献肺部以及随后外科手术的岁月中存活的任何患者中进行的肺部移植来说，存在很小的机会窗口。
一旦他们达到危重状况，机械通气和体外薄膜氧合(ECMO)是用来桥接急慢性呼吸患者和肺部恢复或肺部移植的唯一候选的呼吸支持方案。对于短时间支持来说，机械通气(MV)可保持足够的气体交换，但是对于较长时间支持来说，供氧设备会导致由于气压伤(高压)、容量伤(过度膨胀)和生物伤(分子和细胞介导炎症)造成的肺部伤害，这会进一步使得患者呼吸状况恶化。ECMO是昂贵和复杂的，需要使用外部泵和血液循环，必须通过训练有素的人员连续监管。受制于MV和特别是ECMO的患者会导致逐渐的健康恶化，反映为移植后术后综合征较高和早期死亡。不过，ECMO越来越认为是在其疾病造成的急性代偿失调之后桥接患者和肺部移植或肺部恢复的唯一候选方案。近年来，随着应用移植中心的经验增长，以及ECMO技术的改进，“移动式ECMO”的理念得到广泛认知，并且有助于和加快患者移植之后恢复。移动式ECMO的成功强调维持患者移动性的重要性。当前可用的移动式ECMO系统将现有的血液泵和旁通充氧器结合成一体系统，但是对于长时间支持来说，仍然是体积大、繁琐，并需要经常更换充氧器。
近年来用于心脏衰竭患者的外置左心室辅助装置(VAD)的成功已经刺激一种设想，即移动式泵-肺部装置可以成为通往肺部移植或恢复的桥梁。但是，临床上没有使用完全一体化的移动式泵-肺部装置。正在开发的便携式或移动式系统在单个控制器单元下将单独的血液泵充氧器一体化，但仍然繁琐。在这些装置中，血液泵通常通过一个或多个导管(例如一段管)连接到充氧器。虽然许多系统已经结合有血液泵，离开这些装置的叶轮单元的血液通常在通过歧管分配到中空纤维束隔室之前经过通道。
发明内容
在一个方面，用于肺辅助技术的外置式系统包括壳体，壳体包括与加压定子隔室流体连接的血流入口、经由流动通道与加压定子隔室流体连接的纤维束隔室和与纤维束隔室流体连接的血流出口。在一种实施方式中，流动通道形成在壳体内。叶轮可转动地定位在加压定子隔室内以便加压从血流入口进入加压定子隔室的血液。该系统还包括定位在纤维束隔室内的纤维束。纤维束包括多个可渗透气体中空纤维。多个可渗透气体中空纤维适于允许气体在血液和多个可渗透气体中空纤维的内部之间扩散。多个可渗透气体中空纤维被定位成使得血液在流过纤维束隔室时围绕多个可渗透气体中空纤维流动。多个可渗透气体中空纤维大致垂直于血液从流动通道到血流出口经过纤维束隔室的总体流动方向延伸。该系统还包括气体入口和气体出口，气体入口与壳体流体连接并与多个可渗透气体中空纤维的入口流体连接，气体出口与壳体流体连接并与多个可渗透气体中空纤维的出口流体连接。该系统可以例如是外置式系统。血液可被阻挡，而不流入气体入口和气体出口。
多个可渗透气体中空纤维可例如包括多个纤维织物层，其中每个所述多个纤维织物层包括可渗透气体中空纤维。在多种实施方式中，相邻的纤维织物层相对于彼此转动，使得相邻的纤维织物层中的多个可渗透气体中空纤维的取向是不同的取向。
在多种实施方式中，多个可渗透气体中空纤维形成在至少一个大致圆柱形束内。大致圆柱形束可例如由多个纤维织物层形成，其中每个多个纤维织物层包括可渗透气体中空纤维。相邻的纤维织物层可例如相对于彼此转动，使得相邻的纤维织物层内的多个可渗透气体中空纤维的取向是不同的取向。
在多种实施方式中，经过纤维束的平均速度是至少2厘米/秒、至少3厘米/秒或至少3.5厘米/秒。在多种实施方式中，血液经过纤维束的平均速度在大约2-5厘米/秒的范围内。纤维束的横截面面积可以例如不大于7.07平方英寸、不大于4.9平方英寸、不大于3.14平方英寸或不大于2.4平方英寸。纤维束的长度可例如是至少1.8英寸。
在多种实施方式中，该系统还包括抵消叶轮上的流体动力的系统。抵消流体动力的系统可例如包括与叶轮操作连接的第一磁体，第一磁体与第二磁体协作以在其之间产生排斥力。
该系统适于输送大约2-4升/分钟范围内的流量。流量例如是能够调节的。
壳体、纤维束隔室、血流入口、血流出口、气体入口、气体出口、加压定子隔室以及加压定子隔室和纤维束隔室之间的流动通道可以例如一体形成。
在多种实施方式中，血流入口经由增压室与加压定子隔室连接。在多种实施方式中，流动通道可例如从所述加压定子隔室大致切向地延伸。在多种实施方式中，流动通道从加压定子隔室大致切向地(即切向地或与切向呈5度的范围内)延伸。
流动通道可例如与和纤维束隔室流体连接的歧管流体连接。在多种实施方式中，流动通道在从加压定子隔室到歧管的弯曲路径中延伸。
在多种实施方式中，血液经过纤维束的流动是沿着大致轴向的(即轴向地或与轴向呈5度范围内)。纤维束可例如以使系统的尺寸或形状因子最小的方式取向。在多种实施方式中，纤维束的轴线大致平行于(即平行地或与平行呈5度的范围内)叶轮的转动平面取向。
在多种实施方式中，系统的高度不大于12.7厘米(5英寸)，宽度不大于12.7厘米(5英寸)，长度不大于12.7厘米(5英寸)(除非外部联接有马达驱动器)。
一种用于患者的外置肺辅助技术方法包括提供如上所述和这里其他地方描述的系统，将血流入口连接到患者的脉管系统，将血流出口连接到患者的脉管系统；并使得吹扫气体经由气体入口和气体出口经过多个可渗透气体中空纤维的内腔。该系统可例如作为外置式系统操作。
本发明的装置、系统和方法及其属性和附属优点将结合附图从以下详细描述中理解和明白。
附图说明
图1A示出外置移动式肺辅助技术设备、装置或其系统的实施方式的透视图。
图1B示出图1A的系统的透视剖视图，示出血液从叶轮流动到纤维束。
图2A示出图1A的系统的前部隐藏线视图。
图2B示出图1A的系统的截面A-A(参考图2A)的横截面视图。
图2C示出图1A的系统的截面C-C(参考图2A)的横截面视图。
图2D示出图1A的系统的截面D-D(参考图2A)的横截面视图。
图3A示出图1A的系统的侧部隐藏线视图。
图3B示出图1A的系统的截面G-G(参考图3A)的横截面视图。
图3C示出图1A的系统的截面I-I(参考图3A)的横截面视图。
图4A示出图1A的系统的透视隐藏线视图。
图4B示出图1A的系统的另一透视隐藏线视图。
图5A示出图1A的系统的透视拆分或分解视图。
图5B示出图1A的系统的另一透视拆分或分解视图。
图6A示出图1A的系统的前部隐藏线拆分或分解视图。
图6B示出图1A的系统的侧部局部横截面(参考图6A的截面B-B)拆分或分解视图。
图7A示出图1A的系统的侧部拆分或分解视图。
图7B示出图1A的系统的前部截面A-A的横截面视图(参考图7A)。
图7C示出其叶轮的实施方式的透视拆分或分解视图。
图7D示出图7C的叶轮的另一透视拆分或分解视图。
图7E示出图7C的叶轮的侧部拆分或分解视图。
图7F示出图7C的叶轮的截面A-A(见图7E)横截面拆分或分解视图。
图8A示出作为纤维束直径函数的氧合作用的图表。
图8B示出用于160毫升/分钟-180毫升/分钟之间的目标氧合率的纤维束的形状因子(高度、直径)的图表。
图8C示出用于160毫升/分钟-180毫升/分钟之间的目标氧合率的纤维束的形状因子(表面面积、直径)的图表。
图8D示出在3.5升/分钟的流速下纤维束直径和束平均速度之间的关系。
图9A示出计算流体力学或CFD模型/研究，其中血液以一取向引入邻近纤维束的入口侧容积，该取向垂直于经过纤维束的流动取向并大致切向于入口侧容积。
图9B示出计算流体力学或CFD模型/研究，其中血液以一取向引入邻近纤维束的入口侧容积，该取向平行于经过纤维束的流动取向并大致法向于入口侧容积。
图9C示出计算流体力学或CFD模型/研究，其中血液以一取向引入邻近纤维束的入口侧容积，该取向垂直于经过纤维束的流动取向并大致径向于入口侧容积。
图10A示出与其他两种系统相比图1A的系统的气体交换表面面积。
图10B示出与其他两种系统相比图1A的系统在3.5升/分钟下氧合效率的研究。
图11A示出外置移动式肺辅助技术设备、装置或其系统的另一实施方式的透视图。
图11B示出图11A的系统的另一透视图。
图12A示出图11A的系统的侧部。
图12B示出图11A的系统的截面A-A(见图12A)的横截面视图。
图13是示出图11A的系统的另一侧视图。
图14A示出图11A的系统的截面H-H(见图13)的横截面视图。
图14B示出图11A的系统的透视剖视图。
