DE3831540C2 - - Google Patents

Info

Publication number
DE3831540C2
DE3831540C2 DE3831540A DE3831540A DE3831540C2 DE 3831540 C2 DE3831540 C2 DE 3831540C2 DE 3831540 A DE3831540 A DE 3831540A DE 3831540 A DE3831540 A DE 3831540A DE 3831540 C2 DE3831540 C2 DE 3831540C2
Authority
DE
Germany
Prior art keywords
heart
gas
liquid
characterized
device according
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Fee Related
Application number
DE3831540A
Other languages
English (en)
Other versions
DE3831540A1 (de
Inventor
Phillip H. Kettering Ohio Us Evans
Original Assignee
Phillip H. Kettering Ohio Us Evans
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Priority to US07/098,226 priority Critical patent/US4834707A/en
Application filed by Phillip H. Kettering Ohio Us Evans filed Critical Phillip H. Kettering Ohio Us Evans
Publication of DE3831540A1 publication Critical patent/DE3831540A1/de
Application granted granted Critical
Publication of DE3831540C2 publication Critical patent/DE3831540C2/de
Anticipated expiration legal-status Critical
Application status is Expired - Fee Related legal-status Critical

Links

Classifications

    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B17/00Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
    • A61B17/34Trocars; Puncturing needles
    • A61B17/3417Details of tips or shafts, e.g. grooves, expandable, bendable; Multiple coaxial sliding cannulas, e.g. for dilating
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61MDEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/10Blood pumps; Artificial hearts; Devices for mechanical circulatory assistance, e.g. intra-aortic balloon pumps
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61MDEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/36Other treatment of blood in a by-pass of the natural circulatory system, e.g. temperature adaptation, irradiation ; Extra-corporeal blood circuits
    • A61M1/3621Extra-corporeal blood circuits
    • A61M1/3627Degassing devices; Buffer reservoirs; Drip chambers; Blood filters
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61MDEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/10Blood pumps; Artificial hearts; Devices for mechanical circulatory assistance, e.g. intra-aortic balloon pumps
    • A61M1/1037Pumps having flexible elements, e.g. with membranes, diaphragms, or bladder pumps
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61MDEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/10Blood pumps; Artificial hearts; Devices for mechanical circulatory assistance, e.g. intra-aortic balloon pumps
    • A61M1/1037Pumps having flexible elements, e.g. with membranes, diaphragms, or bladder pumps
    • A61M1/1046Drive systems therefor, e.g. mechanically, electromechanically or skeletal muscle drive means
    • A61M1/106Drive systems therefor, e.g. mechanically, electromechanically or skeletal muscle drive means using hydraulic or pneumatic means
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61MDEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/10Blood pumps; Artificial hearts; Devices for mechanical circulatory assistance, e.g. intra-aortic balloon pumps
    • A61M1/12Blood pumps; Artificial hearts; Devices for mechanical circulatory assistance, e.g. intra-aortic balloon pumps implantable into the body
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61MDEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/10Blood pumps; Artificial hearts; Devices for mechanical circulatory assistance, e.g. intra-aortic balloon pumps
    • A61M1/12Blood pumps; Artificial hearts; Devices for mechanical circulatory assistance, e.g. intra-aortic balloon pumps implantable into the body
    • A61M1/122Heart assist devices, i.e. for assisting an ailing heart, using additional pumping means in the blood circuit
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61MDEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2202/00Special media to be introduced, removed or treated
    • A61M2202/02Gases
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61MDEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2210/00Anatomical parts of the body
    • A61M2210/10Trunk
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61MDEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2210/00Anatomical parts of the body
    • A61M2210/12Blood circulatory system
    • A61M2210/127Aorta

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft eine Vorrichtung zum zumindest zeitweiligen Verbessern der Pumpwirkung des Herzens gemäß dem Oberbegriff des Patentanspruchs 1.

Es sind bislang zahlreiche Versuche unternommen worden, um mit Herzproblemen zusammenhängende Schwierigkeiten zu verbessern. Diese Versuche reichten von Chemikalien wie etwa Digitalis und Diuretika bis zu Geräten wie künstlichen Klappen und künstlichen Herzen. Anscheinend umfassen die über diese Jahre vorgenommenen Versuche nicht die zusammenhängende Betrachtung von Energiebeziehungen, das Zurücklecken von Gas in die Ventrikel, und das Entfernen von Gas als Mittel zur Verbesserung der Fähigkeit des Herzens, Flüssigkeit, also Blut, zu pumpen.

Die Zielrichtung dieser Erfindung liegt im Erreichen und Aufrechterhalten eines stabilen Herzzustands mit der vorliegenden Vorrichtung als Mittel für diesen Zweck.

Die dynamischen Verhältnisse des Herzens, oder noch genauer die dynamischen Verhältnisse einer Seite des Herzens, sind analytisch beschreibbar geworden als ein strömungsmechanischer dynamischer Vorgang mit einem Eingangsfluß, nämlich dem Rückkehrfluß, einem Ausgangsfluß, und einer Differenz zwischen dem Eingangsfluß und dem Ausgangsfluß, welche die Änderungsrate der Fluidmenge innerhalb des Herzens zu einem gegebenen Zeitpunkt angibt.

In bezug auf die vorliegende Erfindung muß das Fluid so angesehen werden, daß es sowohl Gas als auch Flüssigkeit enthält. Durch Änderung der Mengen des Gases und der Flüssigkeit können Änderungen im Ausgangsfluß erzeugt werden. Wenn beispielsweise ein Teil des Gases am Eingang zur Aorta wiederholt durch die Aortenklappe zurückgelangen kann, so kann sich bei jedem Schlag die Gasmenge innerhalb des Herzens vergrößern und wiederholt gepumpt werden und zurückgelangen.

Mit steigender Menge gepumpten Gases wird die Menge gepumpter Flüssigkeit geringer. Wenn dies sehr weit getrieben wird, führt dieser Vorgang zu einer wesentlichen Verringerung des Flüssigkeitsflusses und es folgt ein Zustand instabiler Art, der in gewisser Weise einen Zustand einer Herzarrhythmie darstellt.

In gewissem Maße gleicht die voranstehende Beschreibung einer Analyse von Fluidsteuergeräten, beispielsweise für Brenn­ stoffregelsysteme für Flugzeuge, da in beiden Fällen Eingangssignale, ein Eingangsfluß, ein Ausgangsfluß und dergleichen beteiligt sind. Auch gleicht die voranstehende Beschreibung in gewissem Maße der einiger Maschinen, bei denen wiederum Signale, ein Eingangsfluß und ein Ausgangsfluß wie bei einem Pumpvorgang beteiligt sind.

Die Wirkung des Herzens ist grundsätzlich die einer Pumpe. Pumpen arbeiten auf der Grundlage von Energiebetrachtungen. Wenn eine Pumpe eine Mischung aus Gas und Flüssigkeit erhält, zieht es die Pumpe vor, auf der Grundlage minimaler Energie zu arbeiten. Es ist weniger Energie erforderlich, ein gegebenes Gasvolumen zu pumpen, als dasselbe Volumen einer Flüssigkeit zu pumpen.

Es ist weniger Energie erforderlich, ein gegebenes Gasvolumen durch ein Öffnung oder Einschnürung zu pumpen, und im Falle des Herzens ist die Öffnung der Kanal durch eine Klappe, sowohl wenn die Klappe ordnungsgemäß geöffnet ist, als auch wenn die Klappe beschädigt ist und geschlossen sein soll, tatsächlich aber teilweise geöffnet ist. Wenn sowohl ein Gas und eine Flüssigkeit verfügbar sind, neigt das Herz dazu, vorzugsweise ein Gasvolumen zu pumpen, und dies verringert das Flüssigkeitsvolumen, welches mit einem gegebenen Energiebetrag in einem gegebenen Zeitraum gepumpt werden kann.

Wenn eine Auslaßklappe beschädigt ist, so daß sie leckt, neigt Gas dazu, durch die Klappe zurückzulecken. Die Aortenklappe kann, wenn sie beschädigt ist, eine derartige Klappe darstellen. Das Gas kann bevorzugt immer wieder auf die Auslaßseite der Klappe mehrfach gepumpt werden.

Das Zurücklecken von Gas durch defekte Herzklappen stellt bei derartigen wiederholten Vorgängen eine Verzweigung dar und führt damit zu einer verringerten gepumpten Flüssigkeitsmenge, also Blut. Diese Situation mit einem derartigen Verhältnis von Dampf zu Flüssigkeit kann bei einem defekten Herz sehr schlimm sein, ebenso wie bei anderen Pumpenarten, insbesondere wenn der Einlaßdruck selbst für sehr kurze Zeiträume sehr gering ist. In geschlossenen Systemen kann eine verbesserte Fähigkeit einer aktiven Komponente, beispielsweise des Herzens in diesem Fall, die Gesamtleistung des Systems verbessern.

Ein Beispiel für die voranstehenden Überlegungen ist der Fall, in welchem die Herzleistung durch eine Gruppe von Kurven dargestellt ist, welche den Druckanstieg gegen die Volumenflußrate der Flüssigkeit darstellen, wobei jede Kurve durch ein unterschiedliches Dampf/Flüssigkeitsverhältnis dargestellt wird. Messungen können anhand der Gewichtsflußrate oder der Massenflußrate durchgeführt werden, welche in die Volumenflußrate der Flüssigkeit umgerechnet werden. Es sind Regressionsverfahren mit Computern bekannt, und derartige Verfahren können zum Sortieren von Daten und zur Durchführung verwandter Rechnungen verwendet werden, um die Kurven anhand eines konstanten Dampf/Flüssigkeitsverhältnisses zu beschreiben, wobei die Kurven um einen gleichen Abstand des Dampf/Flüssigkeits­ verhältnisses voneinander beabstandet sind. Es können ebenfalls für andere Teile des geschlossenen Systems, beispielsweise die Lungen, Kurven bestimmt werden. Die kombinierte Sauerstoff­ absorptionsrate der beiden Lungenflügel gegen die Blutflußrate kann durch eine Kurve dargestellt werden. Analytisch betrachtet gibt es einen subtilen, jedoch bedeutenden Faktor, der bei den hier beschriebenen geschlossenen Systemen beteiligt ist. Wenn Komponententeile des Systems, etwa das Herz oder die Lungen, durch die voranstehend angegebenen Kurven beschrieben werden, können approximierte Transferfunktionen sowohl für die Leistung in offenen und geschlossenen Systemen ermittelt werden. Mit derartigen Transferfunktionen kann als Approximation gezeigt werden, daß die Leistung des geschlossenen Systems zur Leistung des offenen Systems in einer Beziehung der folgenden allgemeinen Form steht, die in der Bezeichnung der Laplace- Transformation angegeben ist:

wobei KG(s) die Verstärkung des offenen Systems darstellt. Es wird darauf hingewiesen, daß eine Division von Zähler und Nenner durch KG(s) ergibt:

Das normale Herz als Komponente stellt im wesentlichen die Verstärkung dar, anhand eines Leistungsverhältnisses, eines Druckverhältnisses, und eines Flußverhältnisses. Dies liegt an der Fähigkeit des Herzens, den Blutdruck und die Blutflußrate im Normalbetrieb zu erhöhen. Ein übermäßiger Gasanfall wie voranstehend beschrieben verringert im wesentlichen diese Verstärkung. In einem geschlossenen System kann sich die Leistung einer einzelnen Komponente, beispielsweise des Herzens, beträchtlich von ihrer Normalleistungskurve unterscheiden, ohne daß ein großer Effekt auf die Leistung des geschlossenen Systems eintritt, die durch die Verstärkung des geschlossenen Systems angegeben wird. Beispielsweise kann in erster Näherung angegeben werden, daß bei einer Verstärkung von 10 des offenen Systems bei einem Herzen eine Abweichung von der Kurve der Komponentenleistung nur 1/10 der Wirkung auf die Leistung des geschlossenen Systems hat wie auf die Leistung des offenen Systems, wie durch die voranstehende Gleichung angegeben ist. Zwar kann die Variable KG(s) zahlreiche Faktoren enthalten, welche das Herz, die Lungen, die Arterien, Venen und dergleichen repräsentieren, es ist jedoch das Herz, das infolge der Pumpwirkung einen Hauptfaktor in bezug auf die Verstärkung darstellt. Mit dieser Art der Analyse kann der Betrag der Verbesserung abgeschätzt werden, welcher bei einem Herzversagen infolge Kongestion durch Entlüftung des Gases erwartet wird. Weiterhin deutet diese Art der Untersuchung an, daß die voranstehend angegebene normale oder (bessere) Leistung, etwa für Sportler und dergleichen, schwierig zu erreichen ist.

Die Erfindung betrifft derartige Entlüftungsvorrichtungen zur Verringerung des Dampf/Flüssigkeitsverhältnisses und eine entsprechende Verbesserung der Fähigkeit zum Pumpen von Flüssigkeit durch das Herz.

Die nachstehend angegebenen Druckschriften von veröffentlichten Patenten geben den wesentlichen Stand der Technik in den USA an. Es sind dies: die US Patentschriften 46 25 712/Wampler, 44 93 692/Reed, 44 93 314/Edward, 43 85 637/Akhavi, 43 85 950/Pollak, 43 55 964/Rodibaugh/Cobb, 43 97 049/Robinson/Kitrilakis, 35 92 183/Watkins et al, 39 95 617/Watkins et al, 40 14 317/Bruno, 43 09 637/Akhavi, 43 09 994/Grunwald.

Die voranstehend genannten Druckschriften umfassen unterschiedliche Merkmale der Entlüftung, den Aufbau selbstansaugender Zentrifugalpumpen, Zahnradpumpen mit Entlüftung des Fluids, hydraulisch betätigte Herzprothesen mit Dreiweg-Ventrikelklappe, und dergleichen, allerdings sind die Ziele des voranstehend genannten Stands der Technik verschieden von denen der vorliegenden Erfindung. Zahlreiche Konstruktionen von Pumpen sind bekannt, die ähnliche Merkmale verwenden wie die hier beschriebene Vorrichtung, allerdings betreffen derartige Pumpen völlig andere Anwendungen als das Herz.

Eine weitere Veröffentlichung zum Stand der Technik stellt der Artikel "Designing a Simulated Laboratory" dar von Niles Peterson, Seiten 286 bis 296, Juni 1984, Byte Magazine, McGraw- Hill, Inc., Peterborough, New Hampshire 03458.

Die Darstellung auf Seite 294 zur Simulation des Otto Frank- Experiments aus dem Jahre 1896 ist bezüglich der vorliegenden Erfindung von Interesse, und der Einsatz der vorliegenden Erfindung mit Analyse und Synthese dynamischer geschlossener Systeme kann als Verbesserung und Aktualisierung des Otto Frank-Experiments angesehen werden.

Eine Zitatstelle für geschlossene Systeme stellt das Buch "Automatic Feedback Control System Synthesis" dar von John G. Truxal, 1955 McGraw-Hill Book Company, Inc. Zwar lassen sich geschlossene Systeme nicht einfach analysieren, allerdings gibt das voranstehend genannte Buch eine verhältnismäßig detaillierte und fundierte Behandlung von Techniken bei geschlossenen Systemen. Solange die Konzepte offener und geschlossener Systeme im allgemeinen verstanden werden, ist glücklicherweise eine detaillierte Kenntnis derartiger Dinge wie Transientenantwort, Frequenzantwort, Stabilitätskriterium und imaginärer Achse nicht erforderlich für ein allgemeines Verständnis der Erfindung.

Außerdem sind aus der US-A 45 31 935, der US-A 44 93 707, und der US- A 37 76 239 ganz allgemein Vorrichtungen bekannt, die sich zur Beseitigung von Luft aus dem Herzen bzw. aus großen Blutgefäßen eignen. Diese allesamt gattungsgemäßen Vorrichtungen weisen jedoch insbesondere den Nachteil auf, daß durch sie hindurch sowohl Gas als auch Blut undifferenziert entweichen kann.

Aus der US-A 40 14 317 ist ein rohrförmiger Vielzweckeinsatz zur Anwendung im Blutkreislauf bekannt, der mit einem Rückschlagventil ausgestattet ist. Ein Rückschlagventil weist auch eine die Herzklappenfunktion unterstützende Vorrichtung auf, die aus der US-A 39 95 617 bekannt ist.

