DE19711935A1 - System zur aktiven Strömungsunterstützung von Körperflüssigkeiten - Google Patents

Description

Die vorliegende Erfindung liegt auf dem Gebiet der Medizintechnik und betrifft insbesondere solche Systeme, mit denen Invasiv-Mikrochirurgie medikamentöse Invasiv-Therapie Kreislaufunterstützung, Dilatation von Gefäßsystemen und dergleichen durchgeführt werden kann.

In den letzten Jahren hat die Therapie in flüssigkeitsführenden Organen, insbesondere in solchen des Kreislaufsystems, einen ungeheuren Aufschwung erlebt. Durch die Entwicklung von Kathetern und chirurgischen Invasiv-Instrumenten bietet sich die Möglichkeit, aufwendige und den Patienten belastende Operationen zu vermeiden bzw. schnell und effektiv akute Zustände wie plötzlichen Herzstillstand bei kardiogenem Schock zu behandeln. All diesen Methoden ist gemein, daß das verwendete mikrochirurgische Instrument über Körperflüssigkeit führende Wege an den "Einsatzort" vorgeschoben wird. Naturgemäß behindert es dort während seines Einsatzes massiv den Durchfluß der Körperflüssigkeit durch das entsprechende Gefäß, wenn es ihn nicht gar völlig unterbindet.

Beim Einsatz von Dilatationskathetern, auf die die vorliegende Erfindung unter anderem anwendbar ist, ist dieses Problem seit längerem bekannt und hat zu einer Reihe von Vorschlägen geführt. Den meisten dieser Vorschläge ist gemeinsam, daß innerhalb des Katheters eine Blutstromführung vorgesehen ist, die proximal einen Einlaß und distal einen Auslaß für durchströmendes Blut aufweist. Diese ermöglichen einen passiven, relativ geringen Blutstrom bei der Ballondilatation, der durch die an der Dilatationsstelle herrschende Druckdifferenz hervorgerufen wird (sog. Autoperfusions-Katheter). Obwohl der Zeitraum der Anwendung eines solchen Autoperfusionskatheters durch diese Maßnahme verlängert ist, bleibt er doch sehr begrenzt, weil durch die Verringerung der Blutzufuhr in die distal gelegenen Gewebe sehr schnell eine Unterversorgung mit irreversiblen Folgen eintreten kann.

Die deutsche Patentanmeldung 1 95 35 781.7 betrifft eine Vorrichtung zur aktiven Strömungsunterstützung, umfassend eine künstliche Strömungsführung mit einem Funktionsbereich, in den eine Pumpe derart eingebettet ist, daß sie Körperflüssigkeit von mindestens einer in der Führung befindlichen Einlaßöffnung zu mindestens einer in der Führung befindlichen Auslaßöffnung transportieren kann, ein mit der Strömungsführung verbundenes, flexibles Zuleitungsrohr und eine durch das Innere dieses Rohres geführte Energie- bzw. Kraftübertragungsleitung, mittels derer die Pumpe im wesentlichen kontinuierlich auf elektrischem, hydraulischem oder mechanischem Wege angetrieben werden kann. Alternativ kann die Pumpe auch mechanisch diskontinuierlich, z. B. mit Hilfe eines Stößels, angetrieben werden.

Diese "künstliche Strömungsführung" besitzt also einen Funktionsbereich, in den eine Pumpe eingebettet ist. Der Ausdruck "eingebettet" soll dabei ausdrücken, daß zwischen Pumpe und Funktionsbereichswand möglichst wenig, bevorzugt kein Abstand existiert, d. h. daß die Pumpe im wesentlichen bzw. vollständig dichtend an der Wandung anliegt. Dabei ist die Pumpe in speziellen Ausführungsformen so antreibbar, daß die Körperflüssigkeit in beiden Richtungen transportiert werden kann, so daß die Vorrichtung sowohl mit dem Flüssigkeitsstrom des Gefäßes als auch in Gegenrichtung eingebracht werden kann.

Die Einlaß- und Auslaßöffnungen sind jeweils von der Verwendungsart abhängig beliebig gestaltet. Die Gestaltung kann von kleinen kreisförmigen Öffnungen in der Seitenwand (z. B. als Einlaßöffnung proximal angeordnet), über eine einzige Öffnung am distalen Ende (z. B. als Auslaß für einen Dilatationskatheter) oder z. B. über eine Vielzahl von Öffnungen auf einer oder beiden Seiten bis zu netzartigen und gitterartigen Strukturen der Wandung der Strömungsführung reichen.

Die Flüssigkeitsförderung durch die Pumpe kann ebenfalls variabel gestaltet sein. So kann die zu fördernde Flüssigkeit vor der Pumpe in die Strömungsführung eintreten und hinter der Pumpe (am distalen Ende der Führung oder aber bereits weiter proximal gelegen) austreten. Alternativ kann der Ein- und der Austritt auf derselben Seite (distal) erfolgen, sofern der distale Bereich der Pumpe in getrennte Kompartimente unterteilt ist.

Die Strömungsführung selbst sollte eine so hohe Flexibilität aufweisen, daß sowohl der Vorschub in einen ggf. relativ stark gebogenen Strömungsabschnitt des entsprechenden Blutgefäßes oder anderer flüssigkeitsführender Gefäßen als auch - und dies im Besonderen - ihre Funktion in einem derartigen Abschnitt möglich sind. Gleichzeitig sollte sie ausreichend stabil sein.