图14C示出图11A的系统的另一透视剖视图。
图14D示出图11A的系统的叶轮的透视隐藏线视图。
图14E示出图11A的系统的侧部隐藏线视图。
图14F示出图11A的系统的横截面视图(见图14E的截面A-A)以进一步描述叶轮。
图14G示出血液经由弯曲的三维折弯导管从血流入口流入图1A的系统的叶轮的CFD研究。
图14H示出血液经由增压室从血流入口流入图11A的系统的叶轮的CFD研究。
图14I示出血液在图1A的系统的叶轮和加压定子隔室内流动的CFD研究。
图14J示出血液在图11A的系统的叶轮和加压定子隔室内流动的CFD研究。
图14K示出血液在图1A的系统的流动通道内流动的CFD研究。
图14L示出血液在图11A的系统的流动通道内流动的CFD研究。
图14M示出血液在图1A的系统的加压定子隔室/叶轮涡形部的分水部附近流动的CFD研究。
图14N示出血液在图11A的系统的加压定子隔室/叶轮涡形部的分水部附近流动的CFD研究。
图15示出图11A的系统的泵性能评价。
图16示出图11A的外置移动式肺辅助技术系统的体外氧合研究，其中氧合作为流速的函数绘制。
图17A示出图11A的系统和两种其他系统的气体交换表面面积的比较。
图17B示出图11A的系统和两种其他系统的氧合效率(在3.5升/分钟的流速下)的比较。
图18A示出图11A的系统的体内气体交换/氧合的研究，其中氧合作为流速的函数绘制以用于四种动物研究。
图18B是由图11A的系统的入口饱和氧合标准化的体内氧合的研究，其中标准化氧合作为流速的函数绘制以用于四种动物研究。
图19示出针对四种动物研究的图11A的系统的溶血，其中血浆游离Hb作为时间的函数绘制。
图20示出体外气体交换研究的实验设施。
具体实施方式
将容易理解到这里附图总体描述和示出的实施方式的部件可以描述的示例性实施方式之外的多种不同构型配置和设计。因此，附图所示的示例性实施方式的以下更加详细的描述不意图限制要求保护的实施方式的范围，而只是代表示例性实施方式。
说明书中对于“一种实施方式”或“一实施方式”(或类似术语)的参照指的是结合该实施方式描述的特殊特征、结构或特性被包括在至少一种实施方式中。因此，说明书中多个地方中出现的术语“在一种实施方式中”或“在一实施方式中”或类似术语不必都参照相同的实施方式。
另外，描述的特征、结构或特性可以在一种或多种实施方式中以任何适当方式组合。在以下描述中，提供许多具体细节来给出多种实施方式的完全理解。但是，相关领域的普通技术人员将理解到可以在不采用一个或多个所述具体细节或采用其他方法、部件、材料等情况下实施所述多种实施方式。在其他情况下，已知的结构、材料或操作没有详细示出或描述以避免繁琐。
如这里使用并在所附实施方式中，单数“一”、“一个”和“该”包括复数含义，除非文中另外清楚指明。因此，例如，参照“一个叶轮”包括多个这样的叶轮和本领域普通技术人员已知的等同物等。这里引用的数值范围只意图用作对于落入该范围内的每个单独数值的单独引用的简便方法。除非这里另外指明，每个单独数值和中间范围被结合到说明书中，似乎是在这里单独引用。这里描述的所有方法可以任何适当顺序执行，除非文中另外明确指明与此不同。
在多种实施方式中，体外/外置移动式肺辅助技术系统提供气体转移效率和生物相容性的优点。该系统可以例如被设计用于在装置需要更换之前提供例如持续1-3个月的中央和/或外周插管和呼吸支持。该系统例如适用于患有严重急性呼吸衰竭(ARDS)的患者或患有COPD或严重肺动脉高压(PH)的慢性患者。外置式装置或系统是在使用期间通常紧邻地定位在身体附近的体外装置。换言之，外置式装置和系统是“能够佩戴”或移动式装置或系统。该系统非常适用于外置式/移动式使用以及用作大致固定式体外系统。
与当前开发的移动式ECMO系统相比，该系统不太繁琐，同时提供增加的移动式呼吸辅助。在多种实施方式中，该系统提供高度一体化的血液泵和肺部，其中诸如叶轮的泵机构加压流过可渗透气体中空纤维(这里有时称为纤维束)的血液。该系统可例如被设计成外置地佩戴在皮带或背心内。与其他装置相比，该系统可例如被设置用于经过纤维束的增加的平均或中间速度，从而增加气体交换。
在图1A-7B所示的系统10的多种实施方式中，系统10包括壳体20。壳体20使得系统10的所有部件以一体方式结合在一起，使得加压系统和纤维束被包围在相对小的形状因子内。另外，系统10设置用于有效和显著的气体传递率，而不导致显著的血液伤害。
壳体20包括容纳纤维束200并提供被设计成用可以是氧气或包括氧气的气体混合物的吹扫气体一致性地灌注纤维束200的气体侧的气体路径的第一或纤维束隔室22。在多种实施方式中，壳体20的高度尺寸不大于12.7厘米(5英寸)、宽度不大于12.7厘米(5英寸)，并且长度不大于12.7厘米(5英寸)。这种形状因子可以通过增加泵送效率(例如通过进一步优化叶轮设计)来降低。
在此方面，诸如转动元件或叶轮100的加压机构可以定位在壳体20的第二加压或泵送(定子)隔室24内。在所示实施方式中，泵送隔室形成为叶轮定子涡形部隔室24，其与壳体20的其他部分一体或整体形成。叶轮涡形部隔室24容纳叶轮100并可以根据传统泵原理设计，以使叶轮100的泵送效率最大。叶轮100安装在壳体20的叶轮涡形部隔室24内。
在流动离开叶轮之后，离心泵的定子区段通常是扩散器或涡形部。这两种定子类型的每个的目的在于有效地使速度能量扩散成压力。扩散器的特征在于围绕叶轮的多个径向对称的扩散通路。涡形或环形收集器与扩散器串联使用。根据泵构型，涡形部的特征在于一个或多个卷形扩散通路(多种实施方式中为一个)。涡形部接收通过叶轮泵送的流体，减慢流体的流速，并且将动能转化成压力。涡形部在其接近排放端口时弯曲并使得面积增加。
在多种实施方式中，叶轮100经由定位在叶轮10上或内部的一个或多个磁体部分磁性支承。在所示实施方式中，叶轮100定位在叶轮涡形部隔室24内，使得叶轮100的净流体力学负载是向上的。因此，用来支承叶轮100的磁体在叶轮100上施加向下力。如同例如PCT国际公开文献No.WO2014/085620中描述，磁体可就座在叶轮100的机座中并且(与可以位于叶轮涡形部隔室24内部或外部的另一磁体协作)可以操作以施加抵消组合流体动力和联接磁力的力，由此使施加到轴承的轴向力最小，并改善系统的总体耐用性。顶部或底部枢转轴承112a和112b可以分别例如是超高分子重聚氨酯(UHMWPE)枢转和杯式轴承，其容纳在不锈钢壳体内，使耐磨性最大。
下部涡形部隔室盖或封闭件26(见例如图5A)的尺寸设置成允许叶轮100插入壳体20的叶轮定子/涡形部隔室24。类似地，纤维束盖或封闭件28的尺寸设置成允许纤维束200插入壳体20的纤维束隔室22。
图2B示出流体经过壳体20内的流体/血流入口30进入纤维束200。在此方面，诸如血液的流体被抽吸到叶轮100的中央部分内并经由叶轮叶片110离心地向外旋转，如图2B的径向向外取向箭头所示。血液接着引导到纤维束200，例如如图1B所示。例如如图1B所示，通道40延伸叶轮100的高度(即图3C的取向上的竖直尺寸)，以便例如使叶轮100的下侧最大程度地冲洗，因为这是枢转泵的血栓沉积的常见区域。在所示实施方式中，通道40延伸到与叶轮涡形部隔室24相同的高度，并从中大致切向延伸(例如，从中与切向呈5度的范围内)。通道的横截面可以例如相对窄小，以保持入口30和通道40之间的横截面面积。例如，在多种实施方式中，入口30是圆形横截面，具有0.009529米(3/8英寸)的直径，以及7.097x 10-5平方米(0.11平方英寸)的横截面面积。通道高度如上所述通过叶轮厚度控制，并且延伸至少叶轮100的厚度(在多种实施方式中，最小为0.0127米(0.5英寸)并多达0.01905米(0.75英寸))。为了保持7.097x 10-5平方米(0.11平方英寸)的横截面面积，通道40的宽度在0.00381米(0.15英寸)and 0.005588米(0.22英寸)之间。