Letzlich ist aus der US-A 43 55 964 eine Pumpe bekannt, die ein Entlüftungsventil aufweist. Diese Pumpe ist jedoch zu allgemeinen technischen Zwecken ausgestaltet und eignet sich in keiner Weise für kardiovaskuläre Anwendungen.

Es ist die Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine gattungsgemäße Vorrichtung fortzubilden, indem im wesentlichen unerwünschte und zu entlüftende Gase, jedoch im wesentlichen kein Blut, durchgelassen werden.

Diese Aufgabe wird durch eine Vorrichtung mit den im Anspruch 1 aufgeführten Merkmalen gelöst.

Zweckmäßige Ausgestaltungen der erfindungsgemäßen Vorrichtung sind durch die in den Unteransprüchen aufgeführten Merkmale definiert.

Der Hauptvorteil der vorliegenden Erfindung liegt in der zeitweiligen Verbesserung der Herzleistung, so daß andere natürliche Vorgänge, gewöhnliche medizinische Behandlungen, und Operationen noch wirksamer zu einer Wiederherstellung, Heilung und Stärkung des Herzens führen können. Zusätzlich zu den voranstehend genannten Vorteilen kann die vorliegende Vorrichtung eingesetzt werden, um die Leistung des Herzens zu verbessern, wenn die übliche Vorgehensweise, beispielsweise eine große Operation, sonst nicht durchführbar wäre, beispielsweise bei älteren Menschen.

Ein weiterer Vorteil der Erfindung liegt im Erhalten und Aufrechterhalten stabiler Herzzustände durch Anwendung der Vorrichtung, so daß übermäßig auftretende Gase, etwa Kohlendioxid und Sauerstoff, entfernt werden, um im fließenden Blut ein niedrigeres Gas/Flüssigkeitsverhältnis zu erreichen.

Die Erfindung stellt eine Vorrichtung zur mechanischen Vergrößerung der Pumpleistung des Herzens und zur Verbesserung von mit Herzproblemen zusammenhängenden Zuständen zur Verfügung, beispielsweise bei Herzversagen durch Kongestion.

Ein Vorteil der Vorrichtung liegt in der Aufrechterhaltung eines ausbalancierten Verhältnisses von Dampf zu Flüssigkeit innerhalb des Herzens. Ein System von Energiebeziehungen zwischen offenen und geschlossenen Systemen, also zwischen den Lungen und dem Herzen, wird eingesetzt, wodurch eine geringprozentige Verbesserung der Lungenkapazität möglich ist. Die Erfindung wird dann zu einem Hilfsmittel, bei welchem eine Neueinstellung des Systems auf neue Drucke, Pulsraten, Flüsse und so weiter beteiligt ist, wie etwa bei Verletzungen bei Autounfällen oder Schußwunden, bei welchen übermäßige Blutverluste aufgetreten sind.

Ein weiterer Vorteil ist die Vergrößerung des Blutflusses durch das Herz durch Verringerung des Dampf/Flüssigkeitsverhältnisses innerhalb des Herzens und der Aorta.

Ein weiterer Vorteil der Erfindung besteht in der Bereitstellung einer Vorrichtung zur Entlüftung übermäßiger Mengen von Blutgasen, einschließlich essentiellen Sauerstoffs - insbesondere des mit roten Blutkörperchen mit Hämoglobin zusammenhängenden Sauerstoffs - da einige der Elemente in den Gasen normalen und notwendigen Funktionen im Blutfluß dienen.

Ein weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung liegt in der Funktion, Gas in Schaumform (also Luftbläschen) zu ent­ lüften.

Ein weiterer Vorteil besteht in der Bereitstellung einer Konstruktion für eine Entlüftungseinrichtung, die zur Verwendung bei Tieren (beispielsweise Hunden, Rindern) und dergleichen eingesetzt werden kann.

Ein weiterer Vorteil liegt in der Bereitstellung verringerter Leistungsanforderungen für ein künstliches Herz, so daß dessen Energiespeicher und der Schrittmacher selbst kleiner ausgeführt werden können.

Die Erfindung wird im folgenden anhand der Zeichnungen unter Bezugnahme auf bevorzugte Ausführungsformen näher beschrieben, in denen gleiche Bezugsziffern insgesamt gleiche Teile bezeichnen.

Es zeigt:

Fig. 1 ein Blockschaltbild in allgemeiner Form der grundsätzlichen Anordnung einer Seite des Herzens und einer Angabe des Ortes der Klappe gemäß einer Ausführungs­ form;

Fig. 2 ein Blockdiagramm der linken Seite des Herzens einschließlich einer Angabe des Ortes der Klappe gemäß der bevorzugten Ausführungsform;

Fig. 3 ein Blockdiagramm der rechten Seite des Herzens einschließlich einer Angabe des Ortes der Klappe gemäß einer weiteren Ausführungsform;

Fig. 4 ein Blockdiagramm mit einer weiteren Ausführungsform, die eine Flüssigkeit/Gas-Trenneinrichtung umfaßt;

Fig. 5 ein Blockdiagramm der bevorzugten Ausführungsform welches zusammen mit den anderen Figuren einem besseren Verständnis der Erfindung dienen soll;

Fig. 6 eine Veranschaulichung einer Querschnittsdarstellung einiger der in Fig. 2 und 5 für die linke Seite des natürlichen Herzens angegebenen Einzelheiten sowie eine Angabe einiger alternativer Orte für die Klappe;

Fig. 7 eine veranschaulichende Darstellung einiger der in Fig. 2 für die linke Seite eines mechanischen Herzens gezeigten Einzelheiten mit einer gestörten Aortenklappe und einer Angabe einiger zusätzlicher Orte der Klappe;

Fig. 8 eine vergrößerte Ansicht einer typischen Klappe gemäß Fig. 2;

Fig. 9 eine vergrößerte Ansicht einer Klappe, die einen porösen Einsatz aufweist, um Gas herausfließen zu lassen; und

Fig. 10 eine vergrößerte Ansicht einer alternativen Klappe mit einer Darstellung einer Vorrichtung zur Hilfe bei der Einnahme einer gewünschten Lage, insbesondere in bezug auf das Innere des Herzens.

Das in Fig. 1 gezeigte System umfaßt einen Abschnitt eines Herzens einschließlich einer Klappe 1 am Auslaß eines Ventrikels 2 und einer Klappe 3 zwischen dem Ventrikel 2 und Vorhof 4. Diese Figur dient allgemein erläuternden Zwecken und umfaßt eine Entlüftungsvorrichtung 5, beispielsweise eine Pumpe. Dieses Blockdiagramm läßt sich auf das natürliche Herz und auf das künstliche Herz anwenden. Der Betriebsablauf und die Benutzung der Belüftungseinrichtung 5 sind nachstehend beschrieben.

Es ist allgemein bekannt, daß das Herz grundsätzlich als Pumpe arbeitet und in bezug auf seine Größe einen hohen Wirkungsgrad aufweist. Vergleicht man die pro Zeiteinheit gepumpte Blutmenge mit der für dieses Pumpen verbrauchten Energiemenge, so ist die erforderliche Energiemenge, um ein gegebenes Gasvolumen zu pumpen, geringer als die Menge, die erforderlich ist, um dasselbe Flüssigkeitsvolumen (beispielsweise Blut) zu pumpen. Dieser Effekt kann sehr deutlich werden, wenn sich Gas im Herzen ansammelt. Dieses Gas kann ebenfalls in aufgeschäumter Form vorliegen. Gas kann sich im Herzen infolge solcher Faktoren wie einer defekten Klappe ansammeln, wie nachstehend beschrieben wird. Die für ein gegebenes Gasvolumen erforderliche Energie, um durch eine Öffnung zu fließen, ist geringer als die für dasselbe Flüssigkeitsvolumen, beispielsweise Blut, erforderliche Menge, um durch diese Öffnung zu fließen. Der Strömungsweg durch eine defekte Herzklappe bildet eine derartige Öffnung. In sequentieller Abfolge pumpt das Herz vorzugsweise Gas mit höherem Wirkungsgrad als Flüssigkeit und pumpt daher ein kleines Gasvolumen durch die Klappe 1. Während zumindest eines Teils des Pumpzyklus leckt ein Teil des Gases zurück in das Ventrikel 2. Es wird auf die Energieabhängigkeit sowohl beim Pumpen und beim Zurücklecken des Ventrikels 2 hingewiesen, und darauf, daß das Gas nach dem Zurücklecken vorzugsweise wiederum gepumpt wird. Dieser Verfahrensablauf kann mit größeren gepumpten Gasmengen wiederholt werden. Schließlich wird die Gasmenge so groß, daß sie die Flüssigkeitsmenge, beispielsweise Blut, negativ beeinflußt, die durch die Klappe gepumpt wird. Die bevorzugte Pumpwirkung kann zumindest teilweise auf die theoretischen Eigenschaften von Flüssigkeiten und Gasen zurückgeführt werden, wobei innerhalb eines teilweise geschlossenen Systems, beispielsweise einem Herzventrikel und der zugehörigen Klappe, die Gasdichte geringer ist als die Flüssigkeitsdichte, also die Blutdichte, so daß das Gas sich näher an der Klappe befindet als die Flüssigkeit. Dies führt dazu, daß Gas vor einem Teil der Flüssigkeit gepumpt werden kann und daß für die verbleibende Flüssigkeit weniger Zeit verbleibt, um während jedes Schlages durch die Auslaßklappe zu fließen. Im wesentlichen drückt in diesem Fall die Muskelarbeit auf die Flüssigkeit, die Flüssig­ keit gegen das Gas und zwingt das Gas als erstes hinaus. Daher ist bei einer derartigen Situation ebenfalls mehr Energie von dem Muskel erforderlich, um ein gegebenes Flüssigkeitsvolumen zu pumpen, als im Falle eines Herzens mit einer normalen Klappe. Dies gibt einen weiteren Grund dafür an, warum eine vergrößerte Energiemenge für das Herz erforderlich ist, um eine gegebene Flüssigkeitsmenge zu pumpen. Demzufolge wird für eine vorgegebene Energiemenge die Pumpkapazität für Flüssigkeiten des Herzens verringert. Mit verringertem Flüssigkeitsfluß verringert sich die Fähigkeit, Gas von der Auslaßseite der Auslaßklappe wegzuführen, und das führt dazu, daß eine größere Rückleckfähigkeit des Gases auftritt. Daher können größere Gasmengen gepumpt werden. Wenn Gas in den Einlaß derselben Herzseite fließt, muß das Gas hindurchgepumpt werden, um in eine Lage zu gelangen, in welcher es durch die defekte Auslaßklappe zurückleckt, wodurch es wiederum durch die Auslaßklappe gepumpt wird. In diesem Fall beeinflußt das durch die defekte Auslaßklappe gelangende Dampf/Flüssigkeitsverhältnis die Energieanforderungen zum Pumpen einer vorgegebenen Flüssigkeitsmenge. Wenn ein hohes Dampf/Flüssigkeitsverhältnis am Einlaß des Herzens vorliegt, ist zusätzlich zusätzliche Energie erforderlich, um eine gegebene Flüssigkeitsmenge durch den Vorhof und das Ventrikel zu pumpen. Eine Entlüftungseinrichtung 5 (beispielsweise eine Pumpe) wird eingesetzt, um das voranstehende Erscheinungsmuster aufzubrechen, so daß das Herz mehr Flüssigkeit pumpt. Durch diese mechanische Hilfe wird die Leistung des Herzens deutlich verbessert. Dies kann zu weiteren Verbesserungen im gesamten Körper führen, in welchem das Herz, die Lungen, das Gehirn, die Augen, Arterien, Blutgefäße, Kapillaren und andere Organe im gesamten Körper zumindest teilweise als Kombination geschlossener Systeme arbeiten.

Das in Fig. 2 dargestellte System ist eine erläuternde Darstellung der Fig. 1. Die Aortenklappe 6 befindet sich am Auslaß des linken Ventrikels 7, und die Mitralklappe 8 befindet sich zwischen dem linken Ventrikel 7 und dem linken Vorhof 9. Die Entlüftung 10a und die Entlüftung 10b, also ein längliches rohrförmiges Instrument mit einem hohlen nadelartigen Gehäuse, werden zur Entlüftung von Gas eingesetzt. Der Betriebsablauf und die Verbindung der in Fig. 2 dargestellten Einrichtung ist ähnlich wie in Fig. 1, aber detaillierter in bezug auf die Aortenklappe 6 und das linke Ventrikel 7. Ein Beispiel für die Anwendung gemäß Fig. 2 stellt ein Fall eines Herzfehlers aufgrund Kongestion dar. Bei einer defekten Aortenklappe 6 und Störungen des linken Ventrikels 7 kann Gas wiederholt gepumpt werden, was das Volumen der Flüssigkeit, also Blut, welches gepumpt werden kann, negativ beeinflußt. Es können eine oder mehrere Entlüftungen 10a und/oder 10b verwendet werden. Die Verwendung zweier Entlüftungen bietet gegenüber der Verwendung einer Entlüftung Vorteile, nämlich: (1) die Bereitstellung einer Hilfsvorrichtung für den Fall, daß eine Klappe verstopft wird, (2) falls die Druckdifferenz über der Klappe sehr gering ist, kann es schwierig sein, den Entlüftungsgasfluß einzuleiten, (3) zwei Entlüftungen bieten die Möglichkeit, daß mehr Gas fließen kann, ohne daß die Flußquerschnittsfläche erhöht wird, die sich beim Entfernen einer übermäßigen Menge von Flüssigkeit, also Blut, ebenso wie von Gas ergibt. Bei der Verwendung runder Entlüftungen beträgt der Durchmesser des minimalen Querschnitts des Flußkanals etwa 0,254 mm bis 1,524 mm (0,01 Zoll bis 0,06 Zoll), wobei Unterbrechungseinrichtungen 11a und 11b verfügbar sind, um den Fluß durch die Klappen für den Fall zu unterbrechen, daß der Flüssigkeitsstrom zu groß wird. Wie aus Fig. 8 hervorgeht, ist es vorteilhaft, zur Verhinderung einer Verstopfung eine ovale Öffnung 23 mit scharfer Kante am unteren Ende des nadelförmigen Gehäuses mit einem Innendurchmesser von etwa 0,51 mm (0,02 Zoll) an der Öffnung zur Klappe vorzusehen, welche sich zu einem Fließkanal mit etwa 1,524 mm (0,06 Zoll) Durchmesser öffnet. Der Differenzdruck über die scharfkantige Öffnung 23, der auf jedes Material einwirkt, welches die scharfkantige Öffnung verstopfen will, dient dazu, die Öffnung offen zu halten. Eine kompliziertere Ausführungsform könnte die Form einer katheterartigen Anordung mit Einrichtungen zur Gasentlüftung gemäß der Erfindung annehmen. Bei einer derartigen Ausführungsform könnten Vorkehrungen eingeschlossen werden zum Einführen durch eine leicht erreichbare Vene. Aus Fig. 5, 8 und 10 gehen weitere Einzelheiten hervor.

Das in Fig. 3 dargestellte System betrifft die rechte Herzseite und gleicht dem aus Fig. 2. Eine schadhafte Pulmonalklappe 12 mit oder ohne gestörtes rechtes Ventrikel kann zu übermäßigen gepumpten Gasmengen führen. Die Menge gepumpter Flüssigkeit, also Blut, wird verringert. Die Beziehungen zwischen der Energie, dem Zurücklecken, und dem Pumpen sind so wie im Zusammenhang mit Fig. 2 angegeben. Der Betrieb und die Verwendung der Entlüftungseinrichtungen, die nachstehend als Entlüftungsteile 10a und 10b bezeichnet werden, sowie der Unterbrechungseinrichtungen 11a und 11b sind so wie bei den entsprechenden Teilen in Fig. 2.

Das in Fig. 4 dargestellte System erläutert eine alternative Ausführungsform, bei welcher eine Vorrichtung 17 zur Flüssigkeits/Gastrennung mit der Unterbrechungseinrichtung 11a verbunden ist. Auf diese Weise sind ein Führungselement, welches eine Platte zur Aufnahme eines Katheders 28 aufweist, die Unterbrechungseinrichtung 11a und die Vorrichtung 17 zur Flüssigkeits/Gastrennung hintereinander geschaltet, wobei die Vorrichtung zur Flüssigkeits/Gastrennung eingesetzt wird, um sicherzustellen, daß nicht eine übermäßige Menge von Flüssigkeit, also Blut, entfernt wird, ohne zurückgeführt zu werden. Die Flüssigkeit kann dem Blutstrom über die Rückführeinrichtung 18 wiedergegeben werden. Fig. 4 zeigt ebenfalls eine Vakuum­ vorrichtung 19, etwa eine Pumpe, die an die Vorrichtung 17 zur Flüssigkeits/Gastrennung angeschlossen ist. Die zusätz­ liche Vakuumeinrichtung 19 wird zur Erleichterung des Entfernens von Gas verwendet.

Fig. 5 zeigt die Vorrichtung gemäß ihrer bevorzugten Ausführungsform, bei welcher die Entlüftung an dem linken Ventrikel L 10 durch den Entlüftungsteil 10a erfolgt. Der Entlüftungsteil 10a ist in Reihenschaltung mit der Unterbrechungseinrichtung 11a verbunden. Die Unterbrechungseinrichtung 11a wiederum ist mit der Flüssigkeits/Gas-Trenneinrichtung 17 verbunden, die sowohl mit der Rückführeinrichtung 18 und einem Rückschlag­ ventil 22 verbunden ist. Das Rückschlagventil 22 ist wiederum mit einer wahlweise vorgesehenen Vakuumeinrichtung oder einem Pumpgerät 19 verbunden. Die in Fig. 5 dargestellte Anordnung findet ihren Einsatzbereich bei der Verwendung im Zusammenhang mit zumindest einer Form des Herzversagens infolge Kongestion. Die voranstehend beschriebene Entlüftung von Gasen stellt die bedeutsame Funktion dar, insbesondere im Falle einer defekten Aortenklappe. Die Wirkung des Dampf/Flüssig­ keitsverhältnisses auf die Fließfähigkeit des Fluids ist sehr ausgeprägt, wenn man ein offenes System betrachtet mit (1) einem KG(s)-Term einer Art, die ein hohes Verhältnis des Herzauslaßdrucks zum Einlaßdruck aufweist, und (2) mit einem gegebenen Energiebetrag, bezogen auf die Muskelleistung. Ein hoher KG(s)-Term weist einen Verstärkungseffekt auf, der dazu führt, daß die Energieanforderungen äußerst empfindlich auf das Dampf/Flüssigkeitsverhältnis reagieren. Daher ist eine erheblich höhere Energiemenge erforderlich, um eine gegebene Flüssigkeitsmenge zu pumpen, wenn die Dampfmenge am Einlaß groß ist. Auf gleiche Weise ist bei einer großen Dampfmenge im Vorhof eine verhältnismäßig große Energiemenge erforderlich, um eine gegebene Flüssigkeitsmenge zu pumpen. Eine Verringerung des Dampf/Flüssigkeitsverhältnisses führt zu einer verhältnismäßig großen Verbesserung der Flüssig­ keitspumpfähigkeit mit einem gegebenen Energiebetrag von dem Muskel. Eine ähnliche Situation in bezug auf die Pump­ fähigkeit existiert bei übermäßigem Gas in dem Ventrikel. Dies führt dazu, daß die Entlüftung des Gases durch diese Erfindung das Dampf/Flüssigkeitsverhältnis verbessert und eine verhältnismäßig große oder vergrößerte Wirkung auf die Flüssigkeitspumpfähigkeit des Herzens ausübt. Weiterhin kann, wie in Fig. 5 dargestellt ist, eine Entlüftung nach diesem Verfahren als alternative Anwendung eingesetzt werden, nämlich als letztes Hilfsmittel, wenn eine Person von einem Beatmungsgerät entfernt wird. Bei dieser alternativen Anwendung hilft die Entfernung von Gasen gemäß dieser Erfindung dabei, einen außerordentlich hohen Blutdruck dadurch zu verhindern, daß kein übermäßiges Anwachsen des Volumens von Gas und Flüssigkeit innerhalb des Herzens zugelassen wird. Durch Verhinderung eines übermäßig hohen Blutdruckes während eines signifikanten Zeitraums wird der Vorgang der Entwöhnung vom Beatmungsgerät verbessert.

Fig. 6 ist eine erläuternde Querschnittsdarstellung des natürlichen Herzens für die in Fig. 2 bis 5 dargestellten Eigenschaften. Die Klappenteile sind an den angegebenen Orten angeordnet. Der Klappenort L 9a und der Klappenort L 9b sind gezeigt. Andere Klappenorte werden durch alphanumerische Bezeichnungen L 10, L 11, L 12, L 13 und L 14 bezeichnet. Der Betriebsablauf und der Einsatz beziehungsweise die Betriebs­ abläufe und die Einsätze erfolgen so, wie im Zusammenhang mit den Beschreibungen von Fig. 1 bis Fig. 10 erläutert ist.

Fig. 7 ist eine bildliche diagrammartige Darstellung eines künstlichen Herzens zur Verwendung mit der in Fig. 5 gezeigten Anordnung. Die Teile sind mit denselben Bezeichnungen bezeichnet wie die entsprechenden Teile und Orte in Fig. 6.

Vergleicht man eine Entlüftung in bezug auf das natürliche Herz und eine Entlüftung in bezug auf ein künstliches Herz, so wird deutlich, daß zwischen diesen beiden eine direkte Korrelation existiert. Weiterhin wird zur Erleichterung des Verständnisses darauf hingewiesen, daß das künstliche Herz als Pumpe arbeitet, und daß die erfindungsgemäße Entlüftung unter sorgfältig kontrollierten Laborbedingungen für eine Pumpe demonstriert werden kann. Werden Teile der Pumpe oder des künstlichen Herzens aus lichtdurchlässigen Materialien hergestellt, so kann Gas visuell anhand derartiger Phänomene wie Blasen, Gaseinschlüssen oder Schaum festgestellt werden. Lochfraß einer oder mehrerer Klappen des künstlichen Herzens oder der Pumpe kann als physikalischer Beweis für Kavitation angesehen werden. Kavitation kann ebenfalls im natürlichen Herzen auftreten. Kavitation pflegt dann aufzutreten, wenn ein verringerter Querschnittsbereich in dem Flußkanal existiert, beispielsweise infolge von Ablagerungen; und wenn entweder das künstliche oder das natürliche Herz einen Druckimpuls erzeugt mit einem hohen Spitzenwert des systolischen Drucks, so erzeugt der systolische Spitzendruck einen hohen Totaldruck in dem Fluid, welcher wiederum eine hohe Geschwindigkeit erzeugt, die zu einem sehr geringen statischen Druck in der Nähe des Bereichs mit verringertem Fluß führt. Der sehr niedrige statische Druck wird entsprechend dem Bernoulli-Gesetz erzeugt, und wenn Gasblasen existieren, so gibt es einen kleinen Bereich in dem Fluid, in welchem die Gasblasen expandieren und heftig zusammenfallen können, und beim natürlichen Herzen stört und beschädigt diese heftige Wirkung die Fluidkanaloberflächen, wodurch möglicherweise einige dortige Ablagerungen von ihrem Ort entfernt und an eine andere Stelle verbracht werden.

Fig. 8 ist eine vergrößerte Ansicht des Entlüftungsteils 10a von Fig. 2 und Fig. 5. Der Entlüftungsteil 10b gemäß Fig. 2 ist im wesentlichen derselbe wie 10a. Der Belüftungsteil 10a ist im wesentlichen ein Hohlrohr und weist eine Öffnung an der Spitze 23 auf, welche in die Aortenwand 25 eingeführt wird. Wie aus der bevorzugten Ausführungsform gemäß Fig. 5 hervorgeht, befindet sich die Spitze 23 eines katheterartigen Elements innerhalb des Herzens, beispielsweise der Aortenwand 25. Das Hohlrohr 24 erstreckt sich durch die Körperwand 26 und die Haut 26a. Das Rohr 24 ist vorzugsweise etwas flexibel und aus implantierbarem Metall oder Plastik hergestellt. Die Flexibilität gestattet eine Bewegung des Herzens und eine Bewegung des Körpers. Zeitweilig oder im Notfall kann eine große Spritzennadel das Entlüftungselement 10a ersetzen. Bevorzugte Abmessungen sind im Zusammenhang mit Fig. 2 erläutert. Vorzugsweise ist die Spitze 23 tiefgezogen und geschliffen, um eine kleine scharfkantige ovale Öffnung am Einlaß der Spitze zu erzeugen. Die entfernbare Führungsvorrichtung 27 ist wahlweise einsetzbar und dient als Stützteil für das Hohlrohr 24 während des Einführens. Ein Rohr und eine Spitze mit etwas vergrößerten Abmessungen würden eine schnellere Entlüftung gestatten und einen stabileren Aufbau aufweisen. Ein Führungselement 28 wird verwendet, um den Entlüftungsteil 10a an der Unterbrechungseinrichtung 11a zu befestigen.

Fig. 9 ist eine vergrößerte Ansicht einer alternativen Form des Entlüftungsteils 10a von Fig. 8. Der Hauptunterschied zwischen Fig. 8 und Fig. 9 besteht in der Einfügung eines porösen Einsatzes 30, beispielsweise einer Filtereinrichtung, die verwendet wird um sicherzustellen, daß Gas ohne übermäßig viel Blut abgelassen wird. Der poröse Einsatz ist entfernbar innerhalb des Außengehäuses 33 befestigt, welches etwa dem Entlüftungsteil 10a von Fig. 8 entspricht. Der poröse Einsatz 30 wird zwischen einer falzartigen Halterung 33b und einer inneren zylindrischen Muffe 29 an seiner Stelle gehalten. Das Gas wird durch die Öffnung(en) 31, den porösen Einsatz 30 und die innere zylindrische Muffe 29 entlüftet (abgelassen). Der poröse Einsatz 30 kann aus porösem Metall, porösem Plastik oder poröser Keramik bestehen. Der poröse Einsatz 30 kann an der inneren zylindrischen Muffe 29 befestigt sein, um das Entfernen und den Austausch des porösen Einsatzes 30 zu erleichtern.

Fig. 10 zeigt eine Vorrichtung, die dabei hilft, die Öffnung 31 innerhalb des Herzens zu halten. Eine Festspannstange 34 weist ein Gewindeende 35 auf, welches lösbar an einem entsprechendem Gewinde 36 im Außengehäuse 33 befestigt werden kann. Eine Kappe 37 ist an der Festspannstange 34 befestigt. Um die Anzahl der Teile zu verringern, können wahlweise die innere zylindrische Muffe 29, die Kappe 37 und die Festspannstange 34 zu einem einstückigem Teil kombiniert werden. Beim Einschrauben der Gewinde durch Drehen der Festspannstange 34 relativ zum Außengehäuse 33 kommt die Kappe 37 zur Anlage gegen das offene Ende des Außengehäuses 33 und führt zu einer Verformung des Gehäuses in der Nähe einer vorgeformten inneren Nut 38, wodurch eine vorspringende Haltekante 39 ausgebildet wird. Die Wirkung der Haltekante 39, die auf die Innenseite der Wand 25 des Herzens einwirