CN111556766A - 模块化体外可移动式肺辅助装置 - Google Patents

模块化体外可移动式肺辅助装置 Download PDF

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Abstract

一种肺辅助系统，包括多个纤维束部分，纤维束部分包括在其中限定纤维束隔室的纤维束壳体，纤维束定位在纤维束隔室内。纤维束包括多个中空可透气纤维。纤维束壳体还包括与纤维束壳体流体连接并且与多个中空可透气纤维的入口流体连接的气体入口、与壳体流体连接并且与多个中空可透气纤维的出口流体连接的气体出口、和与纤维束的第一端流体连接的血液出口。系统还包括基部，基部包括包含加压隔室的壳体、在加压隔室内的加压机构、与加压隔室流体连接的血液入口、和导管。

Description

模块化体外可移动式肺辅助装置
政府权益
本发明根据美国国立卫生研究院颁布的No.HL117637和No.HL135482在政府的支持下作出。政府拥有本发明的某些权利。
相关申请的交叉引用
本申请要求2018年1月16日提交的美国临时专利申请序列号62/617,809的权益，其公开内容通过引用并入本文。
背景技术
提供以下信息以帮助读者理解以下公开的技术以及通常可以使用这些技术的环境。除非在本文件中另有明确说明，否则本文中使用的术语并不旨在限于任何特定的狭义解释。本文阐述的参考可以促进对技术或其背景的理解。本文引用的所有参考文献的公开内容通过引用并入。
无论是急性还是慢性的肺病都是主要的医疗保健问题。美国肺脏协会报告称，每年将近35万美国人死于某种形式的肺病。导致七分之一死亡数的肺病是美国人的第三大杀手。急性肺衰竭和成人呼吸窘迫综合征(ARDS)是肺病的普遍形式。ARDS每年折磨着大约15万美国人。尽管重症监护医学有所改善，但ARDS的相关死亡率仍在40％至60％之间。
然而，大多数肺病是慢性的。肺气肿和慢性支气管炎这两种形式的慢性阻塞性肺病(COPD)每年折磨1400万美国人。慢性肺病现在是美国第三大死亡原因，每年夺走40万人以上的生命，并带来1540亿美元的损失。随着慢性肺病到达晚期，肺移植成为有效治疗的唯一选择。在过去的十年中，肺移植一直在稳步增长，全世界每年进行约3300例肺移植。根据患者的病情和机构专长，等待名单上的平均时间为6到12个月不等，在美国，10％至15％的病人还在等待名单上就死亡。肺移植的狭窄的机会窗口仅留给足够病弱而可以受益于手术、但又足够健康以在等待供体肺脏和随后进行外科手术的几个月后能存活的任何患者。
一旦达到重症病情，机械通气和体外膜肺氧合(ECMO)是可实现的将急慢性呼吸系统患者维持至肺恢复或肺移植的呼吸支持的唯一选择。机械通气(MV)可以为短期支持维持足够的气体交换，但是长期支持可能导致来自气压伤(高压)、容量伤(过度扩张)和生物伤(分子和细胞介导的炎症)的呼吸机引起的肺损伤，这会进一步恶化患者的呼吸状况。ECMO既昂贵又复杂，需要使用外部泵和血液回路(其必须由训练有素的技术人员进行持续监督)。将患者限制在MV、尤其是ECMO中会导致进行性功能减退，这反映为更高的术后并发症和移植后的早期死亡率。然而，ECMO已被越来越多地视为在患者从其疾病急性失代偿后将患者维持至肺移植或肺恢复的唯一选择。最近，随着主动移植中心经验的增长和ECMO技术的改进，“可移动式ECMO”的概念已普及并促进和加速了移植后患者的恢复。可移动式ECMO的成功强调了保持患者活动能力的重要性。当前可获得的可移动式ECMO系统将现有的血泵和旁路氧合器合并为一体式系统，但体积庞大且笨拙，并且需要频繁更换氧合器以获得长期支持。
心力衰竭患者的外置式左心室辅助装置(VAD)的最新成功刺激了人们对可作为达至肺移植或恢复的桥梁的可移动式泵肺装置的设想。但是，临床上没有使用完全一体式的可移动式泵肺。许多正在开发的便携式或可移动式系统在单个控制器单元下集成了单独的血泵和氧合器，但是很笨拙。
发明内容
在一个方面中，一种肺辅助系统包括多个纤维束部分。每个所述纤维束部分包括在其中限定纤维束隔室的纤维束壳体、和定位在所述纤维束隔室内的纤维束。所述纤维束包括多个中空可透气纤维，所述多个中空可透气纤维适于或配置为允许气体在血液与所述多个中空可透气纤维内部之间扩散。所述多个中空可透气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中空可透气纤维流动。所述多个纤维束部分中的每个纤维束部分的所述纤维束有至少一个性质与所述多个纤维束部分中的每个其他纤维束部分的纤维束不同。因此，每个纤维束部分的相关纤维束的至少一个性质是独特的。所述纤维束壳体还包括与所述纤维束壳体流体连接并且与所述多个中空可透气纤维的入口流体连接的气体入口、与所述壳体流体连接并且与所述多个中空可透气纤维的出口流体连接的气体出口、以及与所述纤维束的第一端流体连接的血液出口。所述纤维束壳体还包括第一接口。
所述系统还包括基部，所述基部包括包含加压隔室的壳体、在所述加压隔室内的加压机构、与所述加压隔室流体连接的血液入口、和在其第一端处与所述加压隔室流体连接的导管，加压流体经由所述第一端离开所述加压隔室。所述基部还包括适于与所述多个纤维束部分中的一个纤维束部分的第一接口形成可释放的密封连接的第二接口。所述导管的第二端被放置为当所述纤维束部分经由所述第一接口和所述第二接口连接至所述基部时与所述纤维束的第二端流体连接。所述系统例如可以是外置系统。
在许多实施例中，所述加压机构包括在所述加压隔室内可旋转的叶轮。在许多实施例中，所述基部的所述壳体包括包含所述加压隔室的加压部分、和接口部分。所述接口部分包括延伸部分，所述延伸部分从所述加压部分和所述第二接口延伸。所述导管例如可以包括延伸通过所述延伸部分的流动通道。
每个所述纤维束的所述多个中空可透气纤维例如可以大体上垂直于血液的主要流动方向从所述纤维束的所述第二端通过所述纤维束延伸至所述纤维束的所述第一端。所述多个中空可透气纤维例如可以包括多个纤维织物层，其中所述多个纤维织物层中的每一个包括中空可透气纤维。在许多实施例中，相邻的纤维织物层相对于彼此旋转，使得在相邻的纤维织物层中的多个中空可透气纤维的定向为不同的定向。
在许多实施例中，所述多个中空可透气纤维形成在至少一个大体上圆柱形的束中。如上所述，大体上圆柱形的束可以由多个纤维织物层形成，其中所述多个纤维织物层中的每一个包括中空可透气纤维。同样，相邻的纤维织物层可以相对于彼此旋转，使得在相邻的纤维织物层中的多个中空可透气纤维的定向为不同的定向。
在许多实施例中，所述流动通道与形成在所述延伸部分中的歧管流体连接。所述延伸部分例如可以大体上垂直于所述叶轮的旋转平面延伸。每个所述纤维束部分的所述第一接口例如可以附接至所述基部的所述第二接口，使得所述多个纤维束部分中的与所述基部附接的一个纤维束部分的所述纤维束的轴线大体上平行于所述叶轮的旋转平面而定向。与所述基部附接的所述纤维束部分例如可以被定位在所述基部的所述加压隔室的上方。通过所述纤维束的主要血流例如可以大体上在轴线方向上。在许多实施例中，血液被阻止流至所述气体入口和所述气体出口。
所述多个纤维束部分例如可以包括长度不同的纤维束部分，所述长度不同的纤维束部分包括长度不同从而纤维的表面积不同的纤维束。所述多个纤维束部分中的至少一个纤维束部分例如可以被配置为用于儿童患者，并且所述多个纤维束部分中的至少一个纤维束部分例如可以被配置为用于成人患者。