通道40还被一体形成到壳体20内，使其不进一步增加纤维束200的形状因子。在所示实施方式中，通道40沿着壳体20的侧壁向上延伸(在附图的取向上)并在大致径向方向上进入纤维束隔室22的入口容积或歧管22a(如下面进一步描述)。通道40如图2C所示倾斜。如图2D的横截面视图所示，通道40的倾斜允许其与叶轮100的直径配合。另外，通道40的圆化矩形或体育场横截面几何结构(见例如图1C)允许薄或窄小的轮廓，使得通道40作为围绕叶轮100的涡形部的部分配合，同样如图1D所示。如这里使用，术语“圆化矩形”指的是具有圆化角部的矩形。术语“体育场”是通过将弧形或半圆形结合到矩形的相对端部形成的长圆形几何结构。通常，通道40具有小于1、小于0.5的高宽比(宽度与高度的比例)(其中高度是图3C所示的通道40的竖直取向)。在通道40内提供圆化或弧形角部/端部例如帮助减小或降低溶血和血栓形成。
在多种实施方式中，血液进入纤维束200并围绕其中空纤维经过。在经过纤维束200之后，血液经由与血液/流体流动出口50流体连接的出口容积或歧管22b离开系统100。如例如图3A和3C所示，液体/流体流动路径通过在其每个端部处在纤维束200的周边与壳体20邻接/密封而与经过系统100的气体流动路径分离。
系统10内的气体路径可例如是相对简单的。气体流过气体入口端口60进入纤维束200的一侧上的通道62并经过与纤维束200的另一侧上的通道66流体连接的气体出口端口64离开。因此，气体在图2B的最上方箭头的平均或主要方向上流过纤维束200。通道62是气体路径的入口，而通道64是出口。吹扫气体横过纤维内腔经过62进入64。通道62例如通过壳体20和纤维束200之间的接触而与通道64密封。在多种实施方式中，通道62的宽度是大约0.25英寸。该宽度被选择成帮助一致性地灌注纤维束200内的所有纤维。气体流动方向可以例如使其大致沿着系统10通过患者佩戴时的重力方向，从而由于重力作用，任何堵塞问题得到解决。
纤维束200根据PCT国际公开文献No.WO2014/085620描述的方法制造，该公开文献的公开内容通过引用合并与此。但是，纤维束200的直径小于PCT国际公开文献No.WO2014/085620的纤维束。在此方面，直径根据血液经过纤维束200的期望平均速度选择。根据纤维束200的预定直径和纤维密度，片数量被选择成获得期望的表面面积。如这里使用，平均速度被限定为经过系统20的流速除以纤维束200的横截面面积。
研究中使用的聚甲基戊烯(PMP)纤维具有380微米的外直径或OD以及180微米的内直径或ID。这些纤维被制造成中空纤维的阵列、薄膜或织物，其中多个纤维被制造成一体大致平面阵列，其具有大致相同的纤维取向。在形成纤维束200的过程中，这些阵列、薄膜或织物被切割成片，其被彼此叠置放置成多层叠摞(在纤维束200的多种研究实施方式中为200层)，使得用于气体交换的总表面面积被保持在例如-.65m2。纤维束的孔隙率被保持在0.5。在形成时，纤维束200具有1.75英寸(0.44米)的直径和3.15英寸(0.08米)的高度。
在多种实施方式中，纤维束200是以彼此呈例如5-15度的角度叠置成层并大致垂直于血液流动的主要方向对准(即大致垂直于纤维束200的轴线A，见图3B)的中空纤维薄膜的大致圆柱形束(例如以上描述的涂覆硅氧烷和肝素的纤维阵列、薄膜或织物)，以使得气体交换最大。在多种代表性研究实施方式中，纤维束200是以彼此呈大约14度的角度叠置成层的中空纤维薄膜的大致圆柱形束。在此方面，纤维被切割成圆形片，并在相邻片之间以14度的角度叠置到封装模具中。中空纤维的端部被封装到半圆形气体歧管通道(气体入口歧管通道62和气体出口歧管通道66)内。通过使用在车床上旋转模具产生的离心力，聚氨酯胶被注射到模具中。聚氨酯将所有纤维结合成纤维束200。封装胶的厚度是大致0.25英寸，并且被选择成提供足够的机械支承。
与其中中空纤维大致平行于壳体轴线/血液流动的系统相比，使中空纤维大致垂直于轴线A(例如与垂直呈不大于5度的范围内或与垂直呈不大于2.5度的范围内)对准可以显著降低容积(即，改善紧凑性)。
在许多实施方式中，纤维束200被密封以便轴向地延伸形成在纤维束隔室22的内壁上的密封区段，从而形成大致半圆形歧管。密封区段可例如径向向内延伸以便接触纤维束200并与其形成密封连接。两个密封区段可以用来形成大致半圆形歧管(即，延伸大致180度)。附加的密封区段可例如用来形成围绕纤维束隔室22的内周延伸不到180度的歧管。
纤维束200可例如在由用于封装的例如乙缩醛(Delrin)制成的四件式可重新使用模具内卷绕和定位。在封装期间，两组分聚氨酯粘合剂(从Cas Chem of Bayonne,NJ得到)被注射到模具中。模具接着被离心化以便围绕周边均匀分布而没有任何空隙。一旦粘合剂固化，封装纤维被移除并剪裁。此过程在所有纤维之间建立公共气体路径。
如上所述，在系统10的研究中使用的纤维以阵列、织物或薄膜的形式提供。改善抗血栓的其他方法包括使用附接到纤维表面的两性分子类(例如共价地)，而不显著影响气体经过纤维表面的输送。另外，血液在系统10内的流动路径和型式可以使用例如计算流体动力学或CFD优化，以改善血液相容性。系统10的最终抗凝需求也可进一步降低，因为离开系统10的血液流过患者肺部，这可以继续用作小血栓的过滤器。
如上所述，血液经过流体流动入口或血流入口端口30进入系统10并通过叶轮100泵送。在多种研究实施方式中，叶轮100通过安装到壳体20并与径向叶轮100的中心轴线对准的枢转轴承112a和112b支承。如轴承领域所知，枢转轴承112a和11b可例如包括相对于轴承杯(例如类似于球和插口接头)转动的圆化端部。轴承杯可例如由超高分子重聚乙烯形成，并可以例如从Modern Plastics of Shelton,Connecticut得到。使用枢转轴承112a和112b消除了密封和轴承的需求。枢转轴承保持叶轮100在系统10内轴向和径向对准。同样，不需要在一些系统中使用来保持血液不接触产生摩擦/热量的部件的辅助盐水灌注。新鲜血液进入系统10并流过枢转轴承105，连续地用新鲜流体冲洗该区域。
没有轴承的磁性悬挂或悬浮叶轮可例如用来进一步增加寿命。但是，在多种实施方式中，系统10会需要周期性更换(例如每1-3个月)，因为肺部隔室内被污染。在多种实施方式中选择叶轮100的磁性联接的更简单和不太复杂方法(而不是磁性悬浮)。在所示实施方式中，就座在转动叶轮100上的机座160(见图7C-7F)内的磁体150磁性联接到外部马达驱动器(图6B中示意示出)上的转动磁体以保持气密密封。系统10可例如通过一个或多个电池80供能。在所示实施方式中，8个相对小的磁体150(直径为0.5”、厚度为0.25”)用作“联接磁体”，以便保持马达驱动器和叶轮100之间的磁性联接。较大的中央定位磁体154用来稳定流体动力学力。
在操作期间，含氧“吹扫气体”(例如氧气)经由气体流动入口60流入气体入口通道62，并且经过纤维束200的单独纤维薄膜的内腔分布。氧气(O2)离开纤维扩散到流动血液中(围绕纤维流动并大致垂直于其取向)，同时二氧化碳(CO2)从血液扩散到纤维内并通过吹扫气体承载到出口通道66并经过其中到气体流动出口64。如上所述，血液接着经由血流出口50离开系统10。氧气和二氧化碳离开纤维内腔进入气体出口通道66。因此例如如图3C所示，纤维束200的端部接触壳体20的纤维束隔室22的第一端部并形成气体入口通道62和气体出口通道66。由此防止血液直接流入气体入口通道62和/或气体出口通道66。纤维束200的封装防止血液径向流出纤维束200并进入气体入口通道62和/或气体出口通道66。
研究中使用的系统10并不是优化的。如下面进一步描述，优化可以例如使用多种工具来实现，包括CFD、台架试验和/或体内研究。在1200-2400RPM之间操作，系统10可输送从3.5-5.0升/每分钟或LPM的流量，同时产生250-350mmHg的压头。此动态范围使得系统10可以使用外围和/或中央放置模块使用任何接近插管或直接连接轴来附接。
纤维束200内的速度控制气体交换效率，因为总体的质量传递在高速环境中增强。但是，如果不能很好控制，保持相对的高速会导致溶血。在系统10中，速度通过仔细确定进行流动的纤维束200的前部/横截面面积来掌控。该面积通过纤维束直径来确定。如上所述，流动垂直于纤维。我们发现到3英寸以下(或2.5英寸以下)的束直径提供增加的效率。具有3英寸直径的大致圆柱形束对应于7.07平方英寸的前部面积或横截面面积，而2.5英寸直径对应于4.9平方英寸的前部面积或横截面面积。在多种实施方式中，直径不大于2英寸(横截面为3.14平方英寸)。在许多研究中，纤维束200的直径是1.75英寸，对应于2.4平方英寸的前部或横截面面积，提供增加水平的效率。随着直径减小，较少的纤维能够安装在单层纤维内。因此，纤维层的数量必须增加(这增加了特定束的高度)以实现预定的气体交换率。因此，发现最小高度必须为1.8英寸来为具有2.5英寸直径和4.9平方英寸的横截面面积(或对于不规则形状束来说，平均横截面面积)提供足够数量的纤维。系统10通过纤维束100的形状实现较高的氧合，纤维束100更长并具有小于例如PCT国际公开文献No.WO2014/085620的系统的纤维束的直径。这种形状增加了血液经过纤维的平均速度，以增加效率而不需要主动混合，如PCT国际公开文献No.WO2014/085620所述。为此，与例如图10A和10B所示的其他人工肺部系统相比，系统10能够实现较高氧合/表面面积。该系统可以称为“被动”的，因为在纤维束200附近或邻近没有主动混合元件。再次，经由增加血液经过纤维束200的平均速度，实现了增加的效率。
在3.5升/分钟的恒定流速下，作为直径函数的氧合在图8A中示出。随着直径减小，氧合增加。另外，可以通过较小的表面面积提供相同水平的气体交换，如果直径足够小的话。图8A通过将质量传递原理适用于纤维束几何结构来生成。目标氧合率在160毫升/分钟-180毫升/分钟之间，如图8A的虚线所示。可以看到，许多直径和表面面积落入此范围内。图8B和8C示出纤维束的形状因子(高度、直径、表面面积)，其落入氧合率的范围内。在3.5升/分钟下，直径和平均束速度之间的关系在图8D中示出。
通常，具有主动混合的装置在血液伤害的程度上做出妥协，因为增加的血液速度增加了施加到血液红细胞的剪切应力。系统10在血液流过装置时提供速度的高度控制。存在很少混合或没有混合，使得纤维束内的紊流最小，并提供平稳的速度形式。这例如允许增加速度足够提供高效率，而不显著伤害血液。
叶轮相对于纤维束的取向也使得流动从叶轮仔细地引导到纤维束，从而血液速度得到控制，由此防止血液伤害。我们研究到CFD中这种流动，并且研究了多种不同方式来引导流动从而使得血液伤害最小或消除血液伤害。
如上所述，计算流体动力学(CFD)可用来优化系统10的设计和操作参数，以满足血液泵送、气体交换、灌注容积和形状因子的需要。CFD可用来模拟血液流动和气体交换。在确认后，CFD可以被结合到设计优化算法内。
在此方面中，CFD是调整例如血液泵和充氧器的设计过程的有效工具。开发和确认的CFD模拟可以与常规设计优化相结合以分析和改良系统10及其血液接触部件的设计(包括例如叶轮区域、其他转动表面、纤维束和连接导管)。优化目的可以例如包括使气体交换最大，并使系统10的尺寸最小。该目的会具有强制性限制，以确保有效的泵送能力，并同时使血液伤害最小。优化提供一组最佳设计特征，诸如叶轮尺寸和构型、纤维束配置、主动混合表面和血液入口和出口端口。
CFD模拟可以例如包括多种方法。使用诸如Fluent(v14,ANSYS Inc.,Canonsburg,PA)和OpenFOAM(v3.0,OpenCFD Ltd.Bracknell,UK)的商业编码可以例如解决层流Navier-Stokes方程。装置的转子空腔区域内的紊流模型可以在具有充分雷诺兹数的区域内或在CFD预测和流动显示结果之间存在差异的情况下根据需要采用。使用调整的Ergun方程，纤维束可以被建模成单个集合连续体(多孔介质)，以表征压力损失和其中的表观速度场。使用对流-扩散-源质量传递方法以及非线性O2气体传递模型和非线性CO2模型，氧气和二氧化碳交换可以例如被建模。我们开发了在中空纤维束中进行复杂血液流动和气体交换的CFD模型，这得到试验上的证实。CFD模型适用于预测叶轮产生流动型式和总体气体交换的细微特征。
已经针对系统10进行了血液流动的预先CFD分析。可以使用用于溶血、血小板活化和血栓形成的血液伤害模型来计算地评价系统10的血液相容性。许多这样的模型已经通过CFD针对应用而得到特殊开发。生成的图表示出剪切应力(N/m2)的日志。超过1000N/m2的应力值与高溶血相关。期望的是在血液进入纤维束200时使剪切应力最小。图9A示出CFD模型/研究，其中血液在垂直于流动经过纤维束200的取向(即垂直于轴线A)并大致切向于入口侧容积22a的取向上引入邻近纤维束200的入口侧容积22a。图9B示出CFD模型/研究，其中血液在平行于流动经过纤维束200的取向(即平行于轴线A)并大致垂直于入口侧容积22a(即大致与轴线A共线)的取向上引入邻近纤维束200的入口侧容积22a。图9C示出CFD模型/研究，其中血液在垂直于流动经过纤维束200的取向(即垂直于轴线A)并大致径向于入口侧容积22A和轴线A的取向上引入邻近纤维束200的入口侧容积22a。图9A的切向进入构型不在纤维束200内引起高剪切，但在流体进入纤维束200并在可以造成血液伤害或血栓形成之前在纤维束隔室22的入口侧容积22a内造成高程度的循环。后面两种构型在几个第一纤维层内示出升高的剪切水平。图9B示出纤维中的剪切应力，其中冲击在束上的流体射流超过1000N/m2，这种设计中溶血成为一个问题。再次，图9A具有相对低的剪切应力。但是，在增压室或入口容积22a中，刚好在进入纤维束200之前，可看到强循环流动。这种循环流动在中央(蓝色)区域中具有停滞点，已知具有形成血栓的高度倾向性。图9C示出被选择用于系统20的径向入口取向，因为(1)纤维束200示出小的剪切应力，以及(2)在纤维束200之前增压室或入口容积22a中没有强循环区域。
在系统10上，基于CFD和工程，对流动通道进行进一步优化，其目的在于减小血栓形成的“热点”。出于优化目的来研究的流动通道是(1)到叶轮的入口、(2)叶轮叶片、(3)来自叶轮的向外流动以及(4)将叶轮连接到纤维束的通道。结合有根据这些进一步优化研究来确定的设计特性的系统10a在图11A-14E中示出。系统10a的设计和操作类似于系统10，并且在系统10a的实施方式中，类似的部件类似地标识有附加标识“a”。如同系统10，系统10a包括使得系统10a的所有部件以一体方式结合在一起的壳体20a，使得加压系统和纤维束被包围在相对小的形状因子内。系统10a还提供有效和显著的气体传递率，而不引起显著的血液伤害。
壳体20a包括第一或纤维束隔室22a，其容纳纤维束200a并提供被设计成通过结合系统20描述的吹扫气体一致性地灌注纤维束200a的气体侧的气体路径。如上所述，在多种实施方式中，壳体20的高度尺寸不大于0.127米(5英寸)，宽度不大于0.127米(5英寸)，并且长度不大于0.127米(5英寸)。诸如转动元件或叶轮100a的加压机构定位在壳体20a的第二加压或泵送(定子)隔室24a内。泵送隔室24a形成叶轮定子涡形部隔室，其与壳体20a的其他部分一体或整体形成。叶轮涡形部隔室24a容纳叶轮100a。
血液(或另一种流体)经由壳体20a内的入口30a进入叶轮涡形部隔室24a。如以上结合系统10a所述，诸如血液的流体被抽吸到叶轮100a的中央部分，并经由叶轮叶片110a向外离心旋转。血液接着经由通道40a引导到纤维束200a，通道40a从叶轮涡形部隔室24a切向延伸。再一次，通道横截面相对窄小，以保持入口30a和通道40a之间的横截面面积。在系统10a的实施方式中，入口30a的直径过渡成心脏形状增压室，其高度为0.004318米(0.170英寸)，与入口30情况下3/8英寸的直圆柱形直径不同。入口30经由平滑圆化的3D弯管32(见例如图14G)将流动引导到叶轮100，，造成位于叶轮轴后部的一些流动停滞。相比之下，入口30a经由位于入口30a的末端处并位于叶轮100a上方(见例如图14H)的心脏形状增压室32a将流动引导到叶轮100a。在多种实施方式中，增压室32a具有例如心脏形状。心脏形状的目的在于在其下降流入叶轮区域之前更好地朝着叶轮轴/枢转轴承112a(经过增压室32a)的后侧分配流动。
入口30a还包括更深地进入叶轮区域的向下指向管的延伸部。延伸部改善叶轮轴轴承112a的流动冲洗，并通过将压力驱动的逆流重新引导到叶轮100a和护罩之间的顶部间隙来减小进入转子通道的预旋。
