DE10119691A1

DE10119691A1 - System zum Unterstützen des linken Herzventrikels

Info

Publication number: DE10119691A1
Application number: DE10119691A
Authority: DE
Inventors: Norbert Sporer; Harald Wagner; Thomas Schmid; Wolfgang Schiller
Original assignee: Deutsches Zentrum fuer Luft und Raumfahrt eV
Current assignee: Deutsches Zentrum fuer Luft und Raumfahrt eV
Priority date: 2001-04-20
Filing date: 2001-04-20
Publication date: 2002-11-21
Also published as: DE10217635A1; US6949065B2; US20020165426A1; DE10217635B4

Abstract

Ein implantierbares System zum Unterstützen des linken Herzventrikels weist eine über Adapterelemente (2, 2') an den Ventrikel anschließbare Pumpeinrichtung mit zwei komprimierbaren Kammern in Form von Druckschläuchen (5, 5') und eine Komprimiereinrichtung (4), um gleichzeitig abwechselnd die komprimierbaren Kammern (5, 5') zu füllen bzw. zu leeren, und eine dieser zugeordnete Antriebs-/Getriebeeinheit (41), sowie eine Kühleinrichtung (50) zum Kühlen der Antriebs-/Getriebeeinheit (41), und eine Energieversorgungseinheit (60) für die Antriebs-/Getriebeeinheit (41) und die Kühleinrichtung (50) auf. DOLLAR A Bei dem implantierbaren System sind die Pumpeinrichtung, die Komprimiereinrichtung (4), die Antriebs-/Getriebeeinheit (41) und ein Teil der Kühleinrichtung (50) in einem zweiteiligen Gehäuse (1) untergebracht, an welchem rohrförmige Anschlußstutzen (10a, 10b; 10'a, 10'b) zum Anbringen von Y-förmigen Adapterelementen (3, 3') ausgebildet sind.

Description

Die Erfindung betrifft ein System zum Unterstützen des linken Herzventrikels.

Herz- und Kreislauferkrankungen sind heute noch die häufigste Todesursache in Deutschland. Hierbei sind mehr als ein Drit tel der Todesfälle aufgrund von Erkrankungen des Herzkreis laufssystems auf Durchblutungsstörungen des Herzens zurückzu führen. Aus diesem Grund und auch aus verschiedenen anderen Gründen werden dringend Kreislaufunterstützungssysteme benö tigt, denn Herztransplantationen kommen aufgrund des geringen Angebots an Spenderherzen nur selten in Frage. Die Wartezeit für eine Transplantation liegt momentan in der Größenordnung von ein bis zwei Jahren und etwa ein Viertel der Patienten überleben diese Wartezeit nicht.

Eine Möglichkeit, um Patienten mit einer Erkrankung des Herz kreislaufssystems schnell zu helfen, ist der Einsatz von künstlichen Kreislaufunterstützungssystemen; das sogenannte "künstliche Herz" soll hierbei nicht ein vollständiger Ersatz für das natürliche Herz sein. Vielmehr genügt es, den linken Ventrikel zu unterstützen, welcher das frische, mit Sauer stoff angereicherte Blut in den Körperkreislauf pumpt. Dieser Teil des Herzens verrichtet die meiste Arbeit, weshalb die dort befindlichen Muskeln besonders kräftig ausgebildet sind.

Durch den Einsatz eines linksventrikulären Unterstützungssy stem etwa bei einer Herzschwäche kann sich die überlastete Muskulatur regenerieren, so daß das künstliche System nach einigen Jahren wieder entfernt werden kann.

Andere Herzerkrankungen, wie die Entzündung des Herzmuskels (Myokarditis), Herzklappenfehler (Endokarditis) oder der Herzinfarkt (Myokardinfarkt) führen zu einer Mangeldurchblutung oder auch zu Herzrhythmusstörungen. Mit Hilfe eines künstlichen Untersützungssystems kann der Kreislauf solcher Patienten stabilisiert werden, da das eigene Herz entlastet wird und sich somit die Herzmuskulatur erholen kann.