在许多实施例中，所述多个纤维束部分中的一个纤维束部分与所述基部的至少一个组合适合于第一流速范围内的二氧化碳去除，并且适合于第二流速范围内的氧合和二氧化碳去除，其中所述第二流速范围延伸至更高的流速。
在另一方面中，一种对患者提供体外肺辅助的方法包括提供多个纤维束部分。如上所述，每个所述纤维束部分包括在其中限定纤维束隔室的纤维束壳体、以及定位在所述纤维束隔室内的纤维束。所述纤维束包括多个中空可透气纤维，所述多个中空可透气纤维适于或配置为允许气体在血液与所述多个中空可透气纤维内部之间扩散。所述多个中空可透气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中空可透气纤维流动。所述多个纤维束部分中的每个纤维束部分的所述纤维束有至少一个性质与所述多个纤维束部分中的每个其他纤维束部分的所述纤维束不同。因此，每个纤维束部分的相关纤维束的至少一个性质是独特的。所述纤维束壳体还包括与所述纤维束壳体流体连接并且与所述多个中空可透气纤维的入口流体连接的气体入口、与所述壳体流体连接并且与所述多个中空可透气纤维的出口流体连接的气体出口、以及与所述纤维束的第一端流体连接的血液出口。所述纤维束壳体还包括第一接口。所述方法还包括提供基部，所述基部包括包含加压隔室的壳体、在所述加压隔室内的加压机构、与所述加压隔室流体连接的血液入口、和在其第一端处与所述加压隔室流体连接的导管，加压流体经由所述第一端离开所述加压隔室。所述基部还包括适于与所述多个纤维束部分中的一个纤维束部分的第一接口形成可释放的密封连接的第二接口。所述导管的第二端被放置为当所述纤维束部分经由所述第一接口和所述第二接口连接至所述基部时与所述纤维束的第二端流体连接。所述方法还包括经由所述第一接口与所述第二接口的连接将所述多个纤维束部分中的一个纤维束部分附接至所述基部，其中所述纤维束部分中的所述一个纤维束部分的纤维束被选择用于患者。所述纤维束部分和所述基部的特征可以进一步如上所述。
另外如上所述，所述多个纤维束部分中的一个纤维束部分与所述基部的至少一个组合例如可以适合于第一流速范围内的二氧化碳去除，并且适合于第二流速范围内的氧合和二氧化碳去除，其中所述第二流速范围延伸至更高的流速。
在另一方面中，一种肺辅助系统包括纤维束部分，所述纤维束部分包括在其中限定纤维束隔室的纤维束壳体、以及定位在所述纤维束隔室内的纤维束。所述纤维束包括多个中空可透气纤维。所述多个中空可透气纤维例如可以适于或配置为允许气体在血液与所述多个中空可透气纤维内部之间扩散。所述多个中空可透气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中空可透气纤维流动。所述纤维束壳体还包括与所述壳体流体连接并且与所述多个中空可透气纤维的入口流体连接的气体入口、与所述壳体流体连接并且与所述多个中空可透气纤维的出口流体连接的气体出口、以及与所述纤维束的第一端流体连接的血液出口。所述纤维束部分还包括第一接口。所述系统还包括基部，所述基部包括包含加压隔室的壳体、在所述加压隔室内的加压机构、与所述加压隔室流体连接的血液入口、和在其第一端处与所述加压隔室流体连接的导管，加压流体经由所述第一端离开所述加压隔室。所述基部还包括适于与所述纤维束部分的第一接口形成可释放的密封连接的第二接口。所述导管的第二端被放置为当所述纤维束部分经由所述第一接口和所述第二接口连接至所述基部时与所述纤维束的第二端流体连接。
在又一方面中，一种用于提供肺辅助的方法包括：选择纤维束部分，所述纤维束部分包括在其中限定纤维束隔室的纤维束壳体、以及定位在所述纤维束隔室内的纤维束。如上所述，所述纤维束包括多个中空可透气纤维。所述多个中空可透气纤维配置为或适于允许气体在血液与所述多个中空可透气纤维内部之间扩散。所述多个中空可透气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中空可透气纤维流动。所述纤维束壳体还包括与所述壳体流体连接并且与所述多个中空可透气纤维的入口流体连接的气体入口、与所述壳体流体连接并且与所述多个中空可透气纤维的出口流体连接的气体出口、与所述纤维束的第一端流体连接的血液出口。所述纤维束部分还包括第一接口。所述方法还包括：将所述纤维束部分可释放地附接至基部，所述基部包括包含加压隔室的壳体、在所述加压隔室内的加压机构、与所述加压隔室流体连接的血液入口、和在其第一端处与所述加压隔室流体连接的导管，加压流体经由所述第一端离开所述加压隔室。所述基部还包括配置为或适于与所述纤维束部分的第一接口形成可释放的密封连接的第二接口。所述导管的第二端被放置为当所述纤维束部分经由所述第一接口和所述第二接口附接至或连接至所述基部时与所述纤维束的第二端流体连接。
鉴于结合附图进行的以下详细描述，将最好地认识到和理解本发明的装置、系统和方法及其属性和伴随的优点。
附图说明
图1A示出了本文体外辅助肺或外置可移动式辅助肺设备、装置或系统的实施例的透视图，其中较小纤维束部分被放置成与装置的基部连接。
图1B示出了图1A的外置可移动式辅助肺装置的透视图，其中图1A所示的较小纤维束部分已经被去除，并且较大纤维束部分已经与装置的基部连接。
图2A示出了图1A的外置可移动式辅助肺装置的前视图，其中较大纤维束部分处于附接至装置的基部的位置，较小纤维束部分位于较大纤维束部分上方。
图2B示出了图1A的外置可移动式辅助肺装置的侧视横截面图，其中较大纤维束部分处于附接至装置的基部的位置，较小纤维束部分位于较大纤维束部分上方。
图2C示出了图1A的外置可移动式辅助肺装置的侧视横截面图，其中较大纤维束连接至基部，并且其中实线箭头表示通过该装置的血流，而虚线箭头表示通过该装置的气流。
图2D示出了本文纤维束的实施例的各个层的分解透视图，其中相邻层中的纤维的定向相对于彼此旋转(其中各个层内的纤维通常定向在同一方向)。
图3A示出了图1A的外置可移动式辅助肺装置的前视图，其中较小纤维束部分与基部连接。
图3B示出了图1A的系统的截面A-A(参照图3A)的横截面图，其中较小纤维束部分与基部连接。
图3C示出了图1A的系统的截面B-B(参照图3A)的横截面图，其中较小纤维束部分与基部连接。
图4A示出了包括较小纤维束部分的图1A的外置可移动式辅助肺装置的分解或爆炸透视图。
图4B示出了图1A的外置可移动式辅助肺装置的侧视图，其中较大纤维束连接至基部。
图4C示出了图1A的外置可移动式辅助肺装置的后视图，其中后面板被去除，以示出从加压部分进入与纤维束部分流体连接的歧管的流路通道。
图4D示出了与图1A的装置类似的本文的外置可移动式辅助肺装置的侧视图，其中较大纤维束连接至基部。
图4E示出了图4D的外置可移动式辅助肺装置的后视图，其中后面板被去除，以示出从加压部分进入与纤维束部分流体连接的歧管的流路通道。
图5A示出了图1A的装置的叶轮的分解或爆炸透视图。
图5B示出了图1A的装置的叶轮的分解或爆炸侧视图。
图5C示出了图1A的装置的叶轮的截面A-A(见图5B)的横截面分解或爆炸图。
图6A示出了针对具有如图1A所示的较小的儿童纤维束部分200的本文装置(0.3m2的总纤维表面积)和针对具有如图1B所示的较大的成人纤维束部分200a的本文装置(0.65m2的总纤维表面积)的体积氧合速率(mL/min)与流速的关系的研究的数据。
图6B示出了针对具有如图1A所示的较小的儿童纤维束部分200的本文装置和针对商业可获得的控制系统(即，可从意大利摩德纳的Sorin集团购得的LILLIPUT儿童氧合器，其具有可从加利福尼亚普莱森顿的Thoratec公司购得的
Figure BDA0002571591050000081
血泵)在2.5L/min的流速下的标准溶血指数或NIH(g/100L)。
图6C示出了针对具有较小的儿童纤维束部分200的本文装置的压力与流速的关系的研究，其中采用18Fr(法国)静脉插管、14Fr动脉插管和由于肺动脉高血压导致的50mmHg的出流(肺动脉)压力。
图6D示出了针对具有较大的成人纤维束部分200a的本文装置的压力与流速的关系的研究，其中采用27Fr(法国)双腔插管。
图6E示出了针对具有较大的成人纤维束部分200a的本文装置的压力与流速的关系的研究，其中采用15.5Fr(法国)双腔插管。
图6F示出了针对具有较小的儿童纤维束部分200的本文装置的氧传输速率与血液流速的关系的研究。
图6G示出了针对具有较大的成人纤维束部分200a的本文装置的氧传输速率与血液流速的关系的研究。
图6H示出了针对具有较大的成人纤维束部分200a的本文装置的标准化CO2去除率与血液流速的关系的研究。
图7A示出了用于本文氧合或氧传输速率研究的血流环路。
图7B示出了用于本文溶血研究的血流环路。
具体实施方式
将容易理解，如本文中的附图一般上描述和示出的那样，除了所描述的示例实施例之外，实施例的部件还可以以多种不同的配置来布置和设计。因此，如附图所示，对示例实施例的以下更详细的描述并非旨在限制所要求保护的实施例的范围，而仅是示例实施例的代表。
在整个说明书中，对“一个实施例”或“实施例”(或类似物)的引用表明结合该实施例描述的特定特征、结构或特性包括在至少一个实施例中。因此，在整个说明书中各处出现的短语“在一个实施例中”或“在实施例中”等不一定都指同一实施例。
此外，在一个或多个实施例中可以以任何合适的方式组合所描述的特征、结构或特性。在以下描述中，提供了许多具体细节以给出对实施例的透彻理解。然而，相关领域的技术人员将认识到，可以在没有一个或多个特定细节的情况下或者在其他方法、部件、材料等的情况下实践各种实施例。在其他情况下，未示出或详细描述众所周知的结构、材料或操作，以避免混淆。
如本文和所附权利要求书中所使用的，单数形式的“一个”、“一种”和“该”包括复数引用，除非上下文另外明确指出。因此，例如，对“一个叶轮”的引用包括本领域技术人员已知的多个这样的叶轮及其等同物，等等，并且对“所述叶轮”的引用是本领域技术人员已知的对一个或多个这样的叶轮及其等同物的引用，等等。本文的数值范围的记载仅旨在用作分别指代该范围内的每个单独数值的简写方法。除非本文另外指出，否则每个单独的值和中间范围均如在本文中分别记载那样被并入说明书中。除非本文另外明确指出，由本文明确禁用，否则本文描述的所有方法可以以任何合适的顺序执行。
如本文中参照装置10所使用的，术语“轴向”、“轴向地”或类似术语通常是指形成装置10的部件(例如，纤维束300或叶轮400)所围绕的轴线(尽管不一定围绕其对称)。术语“径向”通常是指该轴线的垂直方向。术语“后”、“向后”或类似术语通常是指沿着图1A的轴线x远离装置10的气体和流体端口的方向或与装置10的气体和流体端口相反的方向。术语“前”、“向前”或类似术语通常是指沿着轴线x朝向装置10的气体和流体端口的方向。术语“上”、“向上”或类似术语通常指沿着图1A的轴线y朝向纤维束部分200并远离基部100的加压部分122的方向，而术语“下”、“向下”或类似术语是指沿轴线y远离纤维束部分200并朝向基部100的加压部分122的方向。术语“侧面”、“侧向”或类似术语是指与如上所述的上下方向正交并与轴向方向正交的方向。通常，与本文所阐述的方向和/或定向有关的术语用于描述所描述的实施例的元件的相对位置，并且不构成限制，除非本文另有指示或从本文中清楚得知。
在许多实施方案中，本文的体外/外置可移动式辅助肺系统提供了气体传输效率和生物相容性方面的优势。例如，本文的系统可以被设计用于例如在可能需要装置更换之前的1-3个月的持续时间的中心和/或外围插管和呼吸支持。例如，本文的系统适用于患有严重急性呼吸衰竭(ARDS)的患者至患有COPD或严重肺动脉高压(PH)的慢性患者。外置设备、装置或系统是通常在使用过程中紧邻身体定位的体外装置/系统。换句话说，外置装置或系统是“可穿戴的”或可移动式装置或系统。本文的设备、装置和系统非常适合于外置/可移动式用途以及用于通常静止的体外用途。
在许多正在开发的可移动式装置或系统中，血泵通过一个或多个导管(例如，若干段管道)连接到氧合器。尽管许多系统已集成有血泵，但离开此类装置的叶轮单元的血液通常在由歧管分配到中空纤维束隔室中之前行进通过通道。近来，在PCT国际专利申请公开No.2016/210089中公开了在提供了更多可移动式呼吸辅助的同时又比正在开发的许多其他装置更简便的装置，其公开内容通过引用并入本文。这样的装置提供了高度集成的血泵和肺，其中诸如叶轮的泵机构对血液加压以使血液流过中空可透气纤维(在本文中有时称为纤维束)。这样的装置可以例如被设计成外置地穿在皮套或背心中。此外，与其他装置相比，这种装置例如可以提供增大的通过纤维束的平均或均值速度，这增强了气体交换。PCT国际专利申请公开No.2016/210089的一体形成的用于肺辅助的体外系统包括一体式壳体，其具有与纤维束隔室和加压定子隔室流体连接的血流入口。
在图1A至图4所示的多个实施例中，装置10包括第一、基底或血液加压部分100(以下称为基部100)和模块化或可释放连接的第二、纤维束或气体交换部分200(以下称为纤维束部分200、200a等)。在许多实施例中，基部100和纤维束部分200可释放地连接，使得加压系统和纤维束被包含在相对小的形状因数内。如以下进一步描述的，纤维束部分200可以容易地被去除并且被另一纤维束部分(比如图1B的纤维束部分200a)替换，以提供例如不同尺寸、不同配置、不同表面处理、不同纤维成分等的纤维束。因此，装置10可以在许多不同用途或治疗中提供有效且显著的气体传输速率，而不会引起显著的血液损伤。此外，在例如损坏、污染或磨损的情况下，诸如纤维束部分200或200a的纤维束部分可以容易地分别用另一相似或相同的纤维束部分200或200a替换。
纤维束部分200包括壳体220，该壳体包括纤维束隔室222，例如如图2B和图3B所示。纤维束隔室222容纳纤维束300，并提供气体通路，该气体通路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来均匀地灌注纤维束300的气体侧。
例如，如图2A和图2B的实施例所示，本文的系统5可以包括基部100和多个不同的纤维束部分200、200a等。在图2A和图2B的实施例中示出了两个纤维束部分200和200a，但是可以提供更多的纤维束部分。在许多实施例中，纤维束部分200和200a(以及本文的其他纤维束部分)形成为具有除了其长度以外大致相同的尺寸。纤维束部分200a的元件与纤维束部分200的对应元件相似地编号，并对其加上标记“a”。纤维束300a可以例如形成为具有除了其长度以外与纤维束300大致相同的尺寸。在形成时，纤维束300的气体交换部分(不包括任何灌封)的直径为1.75英寸(0.044米)，长度为1.52英寸(0.039米)。纤维束300a的直径为1.75英寸(0.044米)，长度为3.20英寸(0.081米)。在许多实施例中，纤维束300的用于气体交换的总表面积或总纤维表面积为0.3m2。纤维束300包括96个PMP纤维层。纤维束300a的用于气体交换的总表面积或总纤维表面积为0.65m2。纤维束300a包括200个PMP纤维层。
在图1A至图4E的实施例中，可以通过在纤维束部分之间切换来改变许多纤维束/装置性质，包括但不限于纤维束长度(以及由此的用于气体交换的总表面积)、纤维束成分(例如，纤维束材料、表面处理)等。纤维束性质可以在很宽的范围内变化，以专门适应特定用途或功能、特定患者群体、甚至特定患者。
在图1至图4E所示的实施例中，例如将纤维束部分200和相关的纤维束300设计用于儿童用途，而将纤维束部分200a和相关的纤维束300a设计用于成人用途。在纤维束部分200和200a中的每一个的情况下，装置10可以例如用于氧合和/或二氧化碳去除。包括叶轮400(在许多实施例中为封闭或围住的叶轮)的一体式泵经由放置在血管内的入流插管(见图3B)从患者抽取静脉血。血液被泵送通过气体交换纤维束，该气体交换纤维束可操作来将氧气传输到血液并从血液去除二氧化碳。在血液经过纤维束以后，血液经由出流插管(见图3B)返回到患者的循环系统。装置10在呼吸支持期间提供的所需血流、泵送和气体交换的水平取决于患者的身材(例如，儿童患者或成人患者)以及呼吸功能不全的性质。在以去除二氧化碳而不是氧合为主要目标的情况下，可以使用较低的血液流速和侵入性较小的插管策略。当以二氧化碳为主要目标时，该方法通常称为体外二氧化碳去除或ECCO2R。
在许多实施例中，在装置10组装时通过将其纤维束部分连接至基部100，使所有气体和流体的入口和出口(统称为端口)在大致相同的方向上定向(例如见图1A至图2B)。在所示实施例中，气体入口260、气体出口264、流体入口130和流体出口250的轴线大体上平行(例如，在平行的小于20度、10度或甚至5度以内)。在图1至图4C的实施例中，入口和出口位于装置10的前方或前侧。在所示实施例中，这样的轴线通常是共面的(例如，在共面的小于20度、10度或甚至5度以内)。通过使所有气体和流体端口大体上沿相同的方向定向，便于将管道连接到这样的端口和穿戴附接有管道的本文的装置10。如上所述，将所有气体和流体端口大体上在同一方向上定向表明每个端口的轴线在与所有其他轴线共线的20°、10°、5°或更小以内。
在许多实施例中，装置10的尺寸在高度上(图1A中的y尺寸)不超过13.2cm(5.2英寸)，在宽度上(图1A中的z尺寸)不超过11.4cm(4.5英寸)，在长度上(图1A中的x尺寸)不超过14cm(5.5英寸)。在许多实施例中，纤维束部分的长度在6.9cm(2.7英寸)与11.2cm(4.4英寸)之间变化。具有纤维束部分200的装置10的重量可以例如不大于550g或不大于500g，而具有纤维束部分200a的装置10的重量可以不大于620g或不大于570g。在许多实施例中，具有纤维束部分200的装置10的预充量约为125ml，而具有纤维束部分200a的装置10的预充量约为160ml。通过提高泵送效率(例如，通过进一步优化叶轮设计)，可以进一步减小其装置的形状因数。
在这方面，诸如旋转元件或叶轮400之类的加压机构可以定位在基部100的壳体120的加压或泵送(叶轮/定子)隔室124内。在所示实施例中，基部100包括容纳泵送或加压隔室124的第一或加压部分122、以及第二或接口部分140，第二或接口部分140从第一部分122以一定角度延伸以形成用于与其纤维束部分连接的接口。在所示实施例中，延伸部分140与由第一部分122的泵送或加压隔室124限定的叶轮400的旋转平面成大约90°的角度而延伸。泵送或加压隔室124形成为第一部分122的叶轮定子/蜗壳隔室。在所示实施例中，第一部分122及其泵送或加压隔室124是经由第一或上部壳体部分或区段120a与基底壳体120的下部或第二壳体部分120b的连接而形成的。基底壳体120的下部或第二壳体部分120b(例如见图4A)的尺寸设计成允许将叶轮400插入基底壳体120的叶轮定子/蜗壳隔室124中。泵送或加压隔室124容纳叶轮400，并且可以根据传统的泵理论设计成最大化叶轮400的泵送效率。叶轮400在壳体120的泵送或加压隔室124内旋转。
纤维束部分壳体220和基部壳体120由刚性材料形成。通常，这种刚性材料在使用条件下不会显著变形或屈曲。在许多实施例中，纤维束部分壳体220和基部壳体120由聚合材料形成，并且通常由相同的聚合材料形成。壳体部分可以例如由挤压形成。
流体离开叶轮后，离心泵的定子部分通常是扩散器或蜗壳。这两种定子类型中的每一种的目的都是将速度能有效地扩散到压力中。扩散器的特征在于围绕叶轮的多个径向对称的扩散通路。蜗壳形或环形收集器与扩散器串联使用。蜗壳的特征在于取决于泵配置的一个或多个涡旋形扩散通路(在本文的多个实施例中为一个)。本文的蜗壳接收叶轮泵送的流体，从而减慢流体的流速并将动能转化为压力。蜗壳在其接近排出端口时弯曲并增加面积。
叶轮400可以例如经由定位在叶轮400上或内的一个或多个磁体而被部分地磁支撑。在所示实施例中，叶轮400被定位在叶轮蜗壳隔室124内，使得叶轮400上的净流体动力载荷向上(以图中的定向)。因此，用于支撑叶轮400的磁体可以在叶轮400上施加向下的力。例如，如PCT国际公开No.WO2014/085620中所讨论，一个或多个磁体可以安置在叶轮400的一个或多个底座中，并且(与可位于叶轮蜗壳隔室124内或外部的另一磁体协作而)可操作来施加抵消组合的流体动力和耦合磁体力的力，从而最小化施加至轴承的轴向力，并改善整体系统耐用性。顶部和底部枢轴轴承412a和412b(见图4A)例如可以分别是容纳在不锈钢外壳中的超高分子量聚乙烯(UHMWPE)枢轴和杯形轴承，其将它们的抗磨损性最大化。
图2C示出了通过装置10的流体(血液)流(实线箭头)和吹扫气体流(虚线箭头)。在这方面，诸如血液的流体经由形成在基部100中的流体入口130被抽取至叶轮400的中心部分中，并且如图2C中的径向向外定向的实心箭头所示，经由叶轮叶片410(例如，见图3C和图5A)向外离心地旋转。然后，血液被引导至纤维束300，例如，如图1B和图3C所示。例如，如图3C所示，通道126从叶轮蜗壳隔室124延伸到流动通道142。在通道126从叶轮蜗壳隔室124延伸的点处，流动通道142例如可以延伸叶轮400的高度(即，图2C的定向上的竖直尺寸)，例如将叶轮400的底面(因为这是枢轴泵中血栓沉积的常见区域)上的冲洗量最大化。在所示实施例中，通道126从叶轮蜗壳隔室大体上切向地延伸(例如，在与之成切线的5度以内)以连接到流动通道142。在许多实施例中，流动通道142具有圆形横截面。通道126以一定角度向后延伸至大约叶轮400的中心线，在此处通道126与流动通道142连接。
流动通道142可以以不进一步增加纤维束300以及因此纤维束部分200的形状因数的方式并入基底壳体120中(即，在延伸部分140内)。在所示实施例中(例如，见图2B、图2C和图4C)，流动通道142竖直向上(在附图的定向上)并且以与叶轮400的旋转平面成大约90°的角度(即，大致垂直或垂直地)行进通过基部100的延伸部分140，并进入形成在延伸部分140的前向部分中的流体/血液入口体积或歧管144部分，在该处流体/血液与纤维束300的第二或后表面接触。在流动通道142中提供圆形或弧形的拐角/端部可有助于例如减少或最小化溶血和血栓形成。在多个实施例中，流动通道142具有圆形或圆的横截面形状。
在许多实施例中，血液从歧管144进入纤维束300的第二或后端并且绕过其中空纤维。在穿过纤维束300之后，血液经由出口体积或歧管224离开系统10，该出口体积或歧管224在其第一端处与纤维束300的第一或前端流体连接并且在其第二端处与血液/流体出口250流体连接。通过(i)纤维束300的后面和表面146的外围与(ii)纤维束300和纤维束壳体220的前面的外围之间的对接/密封，可以使液体/流体流路与通过装置10的气体流路分开。
在所示实施例中，纤维束部分200包括接口270(纤维束部分200a包括类似的接口270a)，该接口270连接到基部100的延伸部分140的配合接口170。本文的每个纤维束部分可以包括相似或相同的接口，该接口与接口170配合以在本文的纤维束部分之一与基部100之间形成密封连接。因此，对于具有不同的流量和/或质量交换性质(以及不同的尺寸、体积和/或重量)的装置10，本文的纤维束部分均易于连接至其基部100和从基部100去除。如图2C的代表性实施例中示意性所示，纤维束部分200a可以包括具有连接器272a的接口270a，该连接器272a与接口170上的配合连接器172配合，以在纤维束部分200a的接口270a与基部100的接口170之间形成密封连接。类似地，本文的其他纤维束部分可以包括与配合连接器172配合的相似的连接器。连接器272a(以及本文其他纤维束部分的相似或相同的连接器)可以经由如机械/医学连接领域中已知的滑动配合、卡扣配合、螺纹配合、鲁尔锁连接配合等与配合连接器172配合。接口270a与接口170之间的密封连接可以例如通过诸如O形环之类的密封件180来促进，该密封件180坐落于形成在所示实施例的前表面146中的底座中。
装置10中的气体通路可以例如相对简单。气体通过气体入口端口260流入纤维束300的一侧的通道262中，并通过与纤维束300的另一侧的通道266流体连接的气体出口端口264流出。因此，流过纤维束300的气体在图2C中的虚线箭头的平均或整体方向上。通道262是气体通路的入口，通道266是出口。吹扫气体穿过262越过(即，径向越过)纤维的内腔而进入通道266。例如，通过壳体220的内表面与纤维束300之间的密封接触或通过与在壳体220的内表面与纤维束300之间延伸的密封构件的密封接触来将通道262与通道266密封。在许多实施例中，通道262和266的高度约为0.8cm(0.3英寸)。例如，可以选择宽度以帮助均匀地灌注纤维束300中的所有纤维。气流方向例如可以是当装置10被患者穿戴上时使得其通常沿着重力方向或由重力方向辅助，从而由于重力作用而清除积聚的任何冷凝物。
图4A示出了包括较小的儿童纤维束部分200的装置10的分解或爆炸透视图。图4B示出了具有与基部100连接的较大的成人纤维束200a的装置10的侧视图。图4C示出了装置10的后视图，其中后面板被去除，以示出从加压部分122延伸到歧管144(通过延伸部分140)的通道142。如上所述，在所示实施例中，通道142以不进一步增加纤维束300以及因此纤维束部分200的形状因数的方式并入延伸部分140内的基底壳体120中。如上所述，通道142在与叶轮400的旋转平面正交或垂直的平面中行进通过基部100的延伸部分140，并进入流体/血液入口体积或歧管144部分。
图4D示出了本文外置可移动式辅助肺装置10’的另一实施例的侧视图，该装置10’在设计和操作上与具有连接至基部100’的较大的成人纤维束部分200a的装置10相似。在描述装置10’时，装置10’的元件包括与装置10的对应元件相似的附图标记，并加上标记“’”。图4E示出了装置10’的后视图，其中后面板被去除，以示出从加压部分122’延伸至歧管144’中的流路通道142’。类似于装置10的流动通道142，流动通道142’在大致垂直于叶轮400’的旋转平面的平面中从加压部分122’向上延伸通过延伸部分140。但是，流动通道142’一般不线性且竖直向上延伸通过延伸部分140’，而是在曲线路径中行进通过延伸部分140’至歧管144’。再者，在流动通道142’中提供圆形或弧形的拐角/端部可有助于例如减少或最小化溶血和血栓形成。在许多实施例中，流动通道142’可以具有例如圆形或圆的横截面形状。从图4E和图4C的比较中可以看出，延伸部分140’的形状因数大于延伸部分140的形状因数，导致装置10’具有略大的形状因数，并且比装置10’略重。例如，可以利用已知的工程原理，基于诸如叶轮设计、压力要求、溶血极限、装置形状因数等变量轻松地优化诸如通道142和142’之类的流动通道的路径或形状。
类似于装置10，在组装装置10’时，所有气体和流体入口和出口(统称为端口)可以沿大致相同的方向定向。在所示实施例中，气体入口260’、气体出口264’、流体入口130’和流体出口250’的轴线通常是平行的，并位于装置10’的一侧。如上所述，通过使所有气体和流体端口大体上沿相同的方向定向，便于将管道连接到这样的端口和穿戴附接有管道的本文的装置10’。
纤维束300可以例如根据PCT国际公开No.WO2014/085620中描述的方法来制造，其公开通过引用并入本文。在许多实施例中，纤维束300是大体上圆柱形的中空纤维膜束(例如，如上所述的纤维阵列、膜或织物)，其以彼此成例如5-15度的角度堆叠成层并大体上垂直于血流的主要方向(即，大体上垂直于纤维束300的轴线A，见图2B和图2D)对齐，以最大化气体交换。在本文研究的多个代表性实施例中，纤维束300是大体上圆柱形的中空纤维膜束，其以彼此成大约14度的角度堆叠成层。在这方面，将纤维切成圆形片并在相邻片之间以14度的角度堆叠至灌封模具中。将中空纤维的端部灌封至半圆形的气体歧管通道(气体入口歧管通道262和气体出口歧管通道266)中。通过利用在车床上旋转模具而产生的离心力将聚氨酯胶注入模具中。聚氨酯将所有纤维粘合成纤维束300。灌封胶的厚度大约为0.25英寸，并被选择来提供足够的机械支撑。
与其中中空纤维大体上平行于壳体/血流的轴线的系统相比，将中空纤维与轴线A大致垂直地对齐(例如，与垂直方向成不超过5度以内，或者甚至与垂直方向成不超过2.5度以内)可以显著减小体积(即，提高紧凑度)。
在多个实施例中，将纤维束300密封至形成在纤维束隔室222的内壁上的轴向延伸的密封部分，以形成大体上半圆形(横截面)的歧管。密封部分可以例如径向向内延伸以与纤维束300接触并与纤维束300形成密封连接。两个密封部分可以用于形成大体上半圆形(即，延伸大约180度)的歧管。例如，附加的密封部分可用于生成围绕纤维束隔室222的内周延伸小于180度的歧管。
例如，纤维束300可以被缠绕并定位在由例如乙缩醛(Delrin)制成的四件式可重复使用模具内以用于灌封。在灌封期间，将两部分式聚氨酯粘合剂(可从新泽西州巴约讷市的Cas Chem公司购得)注入模具中。然后将模具离心，以确保环绕周边均匀分布，没有任何空隙。一旦粘合剂固化，将灌封的纤维去除并修剪。该过程在所有纤维之间建立一条共同的气体通路。
如上所述，在装置10的研究中使用的纤维以阵列、织物或膜的形式提供。改善抗血栓形成性的方法包括使用(例如，共价地)附着于纤维表面而不会显著影响气体在纤维表面传输的两性离子分子物质。碳酸酐酶可以例如固定在纤维表面上或附近以增强二氧化碳的去除。参见例如美国专利No.7,763,097，其公开通过引用并入本文。此外，可使用例如计算流体动力学或CFD来优化装置10中的血液流动路径和模式以改善血液相容性。由于离开装置10的血液流动通过患者的肺，肺可继续充当小栓塞的过滤器，因此装置10的最终抗凝要求也可以进一步降低。
如上所述，血液通过流体流入口或血流入口端口130进入装置10，并由叶轮400泵送。在许多研究的实施例中，叶轮400由安装在壳体120中并与径向叶轮400的中心轴线上的延伸构件414a和414b对准且与径向叶轮400的中心轴线上的延伸构件414a和414b配合的两个枢轴轴承412a和412b支撑。如轴承领域中已知的，延伸构件414a和414b可以包括例如可相对于轴承412a和412b的轴承杯旋转的圆形端部(例如，类似于球窝接头)。轴承杯可以例如由超高分子量聚乙烯形成，并且可以从例如康涅狄格州谢尔顿的Modem Plastics公司购得。枢轴轴承412a和412b的使用消除了对密封件和轴承的需要。枢轴轴承保持叶轮400在系统10内轴向和径向对准。另外，在一些系统中用来防止血液接触摩擦/生热部件的二次盐水注入是不需要的。新鲜血液进入装置10，并流过枢轴轴承，用新鲜流体冲洗该区域。
例如，可以使用不带轴承的磁悬浮或悬浮叶轮进一步延长使用寿命。然而，在许多实施例中，由于肺室中的积垢，装置10可能需要定期更换(例如，每1-3个月一次)。在许多实施例中选择了叶轮400的磁耦合的更简单且不太复杂的方法，但是没有磁悬浮。在所示实施例中，坐落于旋转叶轮400上的底座460(见图5A-图5C)中的磁体450磁性地耦合到外部电动机驱动器(图2A中示意性示出)上的旋转磁体，以维持气密密封。系统10可以例如由包括一个或多个电池的电源模块(见图2A)供电。在所示实施例中，六个相对较小(直径0.75”，厚度0.25”)的磁体450用作“耦合磁体”，以维持电动机驱动器与叶轮400之间的磁耦合。也可以使用一个或多个磁体来稳定流体动力。
下面针对包括纤维束部分200的装置10进一步讨论装置10的操作。然而，本文的其他纤维束部分的操作将基本相同。在操作期间，含氧的“吹扫气体”(例如，氧气)经由气流入口260流入气体入口通道262，并通过纤维束300的各个纤维膜的内腔进行分配。氧气(O2)从纤维扩散至流动的血液(围绕纤维流动并大体上垂直于纤维的定向)中，而二氧化碳(CO2)从血液扩散至纤维中并被吹扫气体携带至出口通道266并通过其到达气流出口264。如上所述，血液然后经由血流出口250离开装置10。氧气和二氧化碳离开纤维的内腔进入气体出口通道266。例如图3B所示，纤维束300的端部接触纤维束部分壳体220的纤维束隔室222的第一端并形成气体入口通道262和气体出口通道266。从而防止血液直接流入气体入口通道262和/或气体出口通道266。纤维束300的灌封防止血液径向地从纤维束300流出并进入气体入口通道262和/或气体出口通道266。
本文研究中使用的装置10尚未完全优化。例如，可以使用许多工具来进行进一步的优化，包括CFD、基准测试和/或活体内研究。运行在1000-1800RPM之间的包括纤维束部分200的装置10可以递送1-3升每分钟或LPM的流量，同时产生高达280mmHg的压头。运行在700-2100RPM之间的包括纤维束部分200a的装置10可以递送0.25至4升每分钟或LPM的流量，同时产生高达410mmHg的压头。这些动态范围使得本文的装置10能够利用外围和/或中心放置模式使用接入插管或直接连接移植物来附接。
纤维束300或300a中的速度决定了气体交换效率，因为物质传输通常在高速环境中得到增强。但是，如果控制不好，则达到较高的速度会引起溶血。在装置10中，通过指定要流动的本文的纤维束的正面/横截面积来控制速度。该面积由纤维束直径指定。如上所述，流动垂直于纤维。小于3英寸(或小于2.5英寸)的纤维束直径可以提高效率。具有3英寸直径的大体上圆柱形的束对应于7.07in2的正面面积或横截面积，而2.5英寸的直径对应于4.9in2的正面面积或横截面积。在多个实施例中，直径可以不超过2英寸(3.14in2的横截面积)。在许多研究中，纤维束300和300a的直径分别为1.75英寸，对应于2.41in2的正面或横截面积，这提供了更大效率水平。随着直径减小，越来越少的纤维能够适配在单层纤维中。因此，必须增加纤维层的数量，这增加了特定束的高度，以实现预定的气体交换速率。如上所述，在许多实施例中，纤维束的直径在不同的纤维束部分之间维持恒定。可以针对特定用途确定纤维束的长度，以为该用途提供足够的纤维束表面积。例如，可以基于期望的通过纤维束的血液平均速度来选择本文的纤维束的直径。基于纤维束的预定直径和纤维密度，可以选择片数或纤维束的长度以获得期望的表面积。如本文所用，平均速度被定义为通过装置10的流速除以纤维束的横截面积。
在本文的研究中使用的聚甲基戊烯(PMP)纤维具有380微米的外径或OD和200微米的内径或ID。许多其他材料可用于本文的纤维(例如，聚合材料，如聚丙烯、硅树脂等)。这样的纤维可以用多种材料涂覆和/或功能化。这些纤维被制造为中空纤维的阵列、膜或织物，其中多个纤维被制造为具有大体相同纤维定向的整体的、大体平面的阵列。如上所述，在形成纤维束300和本文的其他纤维束时，将这样的阵列、膜或织物切成片，这些片彼此叠置成多层的叠件。纤维束的孔隙率维持在大约0.5。
图6A示出了对于包括纤维束部分200和纤维束部分200a的装置10的体积氧合速率(mL/min)与血液流速(mL/min)的关系的研究。如所期望的，纤维束部分200的纤维束300的较低的总纤维表面积(0.3m2)导致比纤维束部分200a的纤维束300a(具有0.65m2的总纤维表面积)低的氧合。具有纤维束部分200a(设计用于成人用途)的装置10提供了与为成人用途设计的现有装置相媲美的性能，而具有纤维束部分200(设计用于儿童用途)的装置10提供了与为儿童用途设计的现有装置相媲美的性能。
图6B提供了体外溶血研究的结果，其形式为针对带有如图1A所示的儿童纤维束部分200的本文装置以及针对商业可得的控制系统(即，可从意大利摩德纳的Sorin集团购得的LILLIPUT 2儿童氧合器，其具有可从加利福尼亚普莱森顿的Thoratec公司购得的
Figure BDA0002571591050000221
血泵)在2.5L/min的流速下的标准化溶血指数或NIH(g/100L)。
在溶血研究中，每30分钟抽取一次样本以测量血细胞比容(HCT)和无血浆血红蛋白(pfHb)。在两次离心旋转中分别从全血中分离血浆(800g离心15分钟，7200g离心10分钟)，并用分光光度法(Genesys10S UV-Vis；Thermo Scientific，马萨诸塞州沃尔瑟姆)测量540nm处的吸光度。使用通过连续稀释的具有100％溶血的全血与吸光度相比的线性拟合得出的标准曲线从吸光度计算PfHb浓度。
计算标准化溶血指数(NIH)用于回路比较：
NIH(g/100L)＝ΔpfHb/Δt×V×(100-HCT)/100×l00/Q
其中NIH＝标准化溶血指数，以释放到每100L流过回路的血液中的血红蛋白克数表示(g/100L)；ΔpfHb＝采样时间间隔内pfHb的增加量(g/L)；V＝回路体积(L)；HCT＝血细胞比容(％)；Δt＝采样时间间隔(分钟)；Q＝平均血液流速(L/min)。