与经过叶轮100的流动通道相比，经过叶轮100a的流动通道很窄，减小了叶片与叶片的距离，如图14F给出的叶轮100的横截面所示(与图2D所示的叶轮100比较)。叶轮100包括传统弯曲离心泵叶片110(如图14I的CFD图像的黑色空间所示)，其可以是打开的或通过护罩封闭。叶轮100内的流动型式是混乱的。叶轮100a包括弯曲流动通道，而不是传统叶片。相反，可以认为叶片110a(图14J的CFD图像中黑色空间所示)非常厚，具有大半径的导前边缘。转子100a中的流动型式得到更多控制，导致改进的流体动力学，并且减小潜在的血液伤害。
与叶轮100的向外流动相比，通过调节分水点距离(见例如图2D与图14F)，来自叶轮100a的向外流动得到调整，从而在血液从叶轮100a流入通道40a时，减小任何逆流和泄漏。在此方面，流动通道40的相对大的横截面面积导致更多流动和逆流(见图14k的CFD图像)。流动通道40a被设计成在流动离开加压定子隔室/叶轮涡形部24a时汇合流动，并接着经由较小横截面面积通道使得流动转向，以便在转向中促进较强的流动附着性能，并引入纤维束歧管或增压器22aa。与通道40相比，通道40a变窄到直径为0.0060452米(0.238英寸)的管，增加其中的平均速度，以使任何停滞区域最小(见图14L的CFD图像)。CFD模拟指明这些调整通过减小流动通道中血栓形成来改进血液相容性。叶轮100a和出口40a的组合在加压定子隔室/叶轮涡形部24a分水部处形成更好的流动对准和较少的流动分离，如系统10的图14M和系统10a的图14N的比较所示。
类似于通道40，通道40a被一体形成到壳体20a，使其不进一步增加纤维束200a的形状因子，如结合系统10a所述。在此方面，通道40a沿着壳体20a的侧壁向上延伸(在例如图14B所示的取向上，并沿着弯曲或折弯路径)并在大致径向上进入纤维束隔室22a的入口容积或歧管22aa。诸如血液和气体的流体经过系统10a的纤维束200a类似于结合系统10所述。
图15示出外置移动式附着肺部系统10a的泵性能评估。经过填充黑色圆形的数据的线代表对于27法国双腔插管(DLC)所需的流速和压力。其他的线给出多个叶轮转动速度(单位为每分钟几转)下的系统10a的生成流速和压力。线的交叉部代表装置的操作点。容易生成足够的压力和流动来贴靠插管泵送。由于这种压力生成能力，该装置也能够泵送具有更多阻力的插管，在3.5升/分钟下，会超过27法国DLC的阻力50-100mmHg。
系统10在超过大约3升/分钟的流速下实现大约180(毫升/分钟)的目标氧合水平，如图16所示。图17A示出系统10a和两种其他系统(从联邦德国Maquet CardiopulmonaryGMBH Limited Liability Company获得的QUADROX小型成人充氧器和QUADROX–i小型成人充氧器)的气体交换表面面积的比较。图17B示出系统10比图17A的两种其他系统相比更加显著有效地氧合。流速在图17B的研究中为3.5升/分钟。系统10a中所需的气体交换表面面积因此比当前可用装置所需更少。
图18A示出系统10A的体内气体交换/氧合的研究，其中对于四种动物研究，绘制作为流速的函数的氧合。图18A示出通过系统10a的入口饱和氧合标准化的体内氧合研究，其中对于四种动物研究，绘制作为流速函数的标准化氧合。随着流速增加，氧合增加，具有类似于基础研究中获得的那些结果。在每种动物研究中血液离开系统10a时，实现完全氧合(出口饱和率为100％)。
图19示出系统10a对于四种动物研究的溶血研究，其中血浆游离血红蛋白Hb作为时间的函数绘制。血液溶血水平在每种动物研究中是大致平坦的，指明只有在可接受水平内的中等溶血。在图15-19给出的“重症”动物研究中，研究持续大约6个小时。没有出现血栓问题。血流动力学研究指明研究期间的动脉血压和中枢神经压在手术1小时之后得到很好控制。
在8.5克/升的低粘度羧甲基纤维素(CMC)钠盐(Sigma Aldrich,St.Louis,MO)的溶液中进行体外泵测试。使用连接到PolyScience 210加热器(PolyScience Inc.,Niles,IL)的水浴，使用800毫升的静脉储存器(Medtronic,Minneapolis,MN)的封闭环系统保持在37度。霍夫曼夹用来调整装置上的后负荷，而Honeywell 143PC03D压力传感器(Honeywell,Morris Plains,NJ)被放置在PAAL装置之前和之后以测量压力降，同时使用超声流动探头(Transonic Systems Inc.,Ithaca,NY)确定流速。研究在1500、1700、1900和2100RPM下进行，以生成H-Q曲线。通过类似的储存器设施，测量27Fr.AvalonDLC(MaquetCardiovascular LLC,Wayne,NJ)的压力降，其中流动通过Biomedicus BP 80-X泵(Medtronic,Minneapolis,MN)驱动，并且在插管的入口和出口处测量压力。
根据ISO 7199标准进行体外气体交换研究。7升的牛血或猪血从当地屠宰场收集并肝素化(10IU/毫升)。血压经过40μm过滤器(Pall Biomedical,Inc.,Fajardo,PR)，并且庆大霉素(0.1毫克/毫升)被添加，以防止细菌生长。试验设施是图20所示的单通回路系统。回路包括两个定制柔性6升血液储存袋。储存器被连接到Biomedicus BP 80-X泵(Medtronic,Minneapolis,MN)，其设置回路流速。测试装置被放置在泵下游，并且Medtronic Affinity NT 2.5m2充氧器(Medtronic,Minneapolis,MN)位于测试装置下游以移除测试装置添加的氧。内置于热交换器内的除氧器连接到PolyScience 210加热器(PolyScience Inc.,Niles,IL)，以便将血液温度保持在37度。R-3603 Tygon管(Cole-Parmer,Vernon Hills,IL)连接回路部件。N2、CO2、O2吹扫气体的混合物流过除氧器，调节血液，维持65％±5的氧饱和度和45mmHg±5的pCO2。一旦调节，血液从入口储存器经过回路进入出口储存器，使得后装置血液与调节血液一直分离。从每个采样端口抽取一种样本，如图C0-2所示。样本使用具有CO氧饱和度的Rapid Point 405Blood Gas Analyzer(SiemensHealthcare Diagnostics Inc.,Tarrytown,NY)分析。超声流动探头(Transonic SystemsInc.,Ithaca,NY)测量血液流动。纯氧吹扫气体以7.5升/分钟流过测试装置，通过GR系列质量流动控制器(Fathom Technologies,Georgetown,TX)测量。氧传递率通过以下关系计算。
其中是氧合率，Q是血液流速，是氧在血液中的溶解度，是装置上的具备压力差,CT是结合能力，并且ΔS是装置上氧饱和度的增加。
在四只40-60公斤羊上进行体内重症研究，长达6个小时。使用肌肉注射氯胺酮对动物进行麻醉，随后吸入异氟醚来维持麻醉。swan-ganz插管被放置在肺动脉内，随后用27Fr.DLC对动物插入导管。在稳定之后，流速在1和4升/分钟之间变化，以确定气体交换和流速关系。每30-60分钟测量血浆游离血红蛋白。在尸检期间，完成装置和器官的全部检查。
如上所述，磁体可用来平衡流体动力学负荷。如果流体动力学负荷超过磁力的阈值，轴承系统会失效。磁体在PCT国际公开文献No.WO2014/085620的系统中的取向由于设计局限性而部分排斥而部分诱人。这种构型不允许达到足够高以支持高压泵送的磁力。但是在系统10和10a中，所有磁体可定向成进行吸引，以允许支持高压泵送。对于超过4升/分钟的流动来说，相对较高压力泵送可例如允许使用Avalon 27Fr双腔插管。所提供的增加压力支持更多种病理学。
以上描述和附图当前给出多种代表性实施方式。当然，本领域普通技术人员鉴于以上教导将明白多种调整、添加和变型，而不偏离其范围，该范围通过以下权利要求指明，而不是通过以上描述限定。落入权利要求的等同物的含义和范围内的所有变化和变型都包含在其范围内。

