CN108136088A - 具有两个泵的心脏辅助系统 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种具有两个泵(1，4)和与之连接的套管的心脏辅助系统，其中第一泵被设计成借助由两个套管(2，3，5，6，15，16，21，22，23，26)形成的第一流体通道连接到右心脏系统，特别是连接到右心室和肺动脉，并且第二泵被设计成借助由两个附加套管形成的第二流体通道连接到左心脏系统，特别是一方面连接到左心室另一方面连接到主动脉。为了组合容易控制、需要很少空间、消耗少量能量并能供小直径流体通道使用的泵，根据本发明使用旋转泵。

Description

具有两个泵的心脏辅助系统

本发明属于力学和流体力学领域并且可以特别有利地例如用在医疗技术中。

一段时间以来，已知用于患者的心脏辅助系统，其中患者身体的一个或两个循环回路中的排出容积由一个或更多个心脏辅助泵辅助。由此，患者心脏的功能可以被部分地辅助或取代，而且暂时或以持续的方式进行。特别是，在该领域已知这样的辅助系统，其中两个泵布置在患者身体外侧并且借助套管一方面连接到心脏的各个腔室而另一方面连接到血管。以这种方式，左心脏系统和右心脏系统二者都可以以彼此协调的方式得到辅助。出于该目的使用的泵先前通常被称为带气动驱动器的隔膜泵，该隔膜泵需要相对较高的驱动能量并且提供血液输送功能的脉动操作。

然而，这种心脏辅助系统的操作必须连续供电，其或者可以仅以静止的方式提供，或者需要电源(采取相对较重和体积大的电池/蓄电池的形式)的便携性。这样的系统通常还需要气动单元或其他驱动单元来驱动隔膜泵。

另外，还已知具有完全植入的非常小的泵的心脏辅助系统，其暂时或永久用于心脏辅助。

在现有技术的背景下，本发明的目的是创建一种具有泵的心脏辅助系统，所述泵以节省空间的方式布置，用最小的功耗操作，在患者身体内输送血液(甚至穿过具有相对较小的横截面的流体通道)。

为了解决该问题，提供了一种心脏辅助系统，该心脏辅助系统具有两个泵和与之连接的套管，其中第一泵被设计成借助至少部分地由两个套管形成的第一流体通道连接到右心脏系统，特别是连接到右心室和肺动脉，并且第二泵被设计成借助至少由两个附加套管形成的第二流体通道连接到左心脏系统，特别是一方面连接到左心室而另一方面连接到主动脉，其中两个泵都被形成为布置在患者身体外侧的旋转泵。

由于使用一个或两个旋转泵来输送血液，提供了相对较低的能量消耗，压力和同步输送量具有良好的可控性。例如，具有轴向输送转子的泵或还有径向输送转子的泵或者二者输送类型的组合可以用作旋转泵。

因为，为了在泵内使用具有横截面较小的流体通道的套管，应该产生相对较高的压力梯度，出于该目的高速地操作这种旋转泵。然而，另一方面，速度不应该太高，以避免随着血液输送而损伤血液。

因此，可以规定，连接器设置在连接到所述泵中的一者的至少一个流体通道的路线中，在该连接器中，所述流体通道的横截面随着距所述泵的距离增加而减小。结果，所述流体通道在所述泵的区域中具有相对较大的横截面，使得可以在流动阻力不太大的情况下输送该区域中的血液。流体通道横截面的收缩仅设置用于流体通道的一部分，例如用于流体通道的布置在患者身体内的那部分。具有较小横截面的套管可以由此在该区域中使用，也可以容易地植入。这样做的另一个好处特别是在儿童或婴儿中使用心脏辅助系统。

由此，需要连接器在一个或两个泵的区域中的较大横截面的流体通道和远离所述泵的区域(例如患者身体内)中的较小横截面的流体通道之间产生连接。为此，所述流体通道的横截面可以例如在所述连接器内锥形地形成。

所述连接器本身可以例如由刚性材料构成，特别是由塑料或金属(例如钛)构成。然而，所述连接器也可以由弹性体材料(诸如有机硅弹性体)构成。

这种连接器通常将具有较大内径和外径的第一套管连接到第二套管，所述第二套管的内径和外径小于所述第一套管的内径和外径。在此，所述第一套管比所述第二套管更靠近所述心脏泵。

为了将所述连接器以流体密封的方式连接到与泵相连的套管或者直接连接到泵入口或泵出口的区域中的泵端口，例如，设置有由弹性体构成的连接元件。这种连接元件可以是环形套筒，其每端均设置有扣环，所述扣环可以卡扣到套管上或者一方面卡扣到泵端口而另一方面卡扣到所述连接器的端部上。所述连接器在泵端口处的直径以及所述套管和所述连接元件的直径有利地彼此协调以使得所述连接元件可以弹性地夹紧到其他端口上。由此，在连接区域中实现了流体密封的密封件。

所述连接器可以另外具有边缘或凹槽，经由该边缘或凹槽，所述连接元件的扣环被夹紧在上面，使得所述连接元件的径向向内突起的肋接合在所述凹槽中或所述连接器的肋后面。借此进一步改进所述流体密封的密封件的可靠性。类似的肋/凹槽连接也可以设置在所述连接元件和泵端口或套管之间的连接区域中。

可以另外规定，所述泵中的至少一者连接到移植物。优选地，与血液泵的出口相连的所述套管在其远离血液泵的端部处连接到移植物。借助这种移植物，讨论的套管可以借助缝合线直接连接到血管。

可以另外规定，所述套管各具有设计用于穿过患者皮肤的区域。优选地，所述心脏辅助系统的所有套管都可以被引导或者引导穿过患者皮肤。在每种情况下将泵和患者心脏连接到彼此的一个套管或两个套管可以在其外部区域中被部分地粗糙化，例如在套管穿过皮肤的区域中促进在患者皮肤中向内生长。代替粗糙化，也可以提供具有促进生长到皮肤中的材料的涂层。

两个泵产生的压力梯度和输送量可以被选择性地彼此协调。为此，然而有利的是借助共同的控制单元来控制两个泵。

此外，有利的是提供与所述控制单元连接的一个或两个或更多个压力传感器。在此，至少一个压力传感器可以在每种情况下布置在所述流体通道之一或心脏心室中，使得可以关于压力和输送量单独监测分别连接到所述泵中的相应的一者的所述流体通道，并且可以适当地控制与之关联的泵。

如上所述，还可以规定，至少一个连接器直接布置在泵入口或出口处。

在前述实施方式中，总是假设所述心脏辅助系统具有两个旋转泵。根据本说明书的另一心脏辅助系统是具有泵和与之连接的套管的心脏辅助系统，其中所述泵被设计成借助至少部分地由至少一个套管形成的第一流体通道连接到右心脏系统，特别是连接到右心室和肺动脉，或者被设计成借助至少部分地由至少一个套管形成的第二流体通道连接到左心脏系统，特别是一方面连接到左心室而另一方面连接到主动脉，其特征在于所述泵被形成为布置在患者身体外侧的旋转泵。

除心脏辅助系统之外，还提出了一种计算机程序产品，该计算机程序产品包括用于操作控制单元的程序，使得分别连接到泵中的相应的一个泵的两个流体通道中的压力和/或体积流量彼此协调。

在此，在一个实施方式中，可以规定，所述泵内的压力或所述套管内的压力被调节到所讨论的心脏系统(例如左心脏系统或右心脏系统)的生理要求。如果所述心脏辅助系统包括两个血液泵，则二者因此在同一较短时间段内输送相同的体积流量。

这种程序可以控制用于操作心脏辅助系统的方法，使得两个泵的性能以这样的方式控制，使得分别连接到泵中的相应的一个泵的两个流体通道中的压力和/或体积流量彼此协调。

借助所述泵的适当的周期性波动控制，也可以提供所述泵的脉动输送特性，这比穿过血管的相对恒定的脉动较少的流体流更接近健康心脏的自然输送特性。

所呈现的心脏辅助系统及其操作方法将在下文中基于借助于附图的示例性实施方式详述和说明，在附图中：

图1示意性地示出了具有患者心脏和两个心脏泵的患者身体；

图2示出了心脏泵的外部视图；

图3示出了具有径向输送转子的另一心脏泵的三维视图；

图4示出了具有连接元件的锥形连接器；以及

图5示出了具有包括扣环的连接元件的锥形连接器。

图1示意性地示出了具有患者心脏8的患者身体7。两个心脏泵1、4借助套管2、3、5、6连接到心脏8。在此，套管2从右心房延伸到泵1，而套管3从泵1延伸到肺动脉。套管5从顶端通向第二泵4，并且套管6从泵4通向升主动脉。

总体而言，系统构成了双心室辅助系统。两个泵1、4形成为旋转泵，每者均具有借助电动马达驱动并在轴向方向上通过旋转高速地输送血液的转子。两个转子的旋转轴线平行于图1所示的箭头9、10(各指示在操作泵期间的血液流动方向)。示出了两个线缆11、12，这两个线缆11、12用于将驱动泵1、4的电动马达的电导线引导到共同的控制单元13。

泵1、4可以以彼此协调的方式操作，其中可以提供输送能力的周期性波动，以便模仿脉动有机心脏功能。在心脏8的各个腔室内或者在套管2、3、5、6中，可以提供流量传感器和/或压力传感器，以便能够使横跨两个泵1、4的输送能力和压力梯度彼此协调。

传感器数据被收集在控制单元13中并被处理，并且在考虑到患者的被捕获生理数据的情况下被适当地转换为泵1、4的控制数据。出于该目的的控制单元13包括至少一个微控制器，所述至少一个微控制器设置有存储器单元并借助计算机程序操作。控制单元13的编程和/或泵1、4的控制参数设置可以单独地进行并且可以针对患者定制。

图2示出了设置在图1的心脏辅助系统中的旋转泵的示例。泵1具有壳体，在该壳体中，转子围绕图2中由14表示的旋转轴线旋转。电导线由线缆11引导到泵1。在那里，经由通电的定子借助电导线生成磁场，其以无刷方式驱动内转子。例如，转子可以在径向和轴向两方向上借助磁轴承以很小的摩擦支撑。

具有相对较大的横截面的套管连接到泵1：一个位于泵入口15处，一个位于泵出口16处。可以有利地或必要地将平均横截面较小的套管连接到具有较大尺寸的这些套管，所述较小套管通向患者心脏并穿过患者皮肤。因为泵1、4在多个示例性实施方式中布置在患者身体外侧，所以患者身体不会在泵的区域中受到较大尺寸套管的影响。然而，连接器是必要的，其能够从较大套管直径过渡到较小套管直径。

图3示出了泵1'的三维视图，其形成为径向泵。这意味着，液体经由泵入口17和轴向流入区域18输送到转子，该转子布置在转子壳体19中并且以虚线的方式说明，其中液体在径向方向上由转子20离心地输送并且经由泵出口21运输到套管22。泵出口21的直径大小被设计成使得液体可以以未制动的方式输送到最大可能程度。与泵出口以及泵出口处示出的套管21和泵入口处的套管23共同地，将泵1'布置在患者身体外侧。

设置有连接器24、25，使在每种情况下从更靠近泵1'的区域起到更远离泵1'的区域的流体通道减小。与套管21、23比较直径减小的更细的套管22、26以流体密封的方式连接到连接器24、25的远离泵的端部。具有较小直径(内径和外径二者)的这些套管22、26穿过患者的皮肤通向患者身体并且适当地通向患者心脏或大血管。

例如借助表面的粗糙化或者通过施加特别促进有机组织生长的向内生长层而特别适合穿过患者皮肤的区域可以设置在套管22、26的表面上。

连接器24、25就其外观还有关于其内部是锥形和柱形对称的，以确保流体通道以最有效的可能方式使直径减小。

连接器24、25借助在图3中没有更详细示出的连接元件以流体密封的方式连接到套管21、23、22、26。

一个/多个流体通道在连接器24、25的直径减小路线和较细套管22、26的另一路线中的减小涉及到待输送液体的流动阻力增加，这必须另外通过泵1或1'补偿。

为了将流体阻力减小到最大可能程度，直径不比泵入口和出口小得多的套管21、23的长度可以被优化到实际上尽可能通向患者身体的程度，连接器24、25然后在每种情况下连接到其上，随后是较细套管22、26，其中穿过患者皮肤的通道位于泵侧的较细套管22、26的起始区域中，使得仅几厘米的套管22、26(特别是小于10％总长的这些套管)从患者身体突起。生成必要压力梯度所需的泵的性能以及在使用旋转泵期间的旋转速度由此减小到最大可能程度。可以由此避免更可能处于较高泵速度的血液损伤。

将参照图4更详细地说明连接器24、25与套管21、23、22、26的连接类型。在图3中，示出连接器24居中地位于具有较大直径的套管21和具有较小直径的第二套管22之间。布置在连接器24的远离泵的那一端处的套管22具有比连接器24的靠近泵的那一端处的套管21更小的直径(关于外径和内径二者)。

套管21、22可以由柔性塑料/弹性体(例如有机硅弹性体)生产，或者例如由聚乙烯生产。连接器24通常还由塑料构成，然而可能比构成套管和/或连接元件的塑料更硬。

连接器24在其两端的每端处均具有柱形延伸件24a、24b，连接元件27、28邻接所述延伸件。在此，在示出的示例中，连接元件28简单地形成为夹紧环，该夹紧环越过延伸件24a并且在那里被夹紧，使得延伸件24a以流体密封的方式被夹紧到套管21的外径上。连接也可以被建立成使得套管从外部被拉到延伸件24a上，这在套管21的材料比连接器24的材料软时是有利的。然后，夹紧环28可以被夹紧到套管21的外径之上。

具有两个径向指向内的凸缘27a、27b的连接元件27(采取管件形式)被示出在连接器24的远离泵的区域中。套管22可以滑入延伸件24b或者延伸件24上的外部位置。然而，连接元件27也可以形成为套筒，从而产生彼此远离的连接器24和套管22之间的连接。然而，然后必须确保在连接元件24中没有死水空间。连接器和套管22之间的直接连接因此是有利的。

连接元件27的凸缘27b可以以密封的方式弹性地夹紧到延伸件24上。为了连接到套管22，连接元件27可以弹性拓宽，更具体地直到凸缘27a在连接元件27的柱形部分之上朝向后面回弹。图5更详细地示出这种位置。如果连接元件27然后卡合到套管22上，则凸缘27a弹性地收缩并且夹紧到套管22的柱形外表面上。为了实现改进的团结性和可靠的密封，套管22可以具有周边肋22a，在周边肋22a后面可以安置凸缘27a。

图5以示例的方式示出连接过程，其中连接器24首先与套管21和套管22装配到一起，其中连接元件27、29二者均形成为可以回弹的扣环连接器。这意味着，连接元件27、29的示出位置是稳定的，直到连接元件27、29的具有凸缘27a、29a的自由端例如由医务人员的成员在产生连接时被致动，使得连接器卡合到套管22的肋22a和套管21的肋21a后面的合适位置，由此密封从套管21经由连接器24通向套管22的流体通道。以这种方式，可以例如在植入过程中以简单的方式产生连接。

即使在患者身体内使用具有较小内径的套管，例如在婴儿的情况下，所提出的心脏辅助系统也允许结合相连的流体通道的锥形横截面在转子泵的患者身体外侧使用。

用于测量压力的传感器30、31可以设置在心脏腔室中并且连接到控制单元13以便以协调的方式控制泵1、4。

Claims (16)

1.一种心脏辅助系统，该心脏辅助系统具有两个泵(1，4)和与之连接的套管，其中第一泵被设计成借助至少部分地由两个套管(2，3，5，6，15，16，21，22，23，26)形成的第一流体通道连接到右心脏系统，特别是连接到右心室和肺动脉，并且第二泵被设计成借助由两个附加套管形成的第二流体通道连接到左心脏系统，特别是一方面连接到左心室而另一方面连接到主动脉，其特征在于，两个泵(1，4)都被形成为布置在患者身体(7)外侧的旋转泵。

2.根据权利要求1所述的心脏辅助系统，其特征在于，在连接到所述泵(1，4)中的一者的至少一个流体通道的路线中设置有连接器(24，25)，在该连接器中，所述流体通道的横截面随着距所述泵的距离增加而减小。

3.根据权利要求3所述的心脏辅助系统，其特征在于，所述流体通道的横截面在所述连接器(24，25)内锥形地形成。

4.根据权利要求1、2或3所述的心脏辅助系统，其特征在于，所述连接器(24，25)由刚性材料构成，特别是由塑料或金属构成。

5.根据权利要求1、2或3所述的心脏辅助系统，其特征在于，所述连接器(24，25)由弹性体材料构成。

6.根据权利要求2或权利要求3至5中的任一项所述的心脏辅助系统，其特征在于，所述连接器(24，25)借助由弹性体构成的连接元件(27，28，29)以流体密封的方式连接到泵端口和/或套管(2，3，5，6，15，16，21，22，23，26)。

7.根据权利要求1或权利要求2至6中的任一项所述的心脏辅助系统，其特征在于，所述泵(1，4)中的至少一者连接到移植物。

8.根据权利要求1或权利要求2至7中的任一项所述的心脏辅助系统，其特征在于，所述套管各具有设计用于穿过患者皮肤的区域。

9.根据权利要求1或权利要求2至8中的任一项所述的心脏辅助系统，其特征在于，所述两个泵(1，4)连接到共同的控制单元(13)。

10.根据权利要求9所述的心脏辅助系统，其特征是与所述控制单元(13)连接的至少一个压力传感器，特别是两个压力传感器(30，31)。

11.根据权利要求10所述的心脏辅助系统，其特征在于，所述压力传感器(30，31)中的至少一个压力传感器布置在所述流体通道之一或心脏心室中，特别是至少两个压力传感器被布置成其中一个压力传感器位于所述流体通道之一中而一个压力传感器位于心脏心室中。

12.根据权利要求2或权利要求3至11中的任一项所述的心脏辅助系统，其特征在于，至少一个连接器(24，25)直接布置在泵入口(17)或出口处。

13.一种计算机程序产品，其特征是用于操作控制单元(13)的程序，使得分别连接到泵(1，4)中的相应的一个泵的两个流体通道中的压力和/或体积流量彼此协调。

14.一种用于操作根据权利要求1至11中的任一项的心脏辅助系统的方法，其特征在于，控制两个泵(1，4)的性能，使得分别连接到所述泵中的相应的一个泵的两个流体通道中的压力和/或体积流量彼此协调。

15.一种心脏辅助系统，该心脏辅助系统具有至少一个泵(1，4)和与之连接的套管，其中所述至少一个泵被设计成借助至少部分地由至少一个套管(2，3，5，6，15，16，21，22，23，26)形成的第一流体通道连接到右心脏系统，特别是连接到右心室和肺动脉，或者被设计成借助至少部分地由至少一个套管形成的第二流体通道连接到左心脏系统，特别是一方面连接到左心室而另一方面连接到主动脉，其特征在于，所述至少一个泵(1，4)被形成为布置在患者身体(7)外侧的旋转泵。

16.根据权利要求13所述的方法，其特征在于，以脉动的方式控制所述两个泵(1，4)的性能。