Es ist deshalb Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine aktive Strömungsunterstützung insbesondere wie voranstehend beschrieben oder nach der deutschen Patentanmeldung 1 95 35 781.7 bereitzustellen, die sowohl bezüglich der Anforderung an die Flexibilität als auch in ihrer Stabilität besonders günstige Eigenschaften aufweist.

Diese Aufgabe wird gelöst durch eine Vorrichtung gemäß Anspruch 1. Bevorzugt ist dabei die Strömungsführung in ihrem distalen Segment besonders flexibel.

In einer Ausgestaltung besitzt die Strömungsführung ein steiferes, proximales Segment und ein flexibleres, distales Segment. Das proximale Segment kann den gleichen Durchmesser wie das distale Segment aufweisen, es kann jedoch auch eine größere lichte Weite besitzen. Wird die Pumpe in diesem proximalen Bereich angeordnet, wird sie durch die steifere Umhüllung besser abgestützt. Im Falle des größeren Durchmessers des proximalen Abschnitts ist es möglich, eine größere Pumpe (mit einer verbesserten Pumpleistung) einzubauen. Dies ist insbesondere dann von Vorteil, wenn ein sehr flexibles, relativ langes distales Kathetersegment vorgesehen ist, um beispielsweise solche Gefäße zu dilatieren, die das Herz mit Blut versorgen. Hierbei kann der Katheter in den relativ großen Gefäßen bis nahe an die zu behandelnde Stelle herangeführt werden; in Behandlungsposition ragt das recht flexible, distale Segment der Strömungsführung in die Engstelle und dilatiert diese beispielsweise mit Hilfe von inflatierbaren Ballons, während das steifere, größere Kathetersegment in einem Blutgefäßbereich liegt, der einen größeren Durchmesser aufweist.

Mit der Strömungsführung verbunden ist ein flexibles Zuleitungsrohr. Das flexible Zuleitungsrohr kann dabei mit der Strömungsführung integral verbunden sein; möglich sind selbstverständlich auch form- oder reibschlüssige Verbindungen oder Verklebungen oder dergleichen.

Auch das Zuleitungsrohr kann in einer Ausgestaltung der Erfindung zumindest an seinem distalen Ende ein steifes bzw. steiferes Segment tragen. Es kann auch insgesamt steifer sein als die Strömungsführung. Wenn ein solch relativ steifes Segment vorhanden ist oder ein solches Zuleitungsrohr gewählt wird, das insgesamt steifer ist als die Strömungsführung, wird in einer Ausgestaltung der Erfindung das genannte Segment oder das distale Ende des Zuleitungsrohres über den proximalen Teil der Strömungsführung geschoben und ist bevorzugt reibschlüssig mit dieser verbunden (kann aber auch ggf. fest damit verbunden sein). In dieser Ausgestaltung ist also der proximale Teil der Strömungsführung in ein steiferes Segment, bevorzugt dichtend, eingebettet. Die Pumpe kann dabei je nach dem für die Strömungsführung vorgesehenen Zweck entweder in dem Bereich eingebettet sein, der von dem steiferen Segment umgeben ist (also auf der proximalen Seite liegend), oder im distalen Bereich angeordnet sein. Vorteilhaft an der Einbettung im proximalen Bereich ist auch hier wieder, daß die Pumpe durch die steifere "Außenhaut" besser abgestützt wird.

Das flexible Zuleitungsrohr ist als solches in Abhängigkeit von seiner Verwendung ausgestaltet. Es sollte bevorzugt so lang sein, daß das in Bezug auf die Pumpe distale Ende bei der Verwendung im weitest möglichen Abstand von der Eintrittsöffnung immer noch außerhalb des Körpers liegt.

Durch das Innere dieses Zuleitungsrohres wird eine Energie- bzw. Kraftübertragungsleitung zur Pumpe geführt. Der Antrieb für die Pumpe erfolgt vorzugsweise auf mechanischem, hydraulischem oder elektrischem Wege, insbesondere wie in der deutschen Patentanmeldung 1 95 35 781.7 beschrieben. Dabei besteht keine Beschränkung bezüglich des Antriebs, sei er nun kontinuierlich oder diskontinuierlich.

Möglich ist der Einsatz einer Vielzahl unterschiedlicher Pumpen, so daß je nach vorgesehenem Verwendungszweck des Instruments die geeignete Pumpe ausgewählt werden kann. Insbesondere - aber nicht ausschließlich - lassen sich damit Pumpen antreiben, die eine im wesentlichen kontinuierliche Förderung der Körperflüssigkeit ermöglichen, was in den meisten Fällen bevorzugt sein dürfte. Der Ausdruck "im wesentlichen kontinuierlich" soll dabei ausdrücken, daß der Energie- bzw. Krafttransport makroskopisch kontinuierlich ist. Systembedingte oder technisch bedingte minimale Schwankungen (bzw. die Verwendung von Wechselstrom oder von Strömen mit mikroskopischen Änderungen einzelner Parameter) sollen von diesem Ausdruck mit umfaßt sein. Eine bevorzugte derartige Ausführungsform ist auch die Kraftübertragung mit Hilfe einer biegsamen mechanischen Welle. Weitere kontinuierliche Antriebsmöglichkeiten seien hier beispielhaft genannt: der elektrische Antrieb von Mikromotoren, die ihrerseits die Pumpe antreiben oder ein elektrischer Antrieb von Pumpen wie Membranpumpen und dergleichen. Auch hydraulisch läßt sich die Pumpe antreiben: Hier kann eine Zahnrad-Mikromotor eingesetzt werden, der z. B. den selben Aufbau wie die Pumpe besitzt (siehe das Beispiel für eine Pumpe am Ende der Beschreibung), und durch einen Flüssigkeitsstrom angetrieben wird. Die Bewegungsenergie des Motors wird dann auf die distal hierzu befindliche Pumpe mechanisch, z. B. über eine Welle, übertragen. Die Energieübertragung ist bevorzugt systemisch von der Pumpe getrennt.

Die Auswahl der Pumpe selbst ist beliebig und wird sich nach dem vorgesehenen Zweck richten. Bevorzugt werden in den meisten Fällen kontinuierlich arbeitende Pumpen sein. Hier würden sich miniaturisierte Zahnrad- oder Flügelzellenpumpen anbieten, weitere Möglichkeiten sind Kreisel-, Schlauch-, Membran- oder Ballonpumpen. Eine diskontinuierlich arbeitende Pumpe ist die Stößelpumpe.

In einer bevorzugten Ausführungsform besitzt die über die Leitung 6 zur Pumpe zu leitende Energie bzw. Kraft zumindest kurz vor der Pumpe eine vektorielle Komponente, die die Saug- und Druckseite der Pumpe definiert, wobei der Richtungssinn dieser vektoriellen Komponente umkehrbar ist und damit die Pumpe je nach Bedarf in beiden Richtungen arbeiten kann.

Die Abmessungen der Pumpe sind selbstverständlich ebenfalls vom Verwendungszweck abhängig. So wird eine Herzkatheter-Pumpe wahrscheinlich größere Abmessungen aufweisen, als Pumpen für Dilatationskatheter zum Ausweiten von sehr kleinen Gefäßen. Hier sind alle Größenordnungen von mehreren cm bis in den mm-Bereich oder sogar noch darunter denkbar.

In einer bevorzugten Ausführungsform ist das Lumen der künstlichen Strömungsführung, das für den Körperflüssigkeitsstrom vorgesehen ist, gegen das flexible Zuleitungsrohr abgedichtet. Damit wird ein Rückfließen in den Zuführungsschlauch verhindert, ohne daß mit Ventilen gearbeitet werden muß.

Die Vorrichtung umfaßt üblicherweise ein Lumen zur Aufnahme des Führungsdrahtes. Üblicherweise ist an einer Seite der Vorrichtung eine Führung vorgesehen, die man meist als Führungsdraht bezeichnet und die leicht verformbar sein, aber in Achsrichtung eine gewisse Steifigkeit aufweisen. Dieser kann bei Bedarf auch als eigenständiges Teilsystem vorhanden sein, der in einem abgetrennten Lumen des Katheters geführt wird. Eine Einfädelstelle für den Führungsdraht befindet sich dabei bevorzugt etwa an der Verbindungsstelle von proximalem (ggf. steiferem) und distalem Segment, sofern das Zuleitungsrohr über den proximalen Teil der Strömungsführung reicht. In diesen Ausgestaltung wird der Draht im Bereich des proximalen Teils in einem Lumen zwischen Strömungsführung und Zuleitungsrohr (Führungskatheter) geführt.

Ort, Form, Zahl und Gestalt der Öffnungen (3, 4) für einfließende und ausfließende Flüssigkeit sind variabel und vom geplanten Einsatz abhängig. Das Gehäuse der Strömungsführung oder ein Teil davon kann auch als Käfig oder Netz ausgeführt sein, insbesondere, wenn die Pumpenleistung so gewählt ist, daß bei zu engen Öffnungen deren Querschnitt für die Förderleistung der Vorrichtung limitierend wirkt. Durch das Innere des Zuleitungsrohr 5 führt die Energie- bzw. Kraftübertragungsleitung 6 von einer - nicht zwingend zur beanspruchten Vorrichtung gehörigen -, im Arbeitszustand des Katheters außerhalb des Körpers befindlichen Antriebseinheit 7 bis zur Pumpe 1. Eine Dichtung, kann vorgesehen sein, mit der das Lumen der künstlichen Strömungsführung gegen das flexible Zuleitungsrohr abgedichtet ist.

Nachstehend soll die Erfindung anhand von Figuren näher erläutert werden.

Fig. 1 zeigt eine Strömungsführung 10, welche ein steiferes Segment 90 und ein flexibleres Segment 91 aufweist. Das steifere Segment 90 ist in das Zuleitungsrohr 5 eingebettet. Die Pumpe 1, in einem relativ proximalen Teil gelegen, ist daher gut abgestützt. Der distale Teil der Strömungsführung wiederum wird im Arbeitszustand der Vorrichtung durch den oder die inflatierten Ballons (8) gestützt. Zu erkennen sind in dieser Ausgestaltung weiterhin die Energie- bzw. Kraftübertragungsleitung 6, die die Pumpe 1 antreibt, sowie Einlaßöffnungen 3 für die zu fördernde Flüssigkeit, z. B. Blut, die am distalen Ende (etwa bei 4) austritt. Der Katheter ist auf einen Führungsdraht 96 aufgefädelt. Man sieht ihn in seinem Arbeitszustand, während der Ballon 8 eine Stenose 15′ dilatiert. Als 93 sind die Inflationsöffnungen des Ballons gezeigt. Mit 94 ist die Röntgenmarkierung bezeichnet. Der Pfeil unter 17 gibt die Fließrichtung der Flüssigkeit an. Mit 95 ist das Blutgefäß bezeichnet.

Das proximale Segment dieser Strömungsführung umfaßt zwei Lumina. Das distale Segment besteht aus drei Lumina, einem Ballon und Perfusionsöffnungen distal des Ballons. Die Lumina des distalen Segmentes dienen der Aufnahme des Führungsdrahtes, zur Inflation der Ballons sowie zur Blutperfusion.

Die Einfädelstelle der Strömungsführung befindet sich an der Verbindungsstelle der beiden Segmente (90, 91). Der Antrieb der Pumpe erfolgt beispielsweise über eine biegsame Welle.

In den Fig. 2 bis 5 sind dieselben Bezugszeichen verwendet.

Fig. 2 zeigt eine Modifikation dieser Pumpe, in welcher die Pumpenposition etwa an der Einfädelstelle der Strömungsführung angeordnet ist. Auch hier wird das Blut saugseitig vor der Pumpe in den Schaft eingeführt, und distal des Ballons wieder an das Blutgefäß zurückgegeben.

In Fig. 3 ist dagegen der Einlaßort für das Blut auf derselben Seite der Pumpe angeordnet wie der Auslaß. Saug- und Druckseite sind dabei unterschiedlichen Kompartimenten zugeordnet, d. h., für angesaugte und ausgestoßene Flüssigkeit ist je ein Lumen in dem Teil der Strömungsführung vorgesehen, der distal zur Pumpe liegt.

Die Anordnung der Pumpe wie in den Fig. 1 bis 3 gezeigt ist wegen der festeren Wandung aus mechanischen Gründen bevorzugt. Manchmal kann es jedoch auch erwünscht sein, daß die Pumpenposition direkt unter dem Ballon ist. Eine solche Modifikation ist in Fig. 4 gezeigt. Dabei wird proximal Blut angesaugt und druckseitig hinter dem Ballon wieder entlassen.

In Fig. 5 ist eine Ausgestaltung mit einem proximal zur Pumpe angeordneten Organ gezeigt, das die Energie bzw. Kraft der Energieübertragungsleitung in mechanische Kraft umsetzen kann, wobei dieses Organ über eine mechanische Kraftübertragungsleitung (z. B. Welle) mit der Pumpe verbunden ist. Bei dem Organ kann es sich um einen fluidisch antreibbaren Motor handeln, möglich sind ferner elektrische oder elektromagnetische Antriebe für das Organ.

In einer weiteren, nicht gezeigten Ausgestaltung besitzt die Strömungsführung proximal ein steiferes Segment als distal. Dieses kann, verglichen mit dem Durchmesser des distalen Teils, einen größeren oder denselben Durchmesser aufweisen. Das steifere Segment ist proximal mit dem Zuleitungsrohr verbunden, ohne daß letzteres über die Strömungsführung ragt.

Die vorstehend beschriebene Vorrichtung eignet sich zur Verwendung in vielerlei medizinischen Systemen, von denen nachfolgend einige beispielhaft besonders beschrieben werden sollen.

Beispielhaftes Einsatzgebiet "Aktive Blutstromunterstützung"

Einsatzgebiet für Instrumente auf Basis solcher Vorrichtungen ist z. B. sowohl die vollständige Kreislaufunterstützung, die insbesondere bei Patienten mit plötzlichem Herzstillstand, ernsthaftem kardiogenem Schock, schwerer Koronarischämie oder Hochrisiko-PTCA, bei denen der komplette Kreislauf aufrechterhalten werden muß, Anwendung findet, als auch die Unterstützung des Blutstroms in verengten Gefäßbereichen mit lokaler Ischämie, z. B. bei Embolien, Stenosen, Verschlüssen, Verengungen, Thrombosen, ARDS der Lunge usw. Auch bei Herzkathetern kann die Erfindung eingesetzt werden.

Die Vorrichtungen zur aktiven Blutströmunterstützung wird nachfolgend auch häufig "Blutstromunterstützungskatheter" oder einfach "Katheter" genannt. Der Katheter besitzt einen vorderen Teil, der hier als die künstliche Strömungsführung 10 bezeichnet wird. In ihn eingebettet befindet sich eine Pumpe 1, die in einer bevorzugten Ausführungsform je nach der Art der vektoriellen Komponente in beiden Richtung betreibbar ist, so daß der Katheter sowohl in Strömungsrichtung als auch gegen die Strömungsrichtung des Gefäßes an seinen "Arbeitsort" eingeschoben werden kann. Die Art der Pumpe ist frei wählbar; so kommen beispielsweise miniaturisierte Zahnrad- oder Flügelzellpumpen, Kreisel-, Schlauch-, Membran- oder Ballonpumpen in Betracht. Kontinuierlich fördernde Pumpen sind bevorzugt. Die Pumpe kann in unterschiedlichen Größen mit entsprechend variabler Förderleistung zum Einsatz in unterschiedlichen Gefäßbereichen gewählt werden.

In einer spezifischen Ausführungsform umfaßt der Blutstromunterstützungskatheter zusätzlich mindestens einen Absperrballon 8. Dieser dient zur Erzielung einer Dichtfunktion zwischen System und Blutgefäß und damit der Reduzierung der Pumpverlustleistung in solchen Fällen, in denen der Katheter nicht ausreichend durch das elastische Gefäß selbst abgedichtet wird. Der Absperrballon 8 läßt sich mit Hilfe eines Gases oder einer Flüssigkeit "aufblasen", die über eine Leitung eingepreßt werden können, und zwar mit Hilfe einer Druckerzeugungseinrichtung, z. B. einer Ballonpumpe.

In einer speziellen Ausführungsform können in der künstlichen Strömungsführung 10 zwei, drei oder ggf. sogar noch mehr Pumpen vorhanden sein. Diese können beispielsweise kaskadisch angeordnet sein und werden bevorzugt parallel miteinander verschaltet, um die Förderleistung entsprechend zu erhöhen. Mit dieser Ausführungsform können Volumenströme erzeugt werden, die das Pumpvolumen einer einzelnen Pumpe übersteigen, insbesondere, wenn der Durchmesser des den Katheter aufnehmenden Gefäßes es erforderlich macht, mit sehr kleinen Pumpen zu arbeiten.

Das distale Ende der künstlichen Strömungsführung 1 kann ggf. auch anders gestaltet als in den Fig. 1 bis 5: distal zur (letzten) Pumpe kann sie z. B. als flexibler Ausströmschlauch ausgebildet sein, der in drucklosem Zustand einen geringeren Durchmesser besitzt als in dem Bereich, in dem sich die Pumpe(n) befindet/befinden. Damit wird ein einfaches Einführen des Katheters ermöglicht, und zwar auch im Bereich von starken Verengungen 15 (Ablagerungen, Stenosen, durch die Geometrie der Gefäße bedingte Verengungen usw.). Die Austrittsöffnungen(en) 4 des Ausströmschlauches befinden sich an seinem distalen Ende. Wird nun mit Hilfe der Pumpen Blut durch das Lumen des Katheters gefördert, so wird der Schlauch aufgeweitet, so daß er sich dichtend um die Verengung 15 herum legt. Die Flexibilität des Ausströmschlauches kann auf verschiedene Weise erreicht werden, beispielsweise durch ein extrem leicht dehnbares Material oder aber dadurch, daß der Schlauch im "Ruhezustand" gefaltet oder anderweitig zusammengerollt ist. So kann er beispielsweise um einen zusätzlich vorhandenen Führungsdraht gelegt/gewickelt sein, oder er kann bei ausreichender Steifigkeit in Axialrichtung auch selbst als Führung wirken. Die Pumpwirkung kann dabei in beiden Richtungen erfolgen, d. h., der Katheter kann in Strömungsrichtung des Gefäßes oder gegen diese geführt werden.

Beispielhaftes Einsatzgebiet "Dilatationskatheter"

Dilatationskatheter sind insbesondere zur Behandlung von Stenosen in Blutgefäßen entwickelt worden. Die Vorrichtung der DE 1 95 35 781.7 eignet sich auch als Katheter für derartige Zwecke.

Dadurch werden mit Hilfe dieser Vorrichtungen längere Behandlungsdauern ermöglicht, die hinsichtlich der Stabilisierung des aufbereiteten Gefäßquerschnitts und damit des Zeitraumes bis zum nächst notwendigen Eingriff eine wesentliche Verfahrensverbesserung bringen. Die Flexibilität und Stabilität, der vorliegenden Vorrichtung macht diese als Dilatationskatheter besonders geeignet. Er kann die oben erläuterten Merkmale besitzen, so daß diesbezüglich auf die bisherigen Ausführungen verwiesen wird. Zwingend umfaßt er mindestens einen Absperrballon (8), der um die künstliche Strömungsführung herum angeordnet ist.

Die Erfindung ist selbstverständlich nicht auf Dilatationskatheter mit nur einer Pumpe oder mit nur einem Ballon beschränkt. Bezüglich der Anordnung mehrerer Pumpen gilt das weiter oben bereits Gesagte. Es ist auch möglich, in Abhängigkeit vom Verwendungszweck mehrere Ballons vorzusehen. Ort und Lage von Pumpe zu Ballon sind dabei variabel.

Das mit der künstlichen Strömungsführung verbundene flexible Zuleitungsrohr 5 und die darin angeordnete Energie- bzw. Kraftübertragungsleitung sowie unterschiedliche Flexibilitäten in verschiedenen Segmenten der Strömungsführung bzw. zwischen Strömungsführung und Zuleitungsrohr wurden bereits oben detaillierter beschrieben; die dort dargelegten allgemeinen und speziellen Aspekte gelten selbstverständlich auch für den Dilatationskatheter.

Beispielhaftes Einsatzgebiet "Medikamentierungskatheter mit aktiv unterstütztem Flüssigkeitsstrom

Einsatzgebiet für Instrumente auf Basis solcher Vorrichtungen ist die Medikamentierung innerhalb von Gefäßsystemen, die Körperflüssigkeiten, wie Blut, Lymphe, Galle oder Lyquor führen. Ziel ist die gezielte Medikamentierung eines definierten Gefäßbereiches, wie z. B. die Behandlung von Stenosen, Läsionen und anderen Indikationen in Gefäßen. Mit dem Erfindungsgegenstand soll die Lysetherapie, wie sie in der Kardiologie, Angiologie, Neuroradiologie und anderen angewendet wird, wesentlich verbessert werden, sowie neue Behandlungsformen der lokalen Medikamentenapplikation in flüssigkeitsführenden Gefäßsystemen ermöglicht werden.

Das Arbeiten mit einer solchen Vorrichtung ermöglicht, daß in geschädigten Gefäßbereichen eine lokale Medikamenten- und Lysebehandlung vorgenommen werden kann, ohne daß es zu einer Unterversorgung mit Blut käme. Aufgrund der aktiven Aufrechterhaltung eines Körperflüssigkeitsstromes während der behandlungsbedingten Absperrung eines geschädigten Gefäßbereiches wird die Behandlung zeitlich nicht eingeschränkt und damit wesentlich effizienter. Weiterhin treten bei Erzeugung einer rein lokalen Therapeutikazuführung die Nachteile der systemischen Behandlung nicht auf, so daß mit höheren Therapeutikadosierungen oder gar neuen Medikamenten gearbeitet werden kann.

Soll die erfindungsgemäße Strömungsunterstützung auf diesem Gebiet eingesetzt werden, umfaßt sie zusätzlich zu den bisher genannten Merkmalen Öffnungen im Bereich zwischen zwei Ballons auf, durch die wahlweise entweder Medikamentenflüssigkeit nur abgegeben wird. Alternativ kann eine (oder mehrere) Öffnungen zur Abgabe eines flüssigen Medikamentes dienen, während durch eine oder mehrere andere Flüssigkeit aus dem abgesperrten Gefäßraum abgesaugt wird. Die beiden entsprechenden Leitungen sind für die genannten Zwecke mit einer Medikamentenpumpe bzw. mit einer Medikamentenpumpe und Absaugpumpe verbunden.

Die Vorrichtung kann anstelle von zwei hintereinanderliegenden Ballons, die das der Behandlung ausgesetzte interstitielle Volumen zwischen sich definieren, nur einen Absperrballon 8 aufweisen, wobei die Zuführungsleitung für das medikamentenhaltige Fluid identisch ist mit der Druckerzeugungsleitung zum Aufblasen des Ballons. In einer solchen Ausführungsform weist der Ballon Öffnungen auf, durch die das medikamentenhaltige Fluid in die Umgebung austreten kann. In einer weiteren Ausgestaltung kann der Katheter auch mehrere Ballons aufweisen, die dieselbe Funktion haben wie der als letztes beschriebene Ballon 8.

Die Erfindung ist selbstverständlich nicht auf Medikamentierungskatheter mit nur einer Pumpe oder mit nur einem Ballon beschränkt. Bezüglich der Anordnung mehrerer Pumpen gilt das weiter oben bereits gesagte.

Beispiel für eine erfindungsgemäß einsetzbare Pumpe (1)

Die Fig. 6 zeigt eine Schemaskizze einer Pumpe 1, die in einer Größenordnung von bevorzugt unter 10 mm Durchmesser liegt, die aber mit Fertigungsverfahren der Draht- und Senkerosion auf Größenordnungen reduzierbar ist, die unter 2,5 mm Durchmesser liegen. Die Länge der Pumpe beträgt im letzteren Fall etwa 4 mm, gemessen in Achsrichtung 100.

Die Mikropumpe 1 besteht aus einer Hülse 60, in der fünf Funktionselemente teilweise beweglich und teilweise fest integriert sind. An jeder Stirnseite der Hülse 60 ist jeweils ein Stirneinsatz 41 bzw. 42 vorgesehen (42 zur Hälfte weggelassen), die eine außermittige Bohrung zur Aufnahme einer Pumpenachse 50 aufweisen. Die Bohrungen fluchten entlang einer ersten Achse 100, die gegenüber der Mittenachse 101 der Hülse 60 geringfügig nach radial außen versetzt ist.

Die beiden Stirneinsätze 41, 42 sind axial beabstandet, und zwischen ihnen sind zwei miteinander rotierende und ineinander kämmende Rotoren vorgesehen, ein Außenrotorteil 30 und ein Innenrotorteil 20. Der Innenrotor 20 hat nach außen gerichtete, umfänglich gleichmäßig beabstandet verteilt angeordnete Zähne. Die Zähne kämmen mit dem Außenrotorteil 30, das nach innen offene Nuten aufweist, die umfänglich gleichmäßig beabstandet sind und in ihrer Gestalt zu den Zähnen so passen, daß jeder Zahn des Innenrotors eine in axialer Richtung gerichtete Dichtlinie auf der Innenfläche des Außenrades bildet. Alle Dichtlinien bewegen sich in der Antriebsrichtung A um die Achse 100.

Das Innenrad 20 beschreibt zusammen mit der Antriebsachse 50 eine Rotationsbewegung, ein Antrieb kann über eine längere biegsame Welle eine Drehbewegung A einkoppeln, es kann auch ein elektrischer Antrieb direkt an der Achse 50 angeordnet sein.

Während die Drehachse 50 zusammen mit dem fest daran angeordneten Innenrad 20 und das Außenrad 30 drehbar sind, sind die anderen Teile der Mikropumpe - die Stirneinsätze 41, 42 und die sich über die Länge der Pumpe 1 erstreckende Hülse 60 - umfänglich fest miteinander verbunden. Die Achse 50 ist drehgelagert in den Bohrungen der Stirneinsätze 41, 42, ebenso drehgelagert ist das Außenrad 30 in der fest stehenden Hülse 60. Damit bewegen sich bei einem Drehantrieb über die Achse 50, repräsentiert durch einen Winkelgeschwindigkeits-Vektor A, sowohl das Außenrad 30 als auch das Innenrad 20 unter rotatorischer Bewegung der Dichtungslinien und gleichzeitiger sich bei der Drehung verändernder Kammervolumina 20a, 30a zwischen dem Außenrad und dem Innenrad.

Die Kammervolumina werden dabei in Richtung zum geringsten Abstand der Achse 100 der Drehachse 50 von der Hülse 60 hin jeweils kleiner, womit die in ihnen geförderte Flüssigkeit unter erhöhten Druck gesetzt wird, während sie sich auf der anderem Seite nach Überschreiten des geringsten Abstandes zwischen Achse 100 und innerer Mantelfläche 61 der Hülse 60 wieder vergrößern.

Zusammen mit nierenförmigen Öffnungen 41n, 42n in den Stirnseiten, die so angeordnet sind, daß ihre geringste radiale Breite jeweils an dem Ort beginnt, an dem der Abstand zwischen der Achse 100 und dem Innenmantel der Hülse 60 am geringsten ist, während sich ihre maximale radiale Breite an dem Ort befindet, der nahe dem größten Abstand von Achse 100 zu der inneren Mantelfläche der Hülse 60 liegt, wird eine Förderpumpe erhalten. Die Einström-Niere, die sich auf der Seite der Zuströmung der zu fördernden Flüssigkeit V′ befindet, ist gegensinnig zu derjenigen Ausströmniere 42n gelagert, die in der erwähnten Figur am Ausströmort des unter Druck geförderten Fördervolumens V dargestellt ist. Die Figur zeigt also an der Ausströmseite eine Ausström-Niere, die sich in der gezeigten Drehrichtung A der Pumpe vom geringsten Abstand der Achse 100 zum größten Abstand der Achse 100 von der inneren Mantelfläche 61 hin verbreitert, während sich die Einström- Niere 41n in dem Stirneinsatz 41 befindet und sich mit ihrer größten radialen Breite vom Ort des größten Abstandes der Achse 100 zur inneren Mantelfläche 61 zum geringsten Abstand der Achse 100 von der inneren Mantelfläche 61 der Hülse 60 in ihrem radialen Ausmaß verringert.

Die Abmessung und die Breitenveränderung der beiden Nieren sind abgestimmt auf folgende Kriterien:

• - Die Nieren müssen kleiner sein als die entsprechenden Halbkreisflächen der Stirneinsätze 41, 42.
• - Ein Kurzschluß der Förderung, d. h. eine durchgehende Verbindung zwischen der Einlaß-Niere und der Auslaß-Niere wird in allen Drehpositionen verhindert.
• - Der Ein- und Auslaßquerschnitt der Nieren - die radiale Abmessungsveränderung - orientiert sich an dem Fußkreisdurchmesser des Außenrades 30 und dem Fußkreisdurchmesser des Innenrades 20, wobei die Querschnittsfläche so groß als möglich gewählt werden sollte, um geringen Druckverlust zu erhalten, allerdings bei Einhaltung der erwähnten Dimensionierungsvorschrift.

Die beiden Nieren können alternativ auch als gekrümmte Nuten in die innere flache Wandung der Stirnseiten eingebracht sein, wobei dann jeweils eine zylindrische Bohrung jeweils in Achsrichtung der Pumpe als Auslaß und Einlaß vorgesehen wird. Das erhöht die Stabilität, die bei den geringen Bauelementgrößen nicht unwichtig ist.

Eine Einzelfertigung der aus nur sechs Bauelementen bestehenden Pumpe ist möglich mit der erwähnten Draht- uns Senkerosion, wobei alle Pumpenteile mit Zylinderkoordinaten ausreichend beschreibbar sind, was für die Fertigung bedeutet, daß eine Dimension keine zusätliche Bearbeitung benötigt. Die Stirneinsätze 41 und 42 sind mit Drahterosion fertigbar. Die Achse 50 ist ohnehin zylindrisch, der Innenrotor 20 ist ebenfalls mit Drahterosion fertigbar, ebenso wie der Außenrotor 30. Die Hülse 60 schließlich ist auch ein Pumpen- Bauelement, das mit Drahterosion gefertigt werden kann.

Werden die zuvor erwähnten nierenförmigen Einlaß- und Auslaß- Nuten in den Innenseiten der Stirneinsätze 41, 42 gefertigt, so kann dafür die Senkerosion eingesetzt werden.

In großen Stückzahlen können Kunststoff- oder Metall- Spritzgußverfahren zur Anwendung kommen. Als Werkstoff für die Fertigung der Mikropumpe empfiehlt sich hartgesintertes Metall, das eine geringe Verspannung aufweist, leicht mit der Draht- und Senkerosion bearbeitet werden kann und medizinisch verträglich ist. Werden die Erosionsverfahren eingesetzt, so muß auf elektrische Leitfähigkeit des Werkstoffes geachtet werden, wird ein Keramik-Spritzgußverfahren eingesetzt - mit Formen, die z. B. durch Draht- und Senkerosionen gefertigt sein können - so ist die elektrische Leitfähigkeit des Werkstoffes der Mikropumpe nicht mehr erforderlich.

Die anhand der Figur und des Fertigungsverfahrens beschriebene Pumpe läßt sich ohne weiteres in den zuvor beschriebenen Vorrichtungen zur aktiven Strömungsunterstützung verwenden. Der, erwähnte Antrieb A kann durch eine dünne, biegbare Welle vorgenommen werden. Der Antrieb A kann durch ein direkt an der Pumpe oder davon leicht beabstandeten Elektromotor mit elektrischer Zuführungsleitung bewirkt werden. Der Antrieb der Mikropumpe kann aber auch durch einen mit Flüssigkeit angetriebenen Motor erreicht werden, der in gleicher Weise gefertigt wird und das gleiche Aussehen hat, wie die beschriebene Pumpe, nur ist bei dem Motor ein fluidischer Antrieb durch die Zufluß-Niere 41n mit einem Schlauch gewählt, der an dem Stirneinsatz 41 fest angeordnet ist.

Da die Hülse 30 bei dem fluidischen Mikromotor fest an dem Außenrad 30 angebracht ist - beispielsweise durch Kleben oder einen Paßsitz oder durch eine Schweiß- oder Lötverbindung - wird die Hülse 60 gedreht und kann ihre Antriebskraft auf den Antrieb A der Pumpe übertragen. Der Antrieb der Pumpe kann - statt über die Welle 50 mit der Drehrichtung A - auch über die Hülse 60 erfolgen. Ebenso ist es möglich, die Antriebsrichtung umzukehren, um dann auch die Förderwirkung der Mikropumpe in eine Förderrichtung von V nach V′ zu erreichen.

Claims (15)

1. Vorrichtung zur aktiven Strömungsunterstützung von Körperflüssigkeiten, umfassend

• - eine künstliche Strömungsführung (10) mit einem proximalen Segment (90) und einem distalen Segment (91) und mit einem Funktionsbereich, in den eine Pumpe (1) derart eingebettet ist, daß sie Blut von mindestens einer in der Führung befindlichen Einlaßöffnung (3) zu mindestens einer in der Führung befindlichen Auslaßöffnung (4) transportieren kann,
• - ein mit der Strömungsführung verbundenes, flexibles Zuleitungsrohr (5);
• - eine durch das Innere des flexiblen Zuleitungsrohres geführte Energie- bzw. Kraftübertragungsleitung (6), die im Arbeitszustand der Vorrichtung Energie bzw. Kraft von einer Antriebseinheit für das extrakorporale Erzeugen dieser Energie oder Kraft zur Pumpe überträgt, dadurch gekennzeichnet, daß das proximale Segment (90) steifer ist als das distale Segment (91) und/oder das Zuleitungsrohr (5) zumindest an seinem distalen Ende steifer ist als die Führung (10) oder deren distales Segment (91).

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, worin das proximale Segment (90) den gleichen Außendurchmesser aufweist wie das distale Segment (91).

3. Vorrichtung nach Anspruch 2, worin das proximale Segment (90) und das distale Segment (91) integral verbunden sind.

4. Vorrichtung nach Anspruch 1, worin das proximale Segment (90) einen im Vergleich zum Außendurchmesser des distalen Segmentes (91) größeren Innendurchmesser aufweist.

5. Vorrichtung nach einem der voranstehenden Ansprüche, worin das Zuleitungsrohr (5) über das proximale Segment (91) der Führung (10) hinausragt und dieses umschließt.

6. Vorrichtung, nach einem der voranstehenden Ansprüche, worin die Pumpe (1) im proximalen Segment (91) der Führung (10) eingebettet ist.

7. Vorrichtung nach Anspruch 6, worin die Pumpe (1) am distalen Ende des proximalen Segmentes (90) der Führung (10) eingebettet ist.

8. Vorrichtung nach Anspruch 6 oder Anspruch 7, worin sowohl die Einlaßöffnung(en) (3) als auch die Auslaßöffnung(en) (4) auf derselben Seite der Pumpe (1) angeordnet sind.

9. Vorrichtung nach Anspruch 6 oder 7, worin die Einlaßöffnung(en) (3) proximal und die Auslaßöffnung(en) (4) distal zur Pumpe (1) angeordnet sind.

10. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, worin die Pumpe im distalen Segment (91) der Führung angeordnet ist.

11. Vorrichtung nach einem der voranstehenden Ansprüche, zusätzlich umfassend

• - mindestens einen im Bereich der künstlichen Blutstromführung außen auf ihr angeordneten Ballon (8), der über eine ebenfalls durch das Innere des flexiblen Zuleitungsrohres geführte Druckerzeugungsleitung mit Druck beaufschlagbar ist.

12. Vorrichtung nach Anspruch 8, 9 und 10, worin die Pumpe im Bereich eines oder der Ballons angeordnet ist.

13. Vorrichtung nach einem der voranstehenden Ansprüche, zusätzlich umfassend

• - eine Antriebseinheit für die extrakorporale Erzeugung der für das Pumpen notwendigen Energie bzw. Kraft.

14. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 10 bis 12, weiterhin umfassend

• - eine Druckerzeugungs-Einrichtung zum extrakorporalen Erzeugen von Druck, mit deren Hilfe ein Fluid über die Druckerzeugungsleitung in den bzw. die Ballons eingebracht werden kann.

15. Vorrichtung nach einem der voranstehenden Ansprüche, worin die kontinuierlich arbeitende Pumpe eine miniaturisierte Zahnrad- oder Flügelzellenpumpe ist.