Claims (29)

1.一种用于肺辅助技术的体外系统，包括：
壳体，所述壳体包括与加压定子隔室流体连接的血流入口、经由形成在所述壳体内的流动通道与所述加压定子隔室流体连接的纤维束隔室、和与所述纤维束隔室流体连接的血流出口；
叶轮，所述叶轮能够转动地定位在所述加压定子隔室内，用以对从所述血流入口进入所述加压定子隔室的血液进行增压；
纤维束，所述纤维束定位在所述纤维束隔室内，所述纤维束包括多个可渗透气体中空纤维，所述多个可渗透气体中空纤维适于允许气体在血液和所述多个可渗透气体中空纤维的内部之间扩散，所述多个可渗透气体中空纤维被定位成使得血液在流过所述纤维束隔室时围绕所述多个可渗透气体中空纤维流动，所述多个可渗透气体中空纤维大致垂直于血液从所述流动通道到所述血流出口经过所述纤维束隔室的总体流动方向延伸，
气体入口，所述气体入口与所述壳体流体连接并与所述多个可渗透气体中空纤维的入口流体连接，以及
气体出口，所述气体出口与所述壳体流体连接并与所述多个可渗透气体中空纤维的出口流体连接。
2.根据权利要求1所述的系统，其中，所述系统是外置式系统。
3.根据权利要求1所述的系统，其中，所述多个可渗透气体中空纤维包括多个纤维织物层，每个所述多个纤维织物层包括可渗透气体中空纤维。
4.根据权利要求3所述的系统，其中，相邻的纤维织物层相对于彼此转动，使得相邻的纤维织物层中的所述多个可渗透气体中空纤维的取向具有不同的取向。
5.根据权利要求3所述的系统，其中，血液被阻挡，而不流动到所述气体入口和所述气体出口。
6.根据权利要求1所述的系统，其中，所述多个可渗透气体中空纤维形成在至少一个大致圆柱形束内。
7.根据权利要求6所述的系统，其中，所述大致圆柱形束由多个纤维织物层形成，所述多个纤维织物层中的每一者包括可渗透气体中空纤维。
8.根据权利要求7所述的系统，其中，相邻的纤维织物层相对于彼此转动，使得相邻的纤维织物层内的所述多个可渗透气体中空纤维的取向具有不同的取向。
9.根据权利要求1-8中任一项所述的系统，其中，血液经过所述纤维束的平均速度是至少2厘米/秒。
10.根据权利要求1-8中任一项所述的系统，其中，血液经过所述纤维束的平均速度是至少3厘米/秒。
11.根据权利要求1-8中任一项所述的系统，其中，血液经过所述纤维束的平均速度在大约2-5厘米/秒的范围内。
12.根据权利要求9所述的系统，其中，所述纤维束的横截面面积不大于7.07平方英寸。
13.根据权利要求9所述的系统，其中，所述纤维束的横截面面积不大于4.9平方英寸。
14.根据权利要求9所述的系统，其中，所述纤维束的横截面面积不大于3.14平方英寸。
15.根据权利要求9所述的系统，其中，所述纤维束的横截面面积不大于2.4平方英寸。
16.根据权利要求13所述的系统，其中，所述纤维束的长度是至少1.8英寸。
17.根据权利要求1所述的系统，还包括抵消所述叶轮上的流体动力的系统。
18.根据权利要求17所述的系统，其中，抵消流体动力的系统包括与所述叶轮操作连接的第一磁体，所述第一磁体与第二磁体协作以在其之间产生排斥力。
19.根据权利要求1所述的系统，其中，所述系统适于输送大约2-4升/分钟范围内的流量。
20.根据权利要求19所述的系统，其中，所述流量是能够调节的。
21.根据权利要求1-20中任一项所述的系统，其中，所述血流入口经由增压室与所述加压定子隔室连接。
22.根据权利要求1-20中任一项所述的系统，其中，所述流动通道从所述加压定子隔室大致成切向地延伸。
23.根据权利要求22所述的系统，其中，所述流动通道从所述加压定子隔室大致成切向地延伸。
24.根据权利要求23所述的系统，其中，所述流动通道与和所述纤维束隔室流体连接的歧管流体连接。
25.根据权利要求24所述的系统，其中，所述流动通道在从所述加压定子隔室到所述歧管的弯曲路径中延伸。
26.根据权利要求25所述的系统，其中，血液经过所述纤维束的总体流动大致沿轴向。
27.根据权利要求26所述的系统，其中，所述纤维束的轴线大致平行于所述叶轮的转动平面取向。
28.一种对患者实施体外肺辅助的方法，包括：
提供一种系统，所述系统包括壳体，所述壳体包括与加压定子隔室流体连接的血流入口、经由形成在所述壳体内的流动通道与所述加压定子隔室流体连接的纤维束隔室、和与所述纤维束隔室流体连接的血流出口；叶轮，所述叶轮能够转动地定位在所述加压定子隔室内，用以对从所述血流入口进入所述加压定子隔室的血液进行增压；纤维束，所述纤维束定位在所述纤维束隔室内，所述纤维束包括多个可渗透气体中空纤维，所述多个可渗透气体中空纤维适于允许气体在血液和所述多个可渗透气体中空纤维的内部之间扩散，所述多个可渗透气体中空纤维被定位成使得血液在流过所述纤维束隔室时围绕所述多个可渗透气体中空纤维流动，所述多个可渗透气体中空纤维大致垂直于血液从所述流动通道到所述血流出口经过所述纤维束隔室的总体流动方向延伸；气体入口，所述气体入口与所述壳体流体连接并与所述多个可渗透气体中空纤维的入口流体连接，以及气体出口，所述气体出口与所述壳体流体连接并与所述多个可渗透气体中空纤维的出口流体连接；
将所述血流入口连接到患者的脉管系统；
将所述血流出口连接到患者的脉管系统；以及
使吹扫气体经由所述气体入口和气体出口经过所述多个可渗透气体中空纤维的内腔。
29.根据权利要求28所述的方法，其中，所述系统作为外置式系统操作。
CN201680037074.XA 2015-06-23 2016-06-23 体外移动式肺辅助技术装置 Active CN107708765B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US201562183730P 2015-06-23 2015-06-23
US62/183,730 2015-06-23
PCT/US2016/038957 WO2016210089A1 (en) 2015-06-23 2016-06-23 Extracorporeal ambulatory assist lung

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN107708765A true CN107708765A (zh) 2018-02-16
CN107708765B CN107708765B (zh) 2021-01-08

Family

ID=57586356

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201680037074.XA Active CN107708765B (zh) 2015-06-23 2016-06-23 体外移动式肺辅助技术装置

Country Status (8)

Country Link
US (2) US11045597B2 (zh)
EP (2) EP3799899B1 (zh)
JP (1) JP7064882B2 (zh)
CN (1) CN107708765B (zh)
AU (2) AU2016282767B2 (zh)
CA (1) CA2988997C (zh)
ES (1) ES2858356T3 (zh)
WO (1) WO2016210089A1 (zh)

Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10722631B2 (en) 2018-02-01 2020-07-28 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pumps and methods of use and manufacture
US11185677B2 (en) 2017-06-07 2021-11-30 Shifamed Holdings, Llc Intravascular fluid movement devices, systems, and methods of use
US11511103B2 (en) 2017-11-13 2022-11-29 Shifamed Holdings, Llc Intravascular fluid movement devices, systems, and methods of use
US11654275B2 (en) 2019-07-22 2023-05-23 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pumps with struts and methods of use and manufacture
US11724089B2 (en) 2019-09-25 2023-08-15 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pump systems and methods of use and control thereof
US11964145B2 (en) 2019-07-12 2024-04-23 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pumps and methods of manufacture and use