Die bisher eingesetzten Unterstützungssysteme werden am lin ken Ventrikel des Herzens bzw. an dessen Aorta mittels flexi bler Schläuche angenäht und pumpen parallel zu dem natürli chen Herz.

Bei den meisten bisher eingesetzten Systemen wird eine Pump kammer implantiert, während die Stromversorgung und die Steu erelektronik extrakorporal mitgeführt werden müssen. Die im plantierten Pumpen, meistens Verdrängerpumpen, können teil weise pulsatile Flußprofile erzeugen. Da es sich bei den mei sten bisher implantierten Unterstützungssystemen um sogenann te Einkammersysteme handelt, muß das Volumen, das diese Sy steme im Körper durch Pumpen verdrängen, ausgeglichen werden. Aus diesem Grund sind diese Systeme mit einem Volumenaus gleichssystem ausgestattet.

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

Problematisch bei Kreislaufunterstützungssystemen, bei wel chen Pumpen mit einer Kammer zum Einsatz kommen, ist der vor stehend erwähnte, notwendige Volumenausgleich und darüber hinaus das Abführen der Wärme. Wird, wie bei dem vorstehend erwähnten Novacor-System, der Volumenausgleich mit einem Schlauch direkt durch die Haut hergestellt, können verstärke Komplikationen aufgrund von Infektionen auftreten. Durch das Implantieren eines Volumenausgleichbehälters entstehen dar über hinaus Probleme aufgrund einer Feuchtigkeitsbildung. Ein Volumenausgleich direkt über die Lunge wird aus medizinischer Sicht als zu kritisch erachtet.

Die Erwärmung bei elektromechanischen sowie bei elektromagne tischen Systemen führt zwangsläufig zu einer Erwärmung des angrenzenden, die implantierte Einheit umgebenden Gewebes. Ein brauchbares überzeugendes Konzept zur Abfuhr der hierbei anfallenden Wärmeenergie ist nach Kenntnis des Anmelders bis her nicht vorgestellt worden.

Bei dem erwähnten Novacor-System wird zur Ableitung der Wärme ein durch die Haut geführter Schlauch verwendet. Hierdurch muß jedoch ein weitaus höheres Infektionsrisiko in Kauf ge nommen werden. Auch die Energieversorgung sowie die Übermitt lung von Prozeßdaten wird bisher durchweg mit einer Kabelver bindung durch die Haut gelöst, wodurch das Infektionsrisiko noch weiter gesteigert wird.

Ferner sind die bisher eingesetzten Systeme zu groß und des halb vor allem bei Kindern oder bei kleineren Menschen, wie beispielsweise bei Asiaten, nicht oder nur schwer implantier bar. Aus diesem Grund wurde die Unterstützung des linken Herzventrikels beim Menschen bisher nur mit Einkammersystemen durchgeführt. Darüber hinaus wird bei Einsätzen von mehr als zwei Herzklappenprothesen in einem Herzunterstützungssystem die Hämodynamik des Körperkreislaufs erheblich beeinflußt. Aus diesem Grund werden gerinnungshemmende Medikamente einge setzt.

Form und Pumpprinzip der bekannten, bisher eingesetzten Pum pen führen zu Strömungsverhältnissen, die eine Schädigung der roten Blutkörper (Erytrozyten) begünstigen. Bei den im allge meinen verwendeten Verdrängerpumpen ist dies auf eine nicht strömungsoptimierte Form der Pumpenkammer bzw. auf die Aus preßkinematik zurückzuführen. Bei Axialpumpen spielt die hohe Drehzahl und vor allem die Form der Turbinenschaufeln eine entscheidende Rolle.

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

Aufgabe der Erfindung ist es daher, für einen Einsatz als Kreislauf-Unterstützungssystem oder für einen kompletten Er satz eines Herzens ein zu implantierendes System so auszule gen, daß es besonders blutschonend arbeitet und das Risiko der Hämolyse und damit einer Trombenbildung sowie Infektions risiken minimiert sind.

Gemäß der Erfindung ist dies bei einem Unterstützungssystem für den linken Herzventrikel durch die Merkmale des Anspruchs 1 erreicht. Vorteilhafte Weiterbildungen sind Gegenstand der auf den Anspruch 1 unmittelbar oder mittelbar rückbezogenen Ansprüche.

Gemäß der Erfindung ist ein Unterstützungssystem für den lin ken Herzventrikel, das eine Pumpeinrichtung, eine Kühleinrich tung und eine Energieversorgungseinrichtung umfaßt, als Gan zes komplett implantierbar. Hierbei weist die Pumpeinrichtung im Unterschied zu den meisten bisher eingesetzten Systemen zwei Kammern und nur drei Ventile auf. Neben zwei Herzklap penprothesen ist am Auslaß des erfindungsgemäßen Unterstüt zungssystems ein sogenanntes Segelventil vorgesehen, weshalb das gesamte System erheblich blutschonender arbeitet als alle bisher bekannten Systeme. Das erfindungsgemäße Untersützungs system kann aufgrund seiner geringen Abmessungen auch bei kleinen Menschen, wie beispielsweise Asiaten oder auch bei Kindern implantiert werden.

Durch das Implantieren des als sogenannte Blutpumpe fungie renden Unterstützungssystems und aller erforderlichen Kompo nenten im Körper des Patienten wird dessen Lebensqualität ge steigert und gleichzeitig ist die Infektionsgefahr minimiert, wenn nicht sogar im wesentlichen ausgeschlossen. Das bei dem erfindungsgemäßen Unterstützungssystem angewandte Zweikammer prinzip bewirkt darüber hinaus nicht nur eine Pump- sondern auch eine Saugwirkung und unterstützt damit auch zusätzlich die rechte Herzkammer. Somit wird das ganze Herz entlastet und dadurch dessen Regeneration deutlich beschleunigt. Durch das Vorsehen von zwei Kammern wird ein Volumenausgleichsbe hälter nicht mehr benötigt.

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

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

Fig. 2a und 2b eine schematisierte Darstellung des Pumpprin zips bei zwei Kammern mit drei Ventilen, und in

Fig. 2c schematisch eine vergrößerte Darstellung eines Segelventils;

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

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

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

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

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

Fig. 8 in perspektivischer Darstellung eine montierte Kom primiereinrichtung;

Fig. 9 eine schematische Darstellung einer implantierbaren Kühleinrichtung zum Kühlen einer Antriebs-/Getrie beeinheit;

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

Fig. 11 eine schematisierte Darstellung einer im Thorax eines menschlichen Körpers implantierten als Blutpum pe dienenden Einrichtung zur Unterstützung des ge samten Herzens.

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

Zwischen den beiden Gehäusehälften 1 und 1' sind zwei über einander angeordnete, als Druckschläuche 5 und 5' ausgebilde te Kammern dargestellt, welche über Y-förmige Adapter 3 und 3' miteinander verbunden sind. Ausführung und Anordnungsmög lichkeiten der schlauchförmigen Kammern 5, 5' werden anhand von Fig. 4 und 5 im einzelnen erläutert.

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

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

Durch abwechselndes Komprimieren eines der Druckschläuche 55' wird Fluid (Blut) vorwärts gepumpt, während gleichzeitig durch Freigeben des anderen Druckschlauches Fluid angesaugt wird. Hierbei wird die Druckplatte 8 gleichförmig oder be schleunigt zwischen Endlagen A und B hin- und herbewegt (siehe Fig. 3).

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

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

Wird nunmehr die Druckplatte 8 von der Endlage A in Richtung auf die Endlage B bewegt, klappt das Segelventil 6 in die in Fig. 2b wiedergegebene Lage zurück, das Ventil V2 schließt und das Ventil V1 öffnet. Das Fluid (Blut) in dem Schlauch 5' wird aus diesem herausgepreßt (siehe Pfeil P3 in Fig. 2b) und gleichzeitig wird Fluid in den Schlauch 5 angesaugt (siehe Pfeil P4 in Fig. 2b) und dieser dadurch gefüllt.

Ist am Einlauf bereits ein permanenter Druck vorhanden, wie etwa der Druck aus den Vorhöfen des Herzens, läuft die Befül lung der Schläuche schneller ab. Auch ist es zweckmäßig, die Druckschläuche 5 bzw. 5' mechanisch mit der Druckplatte 8 zu verbinden, da dadurch der Unterdruck und somit die Saugwir kung verstärkt werden können.

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

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

Als Komprimiermittel ist eine sehr dünne Druckplatte 8 vorge sehen, die über Achsstummel 8' (siehe Fig. 8) in Hebelarmen 49 (49') drehbar gelagert ist. Durch eine anhand von Fig. 8 be schriebene Getriebeeinheit werden die Hebelarme 49, 49' und über diese die Druckplatte 8 zwischen den Endlagen A und B hin- und herbewegt. Die Druckplatte 8 drückt dabei abwechselnd den Druckschlauch 5 bzw. 5' zusammen. Durch diese "schwimmende Lagerung" kann sich die Druckplatte 8 optimal an die Form des jeweils zusammengedrückten Druckschlauches 5 bzw. 5' anpassen.

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

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

Der maximale Durchmesser kann etwa das Zweifache des Durch messers D1 am Einlaß betragen, ohne die Strömung nennenswert zu beeinträchtigen. Durch diese Formgebung der Druckschläuche 5, 5' ist das Auftreten von sogenannten Totwassergebieten und damit eine Trombenbildung in den Kammern erheblich reduziert.

Der Durchmesser D1 an der Einlaßseite jedes Druckschlauches 5 bzw. 5' ist vorzugsweise etwas größer als der Durchmesser D2 an deren Auslaßseite. Hierbei sollte das Verhältnis von D1 zu D2 nicht zu groß gewählt werden, damit das einlaßseitig vor gesehene Organ, der rechte Herzventrikel, nicht durch einen zu starken Saugeffekt ein- bzw. zusammenklappt.

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

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

In Fig. 6 sind in perspektivischer Darstellung der Y-förmige Adapter 3, diesem zugeordnete Adapterteile und zwei Herzklap penprothesen 25, 25' gezeigt. Ein vom Herzen kommender Schlauch 26 (siehe Fig. 11) wird auf ein Adapterteil 22 ge schoben und dort beispielsweise mittels einer Klebeverbindung fixiert. Niedrige kreisförmige Ansätze bzw. Gewindegänge 22' am Außenumfang des Adapterteils 22 sind zum Erhöhen der Zug festigkeit sowie der Dichtigkeit der Verbindung vorgesehen.

In dem Y-förmigen Adapter 3 werden auf der Seite des Einlas ses ein Adapterteil 23 und am Ende dessen Äste Adapterteile 24 bzw. 24', wiederum beispielsweise durch eine Klebeverbin dung, fixiert. In die rohrförmigen Anschlußstutzen 10a und 10a' der Gehäusehälften 10 und 10' sind Aufnahmen für Adap terteile 29 bzw. 29' vorgesehen, in welchen wiederum Aufnah men für die Herzklappenprothesen 25 und 25' ausgebildet sind.

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

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

In Fig. 7 ist ein geteilter Y-förmiger Adapter 3' mit inte griertem Segelventil 6 dargestellt. Das lappenförmige Segel ventil 6 beginnt am Verzweigungspunkt des aus weitgehend gleich ausgeführten Halbschalen 3'a und 3'b gebildeten Y- förmigen Adapters 3' und reicht bis in dessen Auslaßbereich. Das Segelventil 6 ist aus sehr dünnem, flexiblem, organischem oder anorganischem Material hergestellt.

Nachdem die Halbschalen 3'a und 3'b zum Y-förmigen Adapter 3' zusammengesteckt sind, werden Adapterteile 24 und 24' in den Halbschalen 3'a, 3'b beispielsweise wiederum mittels einer Klebeverbindung fixiert. Ein montierter Y-förmiger Adapter 3' mit eingesetzten Adapterteilen 23 und 22 wird in die rohrför migen Anschlußstutzen 10b und 10'b des montierten Gehäuses 1 geschoben und abgedichtet.

Wenn die Pumpe am lebenden Herz angeschlossen wird, wird zu nächst ein Schlauch 27 (siehe Fig. 11) mit einem Ende am Her zen bzw. der Aorta fixiert. Das am anderen Ende des Schlauchs 27 befestigte Adapterteil 22 wird in den Adapter 23 gesteckt und mittels einer Überwurfmutter 21 gesichert. Durch die ringförmigen Ansätze bzw. Gewindegänge 22' am Außenumfang des Adapterteils 22 ist wiederum die Zugfestigkeit erhöht und die Dichtigkeit der Verbindung verbessert.

Zum Bewegen der Druckplatte 8 zwischen den Endlagen A, B (siehe Fig. 3) ist eine Antriebseinheit in Form eines Elektro motors 41 mit Getriebeeinheit vorgesehen. Eine vorteilhafte Ausführungsform einer Getriebeeinheit weist zwei Riemenschei ben mit unterschiedlich großen Durchmessern, von welchen in Fig. 8 nur die in dem Halteteil 46' gelagerte Riemenscheibe 48 mit dem größeren Durchmesser zu erkennen ist, und einen nicht dargestellten Zahnriemen auf. Da die mit der Abtriebswelle des Elektromotors fest verbundene Riemenscheibe einen kleine ren Durchmesser hat als die mit der Scheibe 44 verbundene Riemenschiebe, ist eine Untersetzung im Verhältnis der Durch messer der beiden Riemenscheiben erreicht. Durch den zwischen den beiden Riemenscheiben vorgesehenen Zahnriemen werden Schwingungen des Motors nicht auf die Getriebeeinheit und da mit auch nicht an die Pumpeinrichtung übertragen.

Die Rotation des Elektromotors 41 wird mittels der Getriebe einheit auf eine Scheibe 44 übertragen, die in dem Halteteil 46' gelagert ist und mit der Welle, mit der die Riemenscheibe 48 fest verbunden ist, ebenfalls fest verbunden ist. Auf ei nem von der Scheibe 44 vorstehenden Achsstummel 44' ist eine Verbindungsstange 42 gelagert. Die Rotation der Scheibe 44 wird mittels der Verbindungsstange 42 an einen Hebelarm 43 übertragen, dessen anderes Ende mit einer Welle 47 starr ver bunden ist. Mit derselben Welle 47 sind unter einem Winkel von vorzugsweise 90° bezüglich des Hebelarms 43 zwei vorzugs weise gleich lange Hebelarme 49 bzw. 49' starr verbunden.

Bei jeder Umdrehung der Scheibe 44 wird durch die starr mit der Welle 47 verbundenen Hebelarme 43 und 49, 49' die Druck platte 8 zwischen den Endlagen A, B bewegt.

Wie bereits ausgeführt, beträgt der Winkel zwischen dem He belarm 13 und den Hebelarmen 9 bzw. 9' vorzugsweise 90°. Wenn jedoch die Winkel zwischen dem Hebelarm 13 und den beiden He belarmen 9 bzw. 9' unterschiedlich sind, erfährt die Druck platte 8 eine "Walgbewegung", wodurch die schlauchförmigen Kammern unterschiedlich stark komprimiert werden. Die vorste hend skizzierte Ausführung kann beim Einsatz des Systems als Herzersatz von Vorteil sein, da durch diese Ausführung die linken und rechten Ventrikel unterschiedlich stark unter stützt werden.

In Fig. 9 ist eine Ausführungsform einer Kühleinrichtung 50 für den als Antriebseinheit vorgesehenen Elektromotor darge stellt. Das zu kühlende Element, im vorliegenden Fall die Mo tor-/Getriebeeinheit 41 ist mit eng nebeneinander angeordne ten Windungen eines endlosen Schlauchs 54 umwickelt, die vor zugsweise beispielsweise mittels einer Klebeverbindung fest mit der Einheit 41 verbunden sind. Es können auch Wicklungen in mehreren Lagen übereinander vorgesehen sein.

Der restliche Schlauch 54 wird an eine zur Kühlung vorgesehe ne Stelle geführt und dort beispielsweise in Form einer end losen Spirale 55 fixiert, indem beispielsweise die Windungen der Spirale 55 mit geeignetem Material vergossen sind.

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

Mit der Hilfe der Pumpe 51 wird das Kühlmittel in dem endlo sen Schlauch 54 umgewälzt. Um zu verhindern, daß Wärme be reits vor Erreichen der Spirale 55 abgegeben wird, ist der Schlauch 54 von der Motor/Getriebe-einheit 41 bis zur Spirale 55 mit einer entsprechenden Isolierung 56 ummantelt. Pumpe 51 und Rückschlagventil 52 können auch auf der kühlen Seite, d. h. im Zulauf zu dem zu kühlenden Element 41 in dem Kreis lauf untergebracht sein.

Bei Einsatz beispielsweise einer Axialpumpe, kann das Rück schlagventil entfallen. Gegebenenfalls kann auch die Druck platte 8 in der Weise genutzt werden, daß durch sie ein Ab schnitt des Schlauches 54 zusammengedrückt wird und dadurch das Kühlmittel weitergedrückt wird.

Da der Schlauch 54 in eng nebeneinander angeordneten Windun gen um die zu kühlende Motor-/Getriebeeinheit 41 gewickelt ist, nimmt das Kühlmittel über die Schlauchoberfläche Wärme von der warmen Einheit 41 auf und transportiert sie weiter. Der Wärmeübergang und die abgegebene Wärmemenge hängen u. a. von dem Wärmeübergangskoeffizienten des Schlauches 54 und demjenigen der Verbindung zwischen Schlauch und warmer Motor- /Getriebeeinheit 41, dem Durchmesser und der Wandstärke des Schlauches, der Anzahl der Windungen sowie der Strömungsge schwindigkeit des Kühlmittels ab. Die Pumpe 51 fördert das Kühlmittel wieder in die um die Einheit 41 gewickelten Win dungen.

Pumpe 51 und Rückschlagventil 52 können gegebenenfalls auch im Gehäuse einer Steuerelektronik 65 (siehe Fig. 11) unterge bracht sein. Ferner könnte eine Induktionsspule (62 in Fig. 10) in die Spirale 55 integriert sein, wodurch ein kom paktes flaches Bauteil geschaffen ist, das einerseits zur Energieübertragung und andererseits zur Wärmeübertragung dient.

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

Anhand von Fig. 10 wird eine implatierbare Energieversorgungs einheit 60 beschrieben, welche den Elektromotor 41 mit Ener gie versorgt und über die gleichzeitig Daten übertragen wer den können.

Die Energieversorgungseinheit 60 weist ein kleines gekapsel tes Energiereservoir 64 mit Steuerelektronik auf, das über Leitungen mit der Motor-/Getriebeeinheit 41 verbunden ist. Zum Aufladen des kleinen Energiereservoirs 64 ist dieses über einen Laderegler 65 mit einer im Patientenkörper implantier baren Induktionsspule 62 verbunden. Vorzugsweise ist die In duktionsspule 62 im Fettgewebe dicht unter der Haut 71 pla ziert. Eine zweite Induktionsspule 61, die an ein größeres Energiereservoir 66 angeschlossen ist, ist extrakorporal vor gesehen.

Zum Übertragen von Energie von dem extrakorporal mitgeführten Energiereservoir 68 an das kleinere Energiereservoir 64 wird die Induktionsspule 61 genau gegenüber der unter der Haut 71 implantierten Induktionsspule 61 positioniert. An die Induk tionsspule 61 wird eine Wechselspannung U₆₁ angelegt. Da die Induktionsspulen 61, 62 unterschiedliche Windungszahlen ha ben, wird in der implantierten Spule 62 eine Spannung U₆₂ induziert. Die induzierte Spannung U₆₂ wird an den Laderegler 65 angelegt, der das Laden des implantierten kleinen Energie reservoirs 64 regelt. Mit dem kleinen Energiereservoir 64 steht somit ein Energiepuffer zur Verfügung, so daß für eine bestimmte Zeitspanne die Energieversorgung für den Betrieb der Pumpeinrichtung gewährleistet ist. Dadurch ist auch ein kurzfristiges Abkoppeln der extrakorporalen Energieversorgung möglich.

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

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

In Fig. 12 sind stark vereinfacht und schematisiert eine im plantierbare Blutpumpe 73, ein Energiereservoir 64 mit Steue relektronik sowie eine Energieaustauscheinrichtung 75 zur Stromversorgung und zur Wärmeableitung dargestellt.

In dem dargestellten Beispiel wird der linke Ventrikel eines natürlichen Herzens entlastet. Die Blutpumpe 73, in welcher beispielsweise die künstlichen schlauchförmigen Kammern 5 und 5' sowie die elektromechanische Antriebseinheit 41 integriert sind, wird unter dem untersten Rippenbogen in der Bauchhöhle des Patienten implantiert. Eingangsseitig ist beispielsweise der Y-förmige Adapter 3 gemäß Fig. 6 und ausgangsseitig der Y- Adapter 3' gemäß Fig. 7 an der Blutpumpe 73 angebracht.

Mittels des Schlauchs 26 ist die Pumpe 73 saug- und einlaß seitig an die Herzspitze und mittels des Schlauchs 27 druck- bzw. auslaßseitig an die Aorta angeschlossen. Kabel und/oder Leitungen, durch welche die Pumpe 73 mit der Steuerelektrode und mit dem Energiereservoir 74 sowie mit der Energieaustau scheinrichtung 75 verbunden ist, sollten vorzugsweise in ei nem in Fig. 11 nicht dargestellten Schlauch zusammengefaßt und isoliert sein, um auf diese Weise eine unerwünschte Wärmeab gabe zu vermeiden und auszuschließen.

Die Energieaustauscheinrichtung 75 sollte im Bauchbereich vorzugsweise im Fettgewebe unmittelbar unter der Haut implan tiert sein. Ein größeres Energiereservoir 76 mit Indukti onsspule 77 wird an einem Gürtel 78 außerhalb des Körpers mitgeführt. Hierbei sollte, um eine optimale Energieübertra gung zu der im Körper implantierten Energieaustauscheinrich tung 75 sicherzustellen, die Induktionsspule 77 unmittelbar über der Energieaustauscheinrichtung 75 plaziert werden.

Eine weitere Einsatzmöglichkeit der implantierbaren Pumpein richtung besteht darin, durch die implantierte Pumpeinrich tung das natürliche Herz zu ersetzen. Nach Entfernen des na türlichen Herzens ist die Pumpeinrichtung 73 an dessen Stelle im Thorax zu implantieren. In diesem Fall werden die Y-förmi gen Adapter im Zu- bzw. Ablauf nicht benötigt.

Der Schlauch 26 ist an den rechten Vorhof (d. h. an der Saug seite) und der Schlauch 27 ist an die Lungenaorta (d. h. auf der Druckseite) anzuschließen. Ferner ist ein Schlauch 26' an den linken Vorhof (der Saugseite) und ein weiterer Schlauch 27' an die Aorta (der Druckseite) zuschließen. Durch einen mit der Druckplatte 8 gezielt erzeugten, unterschiedlichen Hub, was beispielsweise mittels unterschiedlich langer Hebel armen 9 bzw. 9' erreicht werden könnte, würde ein differen ziertes Pumpvolumen realisiert. Wenn durch die implantierte Pumpeinrichtung das gesamt Herz ersetzt werden soll, können auch Druckschläuche 5 bzw. 5' mit unterschiedlichem Volumen eingesetzt werden.

Bezugszeichenliste

1

Gehäuse

10

,

10

' Gehäusehälften
10a, 10b, 10'a, 10'b rohrförmige Anschlußstutzen

2

,

2

' Adapterteile

3

,

3

' Y-förmige Adapter
3'a, 3'b Halbschalen von

3

'

4

Komprimiereinrichtung

5

,

5

' Druckschläuche

6

Segelventil

8

Druckplatte

8

' Achsstummel

21

Überwurfmutter

22

Adapter

22

' dünne Ansätze an

22

23

,

24

,

24

' Adapterteile

25

,

25

' Herzklappenprothesen

26

,

27

Schlauch

29

,

29

' Adapterteile

41

Elektromotor

43

Hebelarm

44

Scheibe

44

' Achsstummel

46

,

46

' Halteteile

47

Welle

48

Riemenscheibe

49

,

49

' Hebelarme

50

Kühleinrichtung

51

Pumpe

52

Rückschlagventil

54

Schlauch

55

Spirale

56

Isolierung

60

Energieversorgungseinheit

61

,

62

Induktionsspulen

64

kleines Energiereservoir

65

Laderegeleinrichtung

66

extrakorporales Energiereservoir

73

implantierbare Blutpumpe

74

Energiereservoir

75

Energieaustauscheinrichtung

76

Energiereservoir

77

Induktionsspule

78

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

Durchmesser
α Krümmungswinkel

Claims

1. Implantierbares System zum Unterstützen des linken Herz ventrikels gekennzeichnet durch
eine über Adapterelemente (2, 2') an den Ventrikel anschließ bare Pumpeinrichtung mit
zwei komprimierbaren Kammern (5, 5') und einer Komprimiereinrichtung (4), um gleichzeitig abwech selnd die komprimierbaren Kammern (5, 5') zu füllen bzw. zu leeren, mit einer dieser zugeordneten Antriebs-/Ge triebeeinheit (41),
eine Kühleinrichtung (50) zum Kühlen der Antriebs-/Getriebe einheit (41), und
eine Energieversorgungseinheit (60) für die Antriebs-/Ge triebeeinheit (41) und die Kühleinrichtung (50).

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

3. System nach den Ansprüchen 1 und 2, dadurch gekennzeich net, daß die als Druckschläuche (5, 5') ausgeführten, kompri mierbaren Kammern exakt oder leicht versetzt übereinander an geordnet sind.

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

15. System nach einem der Ansprüche 13 oder 14, dadurch ge kennzeichnet, daß der Abschnitt des Schlauchs von dem zu küh lenden Element (41) bis in den spiralförmig gewickelten Be reich unter der Haut mit Isoliermaterial (56) ummantelt ist.

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

17. System nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, daß ein extrakorporal vorgesehenes größeres Energiereservoir (66) mit einer extrakorporal vorgesehenen Induktionsspule (61) verbun den ist, welche zur Energieübertragung genau über der unter der Haut (71) implantierten Induktionsspule (62) zu positio nieren ist, die mit dem implantierten kleinen Energiereser voir (64) verbunden ist.