DE102010018233A1

DE102010018233A1 - Herzunterstützungsvorrichtung

Info

Publication number: DE102010018233A1
Application number: DE102010018233A
Authority: DE
Inventors: Dipl.-Ing. Vodermayer Bernhard; Dr. Schmid Thomas; Heinrich Gmeiner; Alexandra Wimmer
Original assignee: Deutsches Zentrum fuer Luft und Raumfahrt eV
Current assignee: Deutsches Zentrum fuer Luft und Raumfahrt eV
Priority date: 2010-04-23
Filing date: 2010-04-23
Publication date: 2011-10-27
Also published as: WO2011131766A1; US20130218268A1; US9295767B2

Abstract

Die Erfindung betrifft eine Herzunterstützungsvorrichtung zur pulsatilen Förderung von Blut. Es ist eine erste und eine zweite Pumpkammer 14, 16 sowie eine Pumpe 18 vorgesehen. Beide Pumpkammern 14, 16 weisen jeweils eine Fluidkammer 14a, 16a und eine blutführende Kammer 14b, 16b auf. Jede Fluidkammer 14a, 16a ist durch die Pumpe 18 mit einem Fluid 20 derart befüllbar oder entleerbar, dass eine Expansion oder Kontraktion der Fluidkammer 14a, 16a erfolgt. Bei der Expansion der Fluidkammer 14a einer Pumpkammer 14 erfolgt eine Kompression der blutführenden Kammer 14b derselben Blutkammer 14. Erfindungsgemäß ist die Pumpe 18 als Rollenzellenpumpe oder Flügelzellenpumpe ausgebildet.

Description

Die Erfindung betrifft eine Herzunterstützungsvorrichtung zur pulsatilen Förderung von Blut.
Mechanische Kreislaufunterstützungssysteme (VAD: Ventricular Assist Device) werden seit etwa 15 Jahren klinisch eingesetzt und stellen bei manifestierter Herzinsuffizienz die letzte Option für einen Lebenserhalt dar. Herzunterstützungssysteme übernehmen einen Teil der Pumparbeit und stabilisieren dadurch den Kreislauf, bis ein Spenderorgan zur Verfügung steht. Neuere Untersuchungen haben gezeigt, dass sich unter dieser Therapie die Herzfunktion soweit bessern kann, dass eine Explantation des Systems ohne anschließende Herztransplantation möglich ist.
Künstliche Herzpumpen können an verschiedene Anforderungen angepasst werden und stehen ohne Wartefrist zur Verfügung. Hier existieren hinsichtlich der eingesetzten Technik sowie der Verträglichkeit Einschränkungen. Beispielsweise kann das Blut durch die Pumparbeit beschädigt werden. Die Versorgung der momentan ausschließlich elektrisch betriebenen Systeme, etwa mit Kabeln durch die Bauchdecke, birgt ein hohes Infektionsrisiko für den Patienten.
Niedrige Wirkungsgrade bedingen einen hohen Energieverbrauch und erwärmen das umliegende Gewebe. Die assistierte Zirkulation muss oft über Monate oder Jahre aufrecht erhalten werden. Ferner sind die Systeme starken mechanischen Belastungen unterworfen. Da ein rascher Wechsel der Blutpumpen nicht möglich ist, müssen sie eine hohe Standfestigkeit und Betriebssicherheit aufweisen.
Bei bekannten Antrieben für Herzunterstützungsvorrichtungen kann teilweise aufgrund der Baugröße keine Implantierbarkeit erreicht werden. Ferner liegt ein hoher Verschleiß an mechanischen Teilen des Antriebs und somit eine Verkürzung der Einsatzdauer vor. Weiterhin können laute Antriebsgeräusche auftreten. Weitere bekannte Nachteile sind ein geringer Wirkungsgrad bzw. eine geringe Leistung, die sich in einem geringen Volumenstrom und einer unzureichenden Unterstützung äußert. Bekannte implantierbare Pumpen verfügen nur über eine Pumpkammer mit der nur ein, bevorzugt der linke, Ventrikel unterstützt werden kann. Weiterhin benötigen implantierbare Einkammerpumpen zusätzlich einen Ausgleich des geförderten Volumens. Dies wird momentan durch einen Volumenausgleichsbehälter (Vent) gelöst, welcher mitimplantiert werden muss und zusätzliche Komplikationen hervorruft.
Aufgabe der Erfindung ist es eine verbesserte Herzunterstützungsvorrichtung bereitzustellen, die insbesondere leichter implantierbar ist.
Die Lösung der Aufgabe erfolgt erfindungsgemäß durch die Merkmale der Ansprüche 1 und 13.
Eine Herzunterstützungsvorrichtung zur pulsatilen Förderung von Blut weist eine erste und eine zweite Pumpkammer sowie eine Pumpe auf. Beide Pumpkammern weisen jeweils eine Fluidkammer und eine blutführende Kammer auf, wobei jede Fluidkammer durch die Pumpe mit einem Fluid derart befüllbar oder entleerbar ist, dass eine Expansion oder Kontraktion der Fluidkammer erfolgt. Bei der Expansion der Fluidkammer einer Pumpkammer erfolgte eine Kompression der blutführenden Kammer derselben Pumpkammer. Erfindungsgemäß ist die Pumpe als Rollenzellenpumpe oder Flügelzellenpumpe ausgebildet.
In einer bevorzugten Ausgestaltung der Erfindung arbeitet die Pumpe im reversierenden Betrieb. Dies bietet den Vorteil, dass die notwendige Energie für den Körperkreislauf nur zu den relevanten Zeitpunkten zur Verfügung gestellt werden muss. Aus dem Stand der Technik sind vergleichbare hydraulische Antriebe bekannt, welche allerdings andere Pumpprinzipien verwenden und somit mehr und größere bewegte Teile aufweisen. Die Folge hierbei ist ein höheres Trägheitsmoment und ein geringerer Wirkungsgrad. Ein weiterer Vorteil, der sich aus der Verwendung einer Rollenzellenpumpe oder Flügelzellenpumpe im alternierenden Betrieb ergibt, ist, dass weniger Druckstöße entstehen und unnötige Reibungsverluste vermieden werden. Zum Zeitpunkt des Drehrichtungswechsels haben die Sperrkörper keine dichtende Wirkung mehr, so dass ein Druckausgleich stattfinden kann, welcher sich energetisch als günstig erweist.
Im Allgemeinen besitzt der erfindungsgemäße Antrieb wenig bewegte Teile und somit geringe Reibkomponenten. Durch die Verwendung einer geeigneten Hydraulikflüssigkeit können die Reibungsverluste darüber hinaus weiterhin gesenkt werden.
Die obengenannte Vermeidung von Druckstößen hat eine schonendere Beanspruchung aller Komponenten, welche mit dem hydraulischen Kreis verbunden sind, zur Folge. Somit werden in den betreffenden Komponenten, wie beispielsweise den Membranen weniger Spannungsspitzen und damit weniger Verschleiß erzeugt. Ein weiterer Vorteil ist, dass die Rollenzellenpumpe oder Flügelzellenpumpe die Eigenschaft besitzt, je nach Auslegung bei einem spezifischen Druck keinen weiteren Druck aufzubauen, wodurch eine inhärente Sicherheit gewährleistet ist. Die Pumpe verfügt somit über eine mechanische Druckbegrenzung, welche im Extremfall die Zerstörung des Implantats verhindert.
Es ist günstig das Antriebssystem aus der alternierenden Pumpe und dem Motor in das Implantat zu integrieren. Durch den hohen Gesamtwirkungsgrad kann die Pumpeneinheit im Vergleich zu anderen Antriebssystemen mit kleiner ausgelegt werden und benötigt deshalb weniger Volumen im Körper des Patienten.
Die erfindungsgemäße Herzunterstützungsvorrichtung ist somit kompakter, verschleißärmer und leiser als bekannte Antriebskonzepte und kann ferner länger betrieben werden. Es kann somit ein vollimplantierbares System bereitgestellt werden, welches das Risiko von Infektionen für den Patienten minimiert. Ferner kann eine besonders hohe Laufruhe erreicht werden. Die erfindungsgemäße Herzunterstützungsvorrichtung kann beispielsweise bei Zweikammersystemen, wie das DLR-LVAS bzw. bei Systemen mit einer Druckkammer und einem Ausgleichsbehälter betrieben werden.
In einer alternativen Ausführungsform ist es möglich, dass die Pumpe in eine Richtung betrieben wird, wobei die Herzunterstützungsvorrichtung Ventile zum Umleiten des Fluidstroms aufweist.
Alternativ hierzu kann die Herzunterstützungsfunktion zwei Rollen- oder Flügelzellenpumpen aufweisen, die jeweils mit einer Fluidkammer verbunden sind und abwechselnd in entgegengesetzter Richtung fördern. Hierbei ist die Menge des Fluids, das in die Fluidkammern gefördert wird, über die Drehzahl der Rollen- oder Flügelzellenpumpe regelbar.
Je nach Anordnung kann es günstig sein, zusätzlich eine externe Ausgleichskammer an das Hydrauliksystem der Pumpe anzuschließen. Dadurch wird ein zusätzlicher Sicherheitsfaktor geschaffen, da Druckspitzen, welche die Hydraulikpumpe nicht abfängt und die Struktur des Systems schädigen können, abgedämpft werden. Ein Anschluss kann dabei nahe der Hydraulikpumpe bzw. jeweils an den Hydraulikkammern erfolgen.
Besonders bevorzugt weist die Herzunterstützungsvorrichtung ein Gehäuse auf, wobei die beiden Pumpkammern und die Pumpe selbst in dem Gehäuse angeordnet sind und die Pumpe zwischen den Pumpen angeordnet ist. Hierdurch kann eine besonders flache Konstruktion erreicht werden. Die Pumpkammer kann eine flexible Blutkammer und eine Fluidkammer mit einem festen oder flexiblen Gehäuse aufweisen.
Alternativ können die beiden Pumpkammern in dem Gehäuse angeordnet sein, wobei die Pumpe außerhalb des Gehäuses angeordnet ist und über steife oder flexible Leitungen mit den Pumpkammern verbunden ist. Hierdurch kann eine flexible Anordnung erreicht werden.
In einer weiteren alternativen Ausführungsform weist jede Pumpkammer ein eigenes Gehäuse auf, wobei diese Gehäuse nicht miteinander verbunden sind und die Pumpkammern insbesondere ausschließlich über die Pumpe und steife oder flexible Leitungen zwischen der Pumpe und den Pumpkammern miteinander verbunden sind. Der Antrieb bildet somit eine flexible Verbindung zwischen den Komponenten.
In einer weiteren alternativen Ausführungsform weist jede Pumpkammer ein eigenes Gehäuse auf, wobei die beiden Gehäuse über ein Gelenk miteinander verbunden sind. Hierbei kann es sich beispielsweise um ein Kugelgelenk, ein Scharnier oder ein anderes geeignetes Gelenk handeln. Auch hierbei ist die Pumpe außerhalb des Gehäuses angeordnet und über steife oder flexible Leitungen mit den Pumpkammern verbunden.
In einer weiteren alternativen Ausführungsform sind die beiden Pumpkammern nicht direkt, sondern insbesondere ausschließlich über die Pumpe und steife oder flexible Leitungen zwischen der Pumpe und den Pumpkammern miteinander verbunden. Beide Pumpkammern sind hier von einer gemeinsamen flexiblen Membran umgeben, wobei die Pumpe innerhalb oder außerhalb dieser Membran angeordnet sein kann. Hierdurch ist eine flexible Anordnung der Pumpkammern möglich.
Bei sämtlichen beschriebenen Ausführungsformen können die Pumpkammern eine flexible Blutkammer und eine Fluidkammer mit einem festen oder flexiblen Gehäuse aufweisen.
Es ist besonders bevorzugt, dass die Pumpkammern nahtlos ausgebildet sind und eine Verstärkung in Form eines Versteifungselements aufweisen, das an einer oder mehreren mechanisch stark beanspruchten Stellen der Pumpkammern angebracht ist. Ferner ist es bevorzugt, die Pumpkammern strömungsoptimiert auszubilden. Durch die genannten Maßnahmen wird das Risiko von Ablagerungen minimiert. Ferner kann ein verbessertes Komprimieren erreicht werden, was eine minimale Scherbelastung des Blutes sicherstellt, da keine Knicke wie bei Systemen entstehen, die aus dem Stand der Technik bekannt sind. Die Blutkammer weist hierbei eine flexible Membran auf, wobei die Versteifung flexibel oder starr ausgebildet sein kann.
Besonders bevorzugt weist das Versteifungselement an der Außenseite Strömungsleitelemente zum Leiten der Strömung des Fluids auf.
Die Erfindung betrifft ferner ein Verfahren zum Betreiben einer Herzunterstützungsvorrichtung, die zwei Rollen- oder Flügelzellenpumpen aufweist, die jeweils mit einer Fluidkammer verbunden sind und abwechselnd in entgegengesetzter Richtung fördern. Bei einem Defekt einer der beiden Pumpen geht die verbleibende Pumpe in einen reversierenden Betrieb über und übernimmt somit die gesamte Pumpleistung. Hierdurch kann eine erhöhte Ausfallsicherheit erreicht werden.
Die Erfindung betrifft ferner die Verwendung einer Rollen- oder Flügelzellenpumpe als Antrieb für eine Herzunterstützungsvorrichtung mit zwei Blutkammern.
Im Folgenden werden bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung anhand von Figuren erläutert.
Es zeigen:
1–5 Schematische Ansichten verschiedener Möglichkeiten zur Anordnung der Pumpe bei der erfindungsgemäßen Herzunterstützungsvorrichtung
6 Eine schematische Ansicht einer Blutkammer mit einem integrierten Versteifungselement
7 Eine schematische Ansicht einer Rollenzellenpumpe
Gemäß 1 weist die Herzunterstützungsvorrichtung eine erste 14 und eine zweite 16 Pumpkammer sowie eine Pumpe 18 auf. Die Pumpe weist Verbindungen zur linken und rechten Pumpkammer auf und ist zwischen den Pumpkammern angebracht. Die gesamte Vorrichtung weist ein gemeinsames Gehäuse auf. Das heißt, dass beide Pumpkammern 14, 16 sowie die Pumpe 18 in diesem Gehäuse angeordnet sind.
Gemäß 2 ist es alternativ hierzu möglich, dass die beiden Pumpkammern 14, 16 in dem Gehäuse angeordnet sind und die Pumpe 18 außerhalb des Gehäuses angeordnet ist und über steife oder flexible Leitungen 22a, 22b mit den Pumpkammern 14, 16 verbunden ist. Der Antrieb kann somit flexibel zwischen den Pumpkammern 14, 16 angeordnet werden.
In der Ausführungsform gemäß 3 weist jede Pumpkammer 14, 16 ein eigenes Gehäuse auf, wobei diese Gehäuse nicht miteinander verbunden sind und die Pumpkammern 14, 16 ausschließlich über die Pumpe 18 und steife oder flexible Leitungen 22a, 22b zwischen der Pumpe 18 und den Pumpkammern 14, 16 miteinander verbunden sind.
In der Ausführungsform gemäß 4 weist ebenfalls jede Pumpkammer 14, 16 ein eigenes Gehäuse auf, wobei die beiden Gehäuse über ein Gelenk 24 miteinander verbunden sind. Auch hier ist die Pumpe 18 außerhalb des Gehäuses angeordnet und über Leitungen 22a, 22b mit den Pumpkammern 14, 16 verbunden.
Die Ausführungsform gemäß 5 weist eine gemeinsame flexible Membran 26 auf, die die beiden Pumpkammern 14, 16 umgibt. Die Pumpe 18 kann innerhalb oder außerhalb der Membran 26 angeordnet sein. Die Pumpe 18 ist mittels flexibler oder steifer Leitungen 22a, 22b mit den Pumpkammern 14, 16 verbunden.
6 zeigt eine schematische Ansicht einer nahtlosen strömungsoptimierten Pumpkammer, die ein Versteifungselement 28 an der am meisten beanspruchten Stelle aufweist. Dieses Versteifungselement 28 kann an der Außenseite nicht dargestellte Strömungsleitelemente zum Leiten der Strömung des Fluids aufweisen.
In den 1–5 ist ein biventrikuläres Herzunterstützungssystem dargestellt, das zwei Hauptkammern oder Blutkammern 14, 16 aufweist, welche vorzugsweise aus einem druckfesten Material gefertigt sind. Zu- und Ableitungen zur Blutförderung werden für die linke Herzhälfte am linken Ventrikel (Einlass der Pumpe) und an der Aorta (Auslass der Pumpe) angeschlossen. Die Anschlüsse für die rechte Herzhälfte erfolgen analog zur linken Herzhälfte am rechten Ventrikel und an der Pulmonalarterie. Bei der Herzunterstützung verbleibt das natürliche Herz im Körper, wobei das Unterstützungssystem einen Teil der Pumpleistung übernimmt und dadurch das natürliche Herz entlastet.
Die Blutkammern 14, 16 sind jeweils mittels einer Membran bzw. eines flexiblen Pumpsacks in eine blutführende Kammer 14b, 16b und eine Fluid- oder Hydraulikkammer 14a, 16a unterteilt. Wird in dieser Fluidkammer Druck aufgebaut, so wird gleichzeitig die druckbeaufschlagte Blutkammer komprimiert. Das Blutvolumen wird zugunsten des Hydraulikvolumens reduziert und das in der Blutkammer befindliche Volumen wird nach dem Öffnen der Klappen am Auslass in den Kreislauf entleert. Die Klappen sind an einem Zu- und einem Abfluss jeweils an den blutführenden Kammern derart angeordnet, dass ein unidirektionaler Blutfluss gewährleistet ist.
Durch die beschriebene Anordnung der Kammern 14, 16 und der Hydraulikpumpe 18 ist es möglich, bei der Kompression einer Blutkammer gleichzeitig die zweite Blutkammer zu befüllen. Durch die Inkompressibilität des Hydraulikfluids kann die Befüllung der zweiten Blutkammer auch unter Sog erfolgen, wodurch eine konstante Blutfördermenge gewährleistet wird. Ist die erste Blutkammer 14b ausgeworfen, so wird die Drehrichtung der Hydraulikpumpe 18 umgekehrt und die Entleerung der nun gefüllten zweiten Blutkammer 16b erfolgt während die erste blutführende Kammer 14b wieder befüllt wird.
Zur Förderung des Fluids kann eine Rollenzellenpumpe, wie sie in 7 dargestellt ist, zur Anwendung kommen. Diese Pumpe weist einen zylindrischen Rotor 32 auf, der entlang seines Umfangs eine Zahl von radialen Einfräsungen oder Ausnehmungen 34 in gleichmäßigem Abstand aufweist. Die Tiefe und die Form der Einfräsungen 34 sind derart gewählt, dass ein zylindrisch geformter Sperrkörper 36, welcher als Durchmesser höchstens die Breite der Einfräsung 34 aufweist, vollständig in diese Einfräsung 34 versinken kann, so dass die runde Oberfläche des Sperrkörpers 36 bündig mit dem Umfang des Rotors 32 abschließt. Bevorzugt sind die Sperrkörper 36 als Rollenzylinder ausgebildet. Alle Einfräsungen 34 sind jeweils mit einem Sperrkörper 36 versehen.
Der Rotor 32 ist in einer runden Pumpkammer 38 (Stator) untergebracht, wobei der Stator 38 und der Rotor 32 exzentrisch angeordnet sind. Der Stator 38 weist seitlich zwei Öffnungen 40, 42 auf, welche je nach Drehrichtung des Rotors 32 als Ein- oder Auslassöffnung für das Hydraulikfluid dienen.
Die Sperrkörper 36 sind im Rahmen der über die Rotorposition vorgegebenen Exzentrizität beweglich und werden durch die Fliehkräfte gegen die Wand des Stators 38 gedrückt. Die Exzentrizität und die Positionen der Ein- und Auslassöffnung 40, 42 sind so ausgelegt, dass zwei benachbarte Sperrkörper 36 im Bereich der maximalen Exzentrizität zwischen Einlass- und Auslassöffnung ein Teilvolumen dicht absperren. Durch die Rotation der Rotoranordnung erfolgt somit eine Volumenverschiebung von der Einlass zur Auslassöffnung.
Die Rollenzellenpumpe kann derart ausgelegt sein, dass die Richtung des Volumenstromes durch die Änderung der Drehrichtung umgekehrt werden kann. Die Achse des Rotors 32 bildet gleichzeitig die Welle eines nicht dargestellten kompakten Elektromotors, welcher für die Drehbewegung des Rotors 32 verantwortlich ist.
Es ist bevorzugt als Hydraulikfluid eine vom Blut des Patienten unterschiedliche Flüssigkeit, welche bio- oder sogar hämokompatibel ist, zu verwenden. Eine Biokompatibilität kann durch verschieden Silikonöle erreicht werden. Kommt beispielsweise eine Salzlösung zum Einsatz, kann sogar eine Hämokompatibilität erreicht werden.
Dadurch dass sich die gesamte Pumpeinheit im Hydraulikfluid befindet und ständig von diesem umspült wird, kann eine gute Wärmeabfuhr aus dem Elektromotor erfolgen. Darüber hinaus kann die im Hydraulikfluid gepufferte Wärme in den Pumpkammern 14, 16 an das Blut übertragen werden. Da dieser Prozess kontinuierlich vor sich geht, entsteht nicht die Gefahr einer Stauwärme, wodurch die Gefahr für den Patienten verringert werden kann. Durch die gleichmäßige Temperierung der Pumpe wird ihre Laufzeit erhöht.
Die Anordnung kann, wie bereits dargestellt, durch einen einzelnen Antrieb, welcher seine Drehrichtung ständig wechselt, betrieben werden. Alternativ kann eine zweite Hydraulikpumpe eingesetzt werden, wodurch für jede Pumprichtung eine eigene Hydraulikpumpe vorhanden ist. Ein für die Lagerung der Antriebswelle schädlicher Richtungswechsel wird dann ausgeschlossen da jede Hydraulikpumpe nur die Drehzahl und nicht die Drehrichtung ändert.
Bevorzugt erfolgt die Anordnung des Rollenzellenrotors (Pumpenlaufrad) zwischen zwei Lagern 44, 46, wobei ein elektrischer Antrieb, der bevorzugt als bürstenloser Elektromotor ausgestaltet ist, verwendet wird.
Alternativ zur Rollenzellentechnik kann als Pumpe auch eine Flügelzellenpumpe verwendet werden, wobei die Sperrkörper anstatt der zylindrischen Rollen als flache Platten ausgestaltet sind. Die grundsätzliche Funktion der Pumpe bleibt hierbei unverändert.

Claims

Herzunterstützungsvorrichtung zur pulsatilen Förderung von Blut (12), mit einer ersten (14) und einer zweiten (16) Pumpkammer und einer Pumpe (18), wobei beide Pumpkammern (14, 16) jeweils eine Fluidkammer (14a, 16a) und eine blutführende Kammer (14b, 16b) aufweisen und jede Fluidkammer (14a, 16a) durch die Pumpe (18) mit einem Fluid (20) derart befüllbar oder entleerbar ist, dass eine Expansion oder Kontraktion der Fluidkammer (14a, 16a) erfolgt, wobei bei der Expansion der Fluidkammer (14a) einer Pumpkammer (14) eine Kompression der blutführenden Kammer (14b) derselben Pumpkammer (14) erfolgt, dadurch gekennzeichnet, dass die Pumpe (18) als Rollenzellenpumpe oder Flügelzellenpumpe ausgebildet ist.
Herzunterstützungsvorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Pumpe (18) im reversierenden Betrieb arbeitet.
Herzunterstützungsvorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Pumpe (18) in eine Richtung betrieben wird, wobei die Herzunterstützungsvorrichtung (12) Ventile zum Umleiten des Fluidstroms aufweist.
Herzunterstützungsvorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Herzunterstützungsvorrichtung (12) zwei Rollen- oder Flügelzellenpumpen aufweist, die jeweils mit einer Fluidkammer (14a, 16a) verbunden sind und abwechselnd in entgegengesetzter Richtung fördern, wobei die Menge des Fluids (20), das in die Fluidkammern (14a, 16a) gefördert wird, über die Drehzahl der ersten und zweiten Rollen- oder Flügelzellenpumpe (18) regelbar ist.
Herzunterstützungsvorrichtung nach einem der Ansprüche 1–4, mit einem Gehäuse, wobei die beiden Pumpkammern (14, 16) und die Pumpe (18) in dem Gehäuse angeordnet sind und die Pumpe (18) zwischen den Pumpkammern (14, 16) angeordnet ist.
Herzunterstützungsvorrichtung nach einem der Ansprüche 1–4, mit einem Gehäuse, wobei die beiden Pumpkammern (14, 16) in dem Gehäuse angeordnet sind und die Pumpe (18) außerhalb des Gehäuses angeordnet ist und über steife oder flexible Leitungen (22a, 22b) mit den Pumpkammern (14, 16) verbunden ist.
Herzunterstützungsvorrichtung nach einem der Ansprüche 1–4, dadurch gekennzeichnet, dass jede Pumpkammer (14, 16) ein eigenes Gehäuse aufweist, wobei diese Gehäuse nicht miteinander verbunden sind und die Pumpkammern (14, 16) insbesondere ausschließlich über die Pumpe (18) und steife oder flexible Leitungen (22a, 22b) zwischen der Pumpe (18) und den Pumpkammern (14, 16) miteinander verbunden sind.
Herzunterstützungsvorrichtung nach einem der Ansprüche 1–4, dadurch gekennzeichnet, dass jede Pumpkammer (14, 16) ein eigenes Gehäuse aufweist und die beiden Gehäuse über ein Gelenk (24) miteinander verbunden sind, wobei die Pumpe außerhalb des Gehäuses angeordnet ist und über steife oder flexible Leitungen (22a, 22b) mit den Pumpkammern (14, 16) verbunden ist.
Herzunterstützungsvorrichtung nach einem der Ansprüche 1–4, dadurch gekennzeichnet, dass die beiden Pumpkammern (14, 16) nicht direkt, sondern insbesondere ausschließlich über die Pumpe (18) und steife oder flexible Leitungen (22a, 22b) zwischen der Pumpe (18) und den Pumpkammern (14, 16) miteinander verbunden sind, wobei beide Pumpkammern (14, 16) von einer gemeinsamen flexiblen Membran (26) umgeben sind und die Pumpe innerhalb oder außerhalb der Membran (26) angeordnet ist.
Herzunterstützungsvorrichtung nach einem der Ansprüche 1–9, dadurch gekennzeichnet, dass sie Pumpkammern (14, 16) nahtlos ausgebildet sind und eine Verstärkung in Form eines Versteifungselements (28) aufweisen, das an einer oder mehreren mechanisch stark beanspruchten Stellen der Pumpkammern (14, 16) angebracht ist.
Herzunterstützungsvorrichtung nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass das Versteifungselement (28) an der Außenseite Strömungsleitelemente zum Leiten der Strömung des Fluids aufweist.
Verfahren zum Betreiben einer Herzunterstützungsvorrichtung (12) nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass bei einem Defekt einer der beiden Pumpen (18) die verbleibende Pumpe in einen reversierenden Betrieb übergeht und die Gesamtpumpleistung übernimmt.
Verwendung einer Rollenzellenpumpe oder Flügelzellenpumpe als Antrieb für eine Herzunterstützungsvorrichtung (12) mit zwei Pumpkammern (14, 16).