Families Citing this family (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CA2988997C (en) 2015-06-23 2024-04-09 University Of Pittsburgh - Of The Commonwealth System Of Higher Education Extracorporeal ambulatory assist lung
WO2017120449A2 (en) 2016-01-06 2017-07-13 Bivacor Inc. Heart pump
CN110709114B (zh) 2017-04-05 2023-10-31 毕瓦克公司 心脏泵驱动器和轴承
MX2020002828A (es) 2017-09-17 2020-07-22 Steven Paul Keller Sistemas, dispositivos, y métodos para la eliminación extracorpórea de dióxido de carbono.
CN111556766B (zh) * 2018-01-16 2024-02-09 联邦高等教育系统匹兹堡大学 模块化体外可移动式肺辅助装置
WO2021096706A1 (en) 2019-11-12 2021-05-20 Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh Blood treatment systems
WO2021094144A1 (en) 2019-11-12 2021-05-20 Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh Blood treatment systems
CA3160853A1 (en) 2019-11-12 2021-05-20 Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh Blood treatment systems
CA3160850A1 (en) 2019-11-12 2021-05-20 Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh Blood treatment systems
AU2022253277A1 (en) * 2021-04-09 2023-09-07 Breethe, Inc. Improved centrifugal blood pump

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5360317A (en) * 1992-07-30 1994-11-01 Spin Corporation Centrifugal blood pump
US6117390A (en) * 1998-03-27 2000-09-12 Medtronic, Inc. Compact blood oxygenator utilizing longitudinally interspersed transversely extending heat exchanger conduits and oxygenator fibers
US20080199357A1 (en) * 2006-12-07 2008-08-21 Levitronix Llc Integrated centrifugal blood pump-oxygenator, an extracorporeal life support system and a method of de-bubbling and priming an extracorporeal life support system
CN101312758A (zh) * 2005-11-24 2008-11-26 株式会社Jms 中空纤维膜型人工肺
WO2014085620A1 (en) * 2012-11-28 2014-06-05 University Of Pittsburgh - Of The Commonwealth System Of Higher Education Extracorporeal ambulator assist lung
US20140288354A1 (en) * 2011-09-09 2014-09-25 Daniel Timms Fluid transport apparatus
CN104524654A (zh) * 2005-04-21 2015-04-22 联邦高等教育系统匹兹堡大学 体外辅助呼吸器

Family Cites Families (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6454999B1 (en) * 1998-12-30 2002-09-24 Cardiovention, Inc. Integrated blood pump and oxygenator system having extended blood flow path
US6428747B1 (en) 1998-12-30 2002-08-06 Cardiovention, Inc. Integrated extracorporeal blood oxygenator, pump and heat exchanger system
US6730267B2 (en) * 2001-02-09 2004-05-04 Cardiovention, Inc. Integrated blood handling system having active gas removal system and methods of use
ITMI20030647A1 (it) * 2003-04-01 2004-10-02 Dideco Spa Dispositivo per il trattamento di sangue in circolazione extracorporea
US7022284B2 (en) * 2003-05-09 2006-04-04 Cardiovention, Inc. Extracorporeal blood handling system with integrated heat exchanger
WO2006031858A1 (en) 2004-09-13 2006-03-23 University Of Maryland, Baltimore Blood pump-oxygenator system
US7458952B2 (en) * 2004-11-18 2008-12-02 Venkataramana Vijay Integrated cardiopulmonary bypass system for open and closed bypass circuits
DE102005039446B4 (de) 2005-08-18 2009-06-25 Ilias-Medical Gmbh Vorrichtung zur An- und Abreicherung von Stoffen in einer Flüssigkeit
US9211369B2 (en) * 2012-06-13 2015-12-15 Ension, Inc Compact integrated blood pump oxygenator or gas transfer device with hydrogel impeller packing material and rollover impeller outlet
CN105828848B (zh) * 2013-12-23 2019-01-18 马里兰大学，巴尔的摩 血液氧合器
JPWO2015098711A1 (ja) * 2013-12-27 2017-03-23 テルモ株式会社 遠心ポンプ
CA2988997C (en) 2015-06-23 2024-04-09 University Of Pittsburgh - Of The Commonwealth System Of Higher Education Extracorporeal ambulatory assist lung

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5360317A (en) * 1992-07-30 1994-11-01 Spin Corporation Centrifugal blood pump
US6117390A (en) * 1998-03-27 2000-09-12 Medtronic, Inc. Compact blood oxygenator utilizing longitudinally interspersed transversely extending heat exchanger conduits and oxygenator fibers
CN104524654A (zh) * 2005-04-21 2015-04-22 联邦高等教育系统匹兹堡大学 体外辅助呼吸器
CN101312758A (zh) * 2005-11-24 2008-11-26 株式会社Jms 中空纤维膜型人工肺
US20080199357A1 (en) * 2006-12-07 2008-08-21 Levitronix Llc Integrated centrifugal blood pump-oxygenator, an extracorporeal life support system and a method of de-bubbling and priming an extracorporeal life support system
US20140288354A1 (en) * 2011-09-09 2014-09-25 Daniel Timms Fluid transport apparatus
WO2014085620A1 (en) * 2012-11-28 2014-06-05 University Of Pittsburgh - Of The Commonwealth System Of Higher Education Extracorporeal ambulator assist lung

Cited By (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11185677B2 (en) 2017-06-07 2021-11-30 Shifamed Holdings, Llc Intravascular fluid movement devices, systems, and methods of use
US11717670B2 (en) 2017-06-07 2023-08-08 Shifamed Holdings, LLP Intravascular fluid movement devices, systems, and methods of use
US11511103B2 (en) 2017-11-13 2022-11-29 Shifamed Holdings, Llc Intravascular fluid movement devices, systems, and methods of use
US10722631B2 (en) 2018-02-01 2020-07-28 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pumps and methods of use and manufacture
US11229784B2 (en) 2018-02-01 2022-01-25 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pumps and methods of use and manufacture
US11964145B2 (en) 2019-07-12 2024-04-23 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pumps and methods of manufacture and use
US11654275B2 (en) 2019-07-22 2023-05-23 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pumps with struts and methods of use and manufacture
US11724089B2 (en) 2019-09-25 2023-08-15 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pump systems and methods of use and control thereof

Also Published As

Publication number Publication date
ES2858356T3 (es) 2021-09-30
US20180185567A1 (en) 2018-07-05
EP3313474A1 (en) 2018-05-02
EP3313474B1 (en) 2020-12-09
AU2016282767A1 (en) 2018-01-25
JP7064882B2 (ja) 2022-05-11
AU2021203283A1 (en) 2021-06-17
JP2018525058A (ja) 2018-09-06
US20180353673A9 (en) 2018-12-13
CN107708765B (zh) 2021-01-08
US11045597B2 (en) 2021-06-29
CA2988997C (en) 2024-04-09
US11918727B2 (en) 2024-03-05
WO2016210089A1 (en) 2016-12-29
EP3799899B1 (en) 2022-11-09
EP3313474A4 (en) 2019-01-02
EP3799899A1 (en) 2021-04-07
AU2016282767B2 (en) 2021-02-25
CA2988997A1 (en) 2016-12-29
AU2021203283B2 (en) 2023-02-23
US20210283324A1 (en) 2021-09-16

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN107708765A (zh) 体外移动式肺辅助技术装置
US11298452B2 (en) Extracorporeal ambulator assist lung
AU2006242663B2 (en) Paracorporeal respiratory assist lung
CN111032106B (zh) 用于呼吸支持的双室气体交换器
CN111556766B (zh) 模块化体外可移动式肺辅助装置
Federspiel et al. Extracorporeal ambulatory assist lung
Taskin et al. CFD assisted design of a wearable artificial pump lung device

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant