DE102018007343A1

DE102018007343A1 - Pulsatile doppelkammerige Blutpumpe für die Implantation im Perikardium

Info

Publication number: DE102018007343A1
Application number: DE102018007343.3A
Authority: DE
Inventors: Anmelder Gleich
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 2018-09-12
Filing date: 2018-09-12
Publication date: 2020-03-12

Abstract

Die Erfindung betrifft eine pulsatilen doppelkammerigen Blutpumpe für die Implantation im Perikardium. Zwischen der Blutkammer 1 und der Blutkammer 2 befindet sich eine Druckplatte 3, die von der elastischen Membran 4 gehalten und geführt wird. Diese Membran 4 dichtet auch die Blutkammer 1 gegen die Blutkammer 2 ab. Angetrieben wird die Druckplatte 3 durch einen hydraulischen Druckpuls, der alternierend auf den Stempel 5 und auf den Stempel 6 wirkt. Dabei wird der Stempel 5 gegenüber der Blutkammer 1 mit der Membran 7 abgedichtet und der Stempel 6 gegenüber der Blutkammer 2 mit der Membran 8. Der alternierende hydraulische Druckpuls wird durch die Leitung 9 zur Druckkammer 10 und durch die Leitung 11 zur Druckkammer 12 geleitet. Die Fläche der Druckplatte 3 ist dabei wesentlich größer als die des Stempels 5 und die des Stempels 6. Damit wird erreicht, dass das für die Bewegung erforderliche hydraulische Antriebsvolumen sehr klein ist gegenüber dem Blutvolumen - dem Schlagvolumen. Dieses kleine hydraulische Antriebsvolumen ermöglicht hydraulische Leitungen mit kleinem Durchmesser, die sich leicht im Körper implantieren lassen. Für eine gerichtete Strömung des Blutes sind Klappen vorgesehen. Die Einlassklappe 13 ist im Einlassstutzen 14 der Blutkammer 1 und die Einlassklappe 15 im Einlassstutzen 16 der Blutkammer 2 enthalten. Die Einlassstutzen sind mit den Auswölbungen 17 und 18 versehen, um ein leichteres Schließen der Klappensegel zu erreichen. Die Auslassklappe 19 sitzt in der Blutkammer 1 und die Auslassklappe 20 sitzt in der Blutkammer 2.

Description

Beschreibung des Standes der Technik
Herzkreislauferkrankungen spielen eine große Rolle in einer modernen westlichen Industriegesellschaft. Für viele Erkrankungen wie Klappenstenosen oder Verengungen der Koronargefäße sind erfolgreiche Therapien entwickelt worden. Bei der Herzinsuffizienz dagegen nur mit begrenztem Erfolg. So sterben über 40 000 Menschen pro Jahr in Deutschland an Herzinsuffizienz (1). Es herrscht eine medikamentöse Therapie vor. Die an sich erfolgreiche chirurgische Therapie durch Herztransplantation ist durch den Mangel an Spenderorganen stark begrenzt. Grundsätzlich möglich und auch schon vielfach klinisch angewendet ist aber die Therapie durch die Implantation von Blutpumpen, also von mechanischen Herzunterstützungssystemen (1). Allerdings ist die Zahl der Implantationen mit etwa 1000 pro Jahr sehr viel kleiner als die Zahl der Patienten mit Herzinsuffizienz. Dies liegt an einer hohen Zahl von Komplikationen, die Herzunterstützungssysteme bei den Patienten verursachen. Nach einem Jahr nach der Implantation haben 70 Prozent der Patienten schwerwiegende Komplikationen (2). Diese Komplikationen sind Infektionen, Schlaganfälle und Blutungen. Einigkeit besteht darin, dass das Material, aus dem die Herzunterstützungssysteme gefertigt sind, dem natürlichem Gewebe, den Endothel, weit unterlegen ist. Aber es spielt noch ein anderer Effekt eine Rolle: die unphysiologische Blutströmung in den Herzunterstützungssystemen. Die heute eingesetzten Herzunterstützungssysteme sind fast ausschließlich Rotationsblutpumpen, die eine Blutschädigung verursachen. Ursache dieser Blutschädigungen sind die hohen Schubspannungen, die konstruktionsbedingt in den Rotationsblutpumpen herrschen. Der erforderliche arterielle Druck von 80 bis 100 mmHg erfordert eine Blutgeschwindigkeit von 5 bis 7 m/s. Das ist bei weitem zu hoch. Die höchste Blutgeschwindigkeit im menschlichen Körper beträgt dagegen etwa 1 m/s in Ruhe und höchstens 3 m/s bei körperlicher Anstrengung. Tritt eine höhere Blutgeschwindigkeit dauerhaft auf, so wird das Blut geschädigt. Diese Grenze von etwa 3 m/s kann man aus einer Krankheit ableiten, die man bei Patienten mit einer starken Stenose im Bereich der Aorta beobachtet. Diese Patienten leiden an der erworbenen von Willebrand Krankheit. Darunter versteht man eine erhöhte Blutungsneigung durch eine verringerte Gerinnungsfähigkeit des Blutes, die durch die Zerstörung der langkettigen Proteine des von Willebrand Faktors entstehen (3). Bei einer solchen Aortenstenose beobachtet man den Beginn der Zerstörung des von Willebrand Faktors bei Druckdifferenzen über 30 mmHg, was einer Blutgeschwindigkeit im Strahl von etwa 3 m/s entspricht. Es können aber auch Druckdifferenzen von über 100 mmHg auftreten. Bei einer Blutgeschwindigkeit von über 5 m/s, treten auch bei Patienten mit einer Rotationsblutpumpe Störungen des Gerinnungssystems auf (4).
Eine belastungsarme Förderung kann erreicht werden, wenn das Blut mit physiologischer Geschwindigkeit die Pumpe durchströmt. Dies ist nur möglich mit einem anderen Typ von Blutpumpen, den Verdrängerblutpumpen. Bei diesen Pumpen wird ein Druck auf eine Blutkammer durch eine Kraft oder einen Druck übertragen. Wie bei einer Kolbenpumpe kann damit eine beliebig kleine Blutgeschwindigkeit erzeugt werden. Also auch eine solche, wie im gesunden arteriellen Kreislauf auftritt, also bei 1 bis 2 m/s. Wie eine Kolbenpumpe oder auch wie das natürliche Herz besitzt eine Verdrängerblutpumpe Ventile, die den Einstrom und Ausstrom des Blutes bestimmen und so für eine gerichtete Förderung sorgen.
Die Entwicklung von Herzunterstützungssystemen hatte an sich mit solchen Verdrängerblutpumpen begonnen: Bekannt geworden sind hier vor allem die Typen Heartmate I und Novacor, die um das Jahr 2000 vielfach klinisch eingesetzt wurden. Es konnte gezeigt werden, dass die Therapie mit Herzunterstützungssystemen den medikamentösen Therapien überlegen ist. Ein Nachteil dieser beiden Verdrängerblutpumpen ist jedoch ihre Größe und die Notwendigkeit des Volumenausgleichs. Bei jedem Puls muss das Schlagvolumen - das Volumen des Blutes, das die Pumpe in den Kreislauf pumpt - ausgeglichen werden. Dies geschah bei Heartmate I und Novacor durch einen Luftschlauch, der aus dem Körper nach außen führte. Das war ein großer Nachteil. Eine Entwicklung, die ohne Volumenausgleich auskommt, ist eine doppelwirkende Blutpumpe mit alternierend angetriebenen - Blutkammern. Dies wird in einer Schrift IMPLANTABLE VENTRICULAR ASSIST DEVICE, US 6,264,601 B1 von 2001 beschrieben. Hier und auch in einer Reihe von Folgeschriften - US 2004/0116769 A1 , 2004, US 2006/0287568 A1, 2006 und US 2008/0045777A1, 2008, wird eine Blutpumpe beschrieben, die wie das Novacorsystem durch Elektromagnete angetrieben wird. Dieser Antrieb ist ein integraler Bestandteil der beschriebenen Blutpumpen. Diese Blutpumpen benötigen zwar keine Ausgleichskammer oder einen entsprechenden Schlauch nach außen, aber durch die Integration der Elektromagnete sind ihre Bauvolumen zu groß für eine Implantation im Perikard. Die Implantation im Perikard ist aber durch die kleine Baugröße der Rotationspumpen zum einem Ziel geworden.
In der Folgezeit nach dem Jahr 2000 wurden die Verdrängerblutpumpen Heartmate I und Novacor durch Rotationsblutpumpen ersetzt. Diese zeichnen sich durch eine viel geringere Baugröße aus und sind bedeutend leichter zu implantieren. Insbesondere hat sich die Implantation innerhalb des Perikards bewährt. Dort kann der Zugang zum Kreislaufsystem besonders einfach durch einen Anschluss an die Herzspitze erfolgen (5). Dadurch wird erreicht, dass der Chirurg nur eine Körperhöhle, den Thorax, zu öffnen braucht. Bei der Implantation von Heartmate I und Novacor im mussten es zwei Körperhöhlen sein - Thorax und Bauchraum.
In allen diesen Veröffentlichungen wird zwar auf die Notwendigkeit der belastungsarmen Förderung von Blut hingewiesen, jedoch enthält keine Schrift eine Lehre, wie eine solche Pumpe auszulegen ist, ist. Insbesondere fehlt eine Lehre, die es dem Konstrukteur ermöglicht, eine belastungsarme und gut implantierbare Pumpe zu konstruieren.
Problemstellung, Aufgabenstellung
Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, eine leicht implantierbare Herzunterstützungspumpe zu gestalten, bei der das Blut durch mechanische Kräfte nicht so belastet wird, dass das Gerinnungssystem ungünstig beeinflusst wird. Die bisher bekannt gewordenen Lösungen können diese Aufgabe nicht lösen. Die Herzunterstützungspumpe soll weiterhin im Perikard implantierbar sein. Das erfordert eine geringe Baugröße.
Beschreibung der Erfindung
Erfindungsgemäß wird die Konstruktion einer belastungsarmen Herzunterstützungspumpe für die Blutförderung dadurch gelöst, dass in ihr die Blutgeschwindigkeiten nicht über physiologische Blutgeschwindigkeiten hinausgehen. Dies soll durch eine schnelllaufende doppelkammerige Verdrängerblutpumpe erreicht werden.
Im Folgenden sollen die Erfindung und ihre Vorzüge an Hand von Zeichnungen näher erläutert werden.

1 zeigt die schematische Darstellung einer pulsatilen doppelkammerigen Blutpumpe für die Implantation im Perikardium. Zwischen der Blutkammer 1 und der Blutkammer 2 befindet sich eine Druckplatte 3, die von der elastischen Membran 4 gehalten und geführt wird. Diese Membran 4 dichtet auch die Blutkammer 1 gegen die Blutkammer 2 ab. Angetrieben wird die Druckplatte 3 durch einen hydraulischen Druckpuls, der alternierend auf den Stempel 5 und auf den Stempel 6 wirkt. Dabei wird der Stempel 5 gegenüber der Blutkammer 1 mit der Membran 7 abgedichtet und der Stempel 6 gegenüber der Blutkammer 2 mit der Membran 8. Der alternierende hydraulische Druckpuls wird durch die Leitung 9 zur Druckkammer 10 und durch die Leitung 11 zur Druckkammer 12 geleitet. Die Fläche der Druckplatte 3 ist dabei wesentlich größer als die des Stempels 5 und die des Stempels 6. Damit wird erreicht, dass das für die Bewegung erforderliche hydraulische Antriebsvolumen sehr klein ist gegenüber dem Blutvolumen - dem Schlagvolumen. Dieses kleine hydraulische Antriebsvolumen ermöglicht hydraulische Leitungen mit kleinem Durchmesser, die sich leicht im Körper implantieren lassen. Für eine gerichtete Strömung des Blutes sind Klappen vorgesehen. Die Einlassklappe 13 ist im Einlassstutzen 14 der Blutkammer 1 und die Einlassklappe 15 im Einlassstutzen 16 der Blutkammer 2 enthalten. Die Einlassstutzen sind mit den Auswölbungen 17 und 18 versehen, um ein leichteres Schließen der Klappensegel zu erreichen. Die Auslassklappe 19 sitzt in der Blutkammer 1 und die Auslassklappe 20 sitzt in der Blutkammer 2. Das kleine hydraulische Antriebsvolumen ermöglicht den Anrieb durch eine Mikrozahnradpumpe oder Zahnringpumpe. Sie kann entweder kontinuierlich laufen und der Puls wird dann über ein Umsteuerventil erreicht, oder aber die Mikrozahnradpumpe selbst wird periodisch in ihrer Drehrichtung umgesteuert. Die Frequenz des hydraulischen Druckpulses wird so gewählt, dass er ein Vielfaches des natürlichen Herzschlags beträgt. Dadurch wird ein kleines Schlagvolumen erreicht und damit ein für die Implantation im Perikardium erforderliches kleines Bauvolumen.
In 2 zeigt eine Aufsicht der Blutpumpe. Die Auslassklappe 19 und die Auslassklappe 20 - in der Figur nicht sichtbar - sind in den Auslassstutzen 21 und 22 untergebracht. Die Einlassstutzen 14 und 15 sowie die Auslassstutzen 21 und 22 haben jeweils einen halbkreisförmigen Querschnitt damit sie zusammen einen kreisförmigen Querschnitt für den Anschluss an das Kreislaufsystem bilden.
3 zeigt die schematische Darstellung einer Einsegelklappe in geöffnetem Zustand. Die Einsegelklappe wird aus einer Bodenfläche 23, einem Halbzylinder 24 und einem flexiblen Einsegel 13 gebildet. Ein derartiges flexibles Einsegel kann in bekannter Weise wie die Segel von Bioprothesenklappen aus biologischem Material hergestellt werden. Der Halbzylinder 24 bildet mit der Bodenplatte 23 eine feste Einheit. Dies ist in 2 mit den Positionen 14 und 15 dargestellt. Durch einen schrägen Schnitt des Halbzylinders 24 durch eine Ebene entsteht eine Kante 25, an der die flexiblen Einsegel befestigt sind. In der geöffneten Stellung ist ihre Form eine Fortsetzung des Halbzylinders. Die Strömung erfolgt dann in Richtung des Pfeiles 26. Der virtuelle Punkt 27 hat dann einen Abstand eines halben Durchmessers des Halbzylinders 24 von der Bodenplatte 23.
4 zeigt die schematische Darstellung einer Einsegelklappe in geschlossenem Zustand. Der virtuelle Punkt 27 hat dann einen Abstand Null von der Bodenplatte 23. Die Kante des Einsegels 15 liegt jetzt auf der Bodenplatte 23 auf, die Klappe dichtet gegen die Strömungsrichtung des Pfeils 28 ab. Alle übrigen Bezeichnungen entsprechen denen in der 3.

ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
Zitierte Patentliteratur

US 6264601 B1 [0002]
US 2004/0116769 A1 [0002]

Claims

Pulsatile Blutpumpe zur Herzunterstützung für die Implantation im Perikardium, gekennzeichnet durch zwei gegenüberliegende Blutkammern 1 und 2 mit einer gemeinsamen beweglichen und mit Membranen 4 gehaltenen und als Trennwand wirkende Druckplatte 3, die von jeweils einer wiederum durch Membranen 7 und 8 abgetrennten Antriebskammer 10 und 12 über einen hydraulischen Druckpuls angetrieben wird.
Blutpumpe nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Fläche der Druckplatte 3 ein Vielfaches der Fläche der Stempels 5 und 6 beträgt.
Blutpumpe nach einem der vorangestellten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Frequenz der hydraulischen Druckpulse ein Vielfaches der natürlichen Herzfrequenz ist.
Blutpumpe nach einem der vorangestellten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Einlaufstutzen 14 und 16 im Winkel zu den Blutkammern 1 und 2 geneigt und so gestaltet ist, dass er die Implantation in der Herzspitze ermöglicht.
Blutpumpe nach einem der vorangestellten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Einlaufstutzen 14 und 16 und die Auslassstutzen 21 und 22 jeder Einzelkammer einen halbkreisförmigen Querschnitt haben und so zusammengeführt werden, dass sie jeweils einen runden Querschnitt bilden, sowohl für den Einlassstutzen für den Einsatz im Perikard - 2 - wie auch für den Auslassstutzen für den Anschluss an eine Gefäßprothese.
Blutpumpe nach einem der vorangestellten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Klappen als Einsegelklappen gestaltet sind, wobei die Einsegel 13 und 15 als flexible Membranen in der Gestalt eines Halbzylinders gestaltet sind.
Blutpumpe nach einem der vorangestellten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Einsegel 13 und 15 als flexible Membranen an Kante 25 eines festen Halbzylinders 24 befestigt sind, wobei die Kante durch den Schnitt einer Ebene mit dem Halbzylinder 24 definiert ist.
Blutpumpe nach einem der vorangestellten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Einsegel 13 und 15 aus einem denaturiertem biologischen Material gefertigt sind, wie es für bioprothetische Herzklappen verwendet wird.
Blutpumpe nach einem der vorangestellten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Einsegel der Auslassklappen gleichartig denen des Einlassstutzens gestaltet sind.
Blutpumpe nach einem der vorangestellten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der gesamte Innenraum mit einem denaturiertem biologischen Material ausgekleidet ist.
Blutpumpe nach einem der vorangestellten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass jede Kammer eine Einlassklappe 13 und 15 und eine Auslassklappe 19 und 20 enthält.
Blutpumpe nach einem der vorangestellten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Antrieb durch eine Mikrozahnradpumpe in Verbindung mit einem Umschaltventil erfolgt.
Blutpumpe nach einem der vorangestellten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Antrieb durch eine Mikrozahnradpumpe erfolgt, die für jeden Puls in ihrer Drehrichtung umgesteuert wird.