图6C至图6H示出了对具有儿童纤维束部分200和成人纤维束部分200a的本文装置的进一步泵送和气体交换研究。使用具有与血液相似的粘度的血液模拟溶液(羧甲基纤维素溶液)进行泵测试。图6C至图6H的这些台式测试结果表明，本文的装置能够在各种肺治疗方案中产生合适的流速和气体交换。图6C示出了对于具有儿童纤维束部分200的本文装置的压力与流速的关系的研究，其中采用18Fr(法国)静脉插管、14Fr动脉插管和由于肺动脉高压而导致的50mmHg的出流(肺动脉)压力。图6D示出了对于具有成人纤维束部分200a的本文装置的压力与流速的关系的研究，其中采用27Fr(法国)双腔插管。图6E示出了对于具有成人纤维束部分200a的本文装置的压力与流速的关系的研究，其中采用15.5Fr(法国)双腔插管。图6C至6E表明本文的装置能够产生足够的血液流速以用于各种应用。例如，图6C表明本文装置10(包括儿童纤维束部分200)能够产生通常用于儿童呼吸支持的流速和插管尺寸所需的压力。类似地，图6D表明本文装置10(包括成人纤维束部分200a)能够产生通常用于成人呼吸支持的流速和插管尺寸所需的压力。图6F至图6H表明，本文装置可以在各种应用中实现目标氧气和CO2传输速率。在这方面，图6F示出了对于具有儿童纤维束部分200的本文装置的氧气传输速率与血液流速的关系的研究。图6G示出了对于具有成人纤维束部分200a的本文装置的氧气传输速率与血液流速的关系的研究。为了比较，图6F和图6G的数据也在图6A中给出。图6H示出了对于具有成人纤维束部分200a的本文装置的标准化CO2去除率与血液流速的关系的研究。
在图7A中示出了本文的气体交换(氧合/CO2去除)研究中使用的血液/测试流体流动回路，而在图7B中示出了本文的溶血研究中使用的血液流动回路。例如，使用图7A的实验回路在牛血中测量体外氧气交换速率。在使用之前，将血液过滤(40μm过滤器，波多黎各法哈多市Pall Biomedical公司)，并用肝素(15IU/mL)和庆大霉素(0.1mg/mL)处理。首先通过脱氧器经由再循环将血液预调节至静脉条件(O2饱和度＝65±5％，pCO2＝45±5mmHg)。一旦达到静脉血液条件，就停止通向脱氧器的吹扫气体，并夹住管道以产生流过测试装置的单次通过血流以用于氧气交换速率测量。在整个实验中经由热交换器将血液温度维持在37±1C。在不同的血液流速和叶轮旋转速率下评估氧气交换速率。纯氧气用作吹扫气体，并使用GR系列质量流量控制器(德克萨斯州乔治敦，Fathom Technologies公司)进行控制。在测试装置的入口和出口采集血液样本，并使用带有碳氧血氧仪的RAPIDPoint 405血气分析仪(纽约州塔里镇，Siemens Healthcare Diagnostics公司)进行分析。使用以下等式根据入口和出口氧气分压和饱和度计算氧气交换速率
Figure BDA0002571591050000241
其中
Figure BDA0002571591050000242
是氧气交换速率(mL/min)，Q是血液流速(L/min)，
Figure BDA0002571591050000243
是氧气在血液中的溶解度[3E-2mL O2/(L blood·mmHg)]，
Figure BDA0002571591050000244
是整个装置的氧气分压差(mmHg)，Cs是血红蛋白结合能力(1.34mL O2/g)，Hgb是血红蛋白浓度(g/dL)，
Figure BDA0002571591050000245
是整个装置的分数氧气饱和度差。
使用牛血以不同的流速评估血液损害。在使用之前，将血液过滤(40-μm过滤器，波多黎各法哈多市Pall Biomedical公司)，并用肝素(15IU/mL)和庆大霉素(0.1mg/mL)处理。使用包括经由预期用途的插管连接到800-mL顺应性血库的测试装置的连续流动回路(如下方示意性示出)进行评估。在测试期间，将顺应性血库浸没在热水浴中，以维持37±1C的血液温度。对于每种评估的操作条件，血液(血细胞比容＝30％)循环6小时的时段，在此期间每30分钟收集一次血液样本。在两次离心旋转中分别从全血中分离血浆(800g离心15分钟，7200g离心10分钟)，并用分光光度法(Genesys 10S UV-Vis；Thermo Scientific，马萨诸塞州沃尔瑟姆)测量540nm处的吸光度。使用通过连续稀释的具有100％溶血的全血与吸光度相比的线性拟合得出的标准曲线从吸光度计算PfHb浓度。
与许多装置不同，本文的装置10可用于相对较高流速的呼吸支持/氧合和相对较低流速的二氧化碳去除两者。在具有纤维束部分200的儿童呼吸支持的情况下，血液流速可以例如在大约1至大约2.5L/min的范围内。可以使用18-22Fr(法国)静脉插管或12-16Fr动脉插管。在具有纤维束部分200a的成人呼吸支持的情况下，血液流速可以例如在大约1至大约3.5L/min的范围内。可以使用27Fr双腔插管。在具有纤维束部分200a的低流量二氧化碳去除或ECCO2R的情况下，流速可以例如小于1L/min。另外，可以使用15.5Fr双腔插管。例如，临床医生可以为患者使用插管和ECCO2R流速开始，然后发现需要进一步干预(氧合)。例如，可以通过将插管改变为更大的插管并增加流速来启动全面的呼吸支持，包括氧合和二氧化碳去除，而无需使用不同的装置或改变装置的纤维束部分。因此，本文的装置跨越了提供二氧化碳去除的低流速至提供氧合和二氧化碳去除的高流速的范围，而无需改变纤维束部分的基部(包括泵送机构)，从而提供了在不同患者之间的用途以及针对特定患者的治疗过程的改变。
前述描述和附图目前列出了许多代表性实施例。在不脱离本发明范围的情况下，根据前述教导，各种修改、增加和替代设计对于本领域技术人员而言将是显而易见的，其范围由所附权利要求而不是由前述描述指示。落入权利要求的等同物的含义和范围内的所有改变和变型均应包含在其范围内。

Claims (24)

1.一种肺辅助系统，包括：
多个纤维束部分，每个所述纤维束部分包括在其中限定纤维束隔室的纤维束壳体、定位在所述纤维束隔室内的纤维束，所述纤维束包括多个中空可透气纤维，所述多个中空可透气纤维适于允许气体在血液与所述多个中空可透气纤维内部之间扩散，所述多个中空可透气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中空可透气纤维流动，所述多个纤维束部分中的每个纤维束部分的所述纤维束有至少一个性质与所述多个纤维束部分中的每个其他纤维束部分的所述纤维束不同，所述纤维束壳体还包括与所述纤维束壳体流体连接并且与所述多个中空可透气纤维的入口流体连接的气体入口、与所述壳体流体连接并且与所述多个中空可透气纤维的出口流体连接的气体出口、与所述纤维束的第一端流体连接的血液出口、和第一接口，以及
基部，所述基部包括包含加压隔室的壳体、在所述加压隔室内的加压机构、与所述加压隔室流体连接的血液入口、和在其第一端处与所述加压隔室流体连接的导管、以及适于与所述多个纤维束部分中的一个纤维束部分的第一接口形成可释放的密封连接的第二接口，加压流体经由所述导管的所述第一端离开所述加压隔室，其中，所述导管的第二端被放置为当所述纤维束部分经由所述第一接口和所述第二接口连接至所述基部时与所述纤维束的第二端流体连接。
2.根据权利要求1所述的系统，其中，所述加压机构包括在所述加压隔室内能旋转的叶轮。
3.根据权利要求2所述的系统，其中，所述基部的所述壳体包括包含所述加压隔室的加压部分、和接口部分，所述接口部分包括延伸部分，所述延伸部分从所述加压部分和所述第二接口延伸，所述导管包括延伸通过所述延伸部分的流动通道。
4.根据权利要求1所述的系统，其中，每个所述纤维束的所述多个中空可透气纤维大体上垂直于血液的主要流动方向从所述纤维束的所述第二端通过所述纤维束延伸至所述纤维束的所述第一端。
5.根据权利要求3所述的系统，其中，所述多个中空可透气纤维形成在至少一个大体上圆柱形的束中。
6.根据权利要求5所述的系统，其中，所述大体上圆柱形的束由多个纤维织物层形成，所述多个纤维织物层中的每一个纤维织物层包括中空可透气纤维。
7.根据权利要求5所述的系统，其中，流动通道与形成在所述延伸部分中的歧管流体连接。
8.根据权利要求7所述的系统，其中，所述延伸部分在大体上垂直于所述叶轮的旋转平面的平面中延伸。
9.根据权利要求8所述的系统，其中，每个所述纤维束部分的所述第一接口附接至所述基部的所述第二接口，使得所述多个纤维束部分中的与所述基部附接的一个纤维束部分的所述纤维束的轴线大体上平行于所述叶轮的旋转平面而定向。
10.根据权利要求9所述的系统，其中，所述多个纤维束部分中的与所述基部附接的所述一个纤维束部分被定位在所述基部的所述加压隔室的上方。
11.根据权利要求10所述的系统，其中，通过所述纤维束的主要血流大体上在轴向方向上。
12.根据权利要求1所述的系统，其中，所述多个纤维束部分包括长度不同的纤维束部分，所述长度不同的纤维束部分包括长度不同从而纤维表面积不同的纤维束。
13.根据权利要求12所述的系统，其中，所述多个纤维束部分中的至少一个纤维束部分被配置为用于儿童患者，并且所述多个纤维束部分中的至少一个纤维束部分被配置为用于成人患者。
14.根据权利要求1所述的系统，其中，所述多个纤维束部分中的一个纤维束部分与所述基部的至少一个组合适合于第一流速范围内的二氧化碳去除，并且适合于第二流速范围内的氧合和二氧化碳去除，其中所述第二流速范围延伸至更高的流速。
15.一种对患者提供体外肺辅助的方法，包括：
提供多个纤维束部分，每个所述纤维束部分包括在其中限定纤维束隔室的纤维束壳体、定位在所述纤维束隔室内的纤维束，所述纤维束包括多个中空可透气纤维，所述多个中空可透气纤维适于允许气体在血液与所述多个中空可透气纤维内部之间扩散，所述多个中空可透气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中空可透气纤维流动，所述多个纤维束部分中的每个纤维束部分的所述纤维束有至少一个性质与所述多个纤维束部分中的每个其他纤维束部分的所述纤维束不同，所述纤维束壳体还包括与所述纤维束壳体流体连接并且与所述多个中空可透气纤维的入口流体连接的气体入口、与所述壳体流体连接并且与所述多个中空可透气纤维的出口流体连接的气体出口、与所述纤维束的第一端流体连接的血液出口、和第一接口，
提供基部，所述基部包括包含加压隔室的壳体、在所述加压隔室内的加压机构、与所述加压隔室流体连接的血液入口、和在其第一端处与所述加压隔室流体连接的导管、以及适于与所述多个纤维束部分中的一个纤维束部分的第一接口形成可释放的密封连接的第二接口，加压流体经由所述导管的所述第一端离开所述加压隔室，其中，所述导管的第二端被放置为当所述纤维束部分经由所述第一接口和所述第二接口连接至所述基部时与所述纤维束的第二端流体连接；以及
经由所述第一接口与所述第二接口的连接将所述多个纤维束部分中的一个纤维束部分附接至所述基部，其中所述纤维束部分中的所述一个纤维束部分的纤维束被选择用于患者。
16.根据权利要求15所述的方法，其中，所述多个中空可透气纤维形成在至少一个大体上圆柱形的束中。
17.根据权利要求16所述的方法，其中，每个所述纤维束部分的所述第一接口附接至所述基部的所述第二接口，使得所述多个纤维束部分中的与所述基部附接的一个纤维束部分的所述纤维束的轴线大体上平行于所述叶轮的旋转平面而定向。
18.根据权利要求17所述的方法，其中，所述多个纤维束部分中的与所述基部附接的所述一个纤维束部分被定位在所述基部的所述加压隔室的上方。
19.根据权利要求18所述的方法，其中，通过所述纤维束的主要血流大体上在轴向方向上。
20.根据权利要求15所述的方法，其中，所述多个纤维束部分包括长度不同的纤维束部分，所述长度不同的纤维束部分包括长度不同从而纤维表面积不同的纤维束。
21.根据权利要求20所述的方法，其中，所述多个纤维束部分中的至少一个纤维束部分被配置为用于儿童患者，并且所述多个纤维束部分中的至少一个纤维束部分被配置为用于成人患者。
22.根据权利要求20所述的方法，其中，所述多个纤维束部分中的一个纤维束部分与所述基部的至少一个组合适合于第一流速范围内的二氧化碳去除，并且适合于第二流速范围内的氧合和二氧化碳去除，其中所述第二流速范围延伸至更高的流速。
23.一种肺辅助系统，包括：
纤维束部分，所述纤维束部分包括在其中限定纤维束隔室的纤维束壳体、定位在所述纤维束隔室内的纤维束，所述纤维束包括多个中空可透气纤维，所述多个中空可透气纤维适于允许气体在血液与所述多个中空可透气纤维内部之间扩散，所述多个中空可透气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中空可透气纤维流动，所述纤维束壳体还包括与所述壳体流体连接并且与所述多个中空可透气纤维的入口流体连接的气体入口、与所述壳体流体连接并且与所述多个中空可透气纤维的出口流体连接的气体出口、与所述纤维束的第一端流体连接的血液出口、和第一接口，以及
基部，其包括包含加压隔室的壳体、在所述加压隔室内的加压机构、与所述加压隔室流体连接的血液入口、和在其第一端处与所述加压隔室流体连接的导管、以及适于与所述纤维束部分的第一接口形成可释放的密封连接的第二接口，加压流体经由所述导管的所述第一端离开所述加压隔室，其中，所述导管的第二端被放置为当所述纤维束部分经由所述第一接口和所述第二接口连接至所述基部时与所述纤维束的第二端流体连接。
24.一种用于提供肺辅助的方法，包括：
选择纤维束部分，所述纤维束部分包括在其中限定纤维束隔室的纤维束壳体、定位在所述纤维束隔室内的纤维束，所述纤维束包括多个中空可透气纤维，所述多个中空可透气纤维适于允许气体在血液与所述多个中空可透气纤维内部之间扩散，所述多个中空可透气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中空可透气纤维流动，所述纤维束壳体还包括与所述壳体流体连接并且与所述多个中空可透气纤维的入口流体连接的气体入口、与所述壳体流体连接并且与所述多个中空可透气纤维的出口流体连接的气体出口、与所述纤维束的第一端流体连接的血液出口、和第一接口，以及
将所述纤维束部分可释放地附接至基部，所述基部包括包含加压隔室的壳体、在所述加压隔室内的加压机构、与所述加压隔室流体连接的血液入口、和在其第一端处与所述加压隔室流体连接的导管、以及适于与所述纤维束部分的第一接口形成可释放的密封连接的第二接口，加压流体经由所述导管的所述第一端离开所述加压隔室，其中，所述导管的第二端被放置为当所述纤维束部分经由所述第一接口和所述第二接口连接至所述基部时与所述纤维束的第二端流体连接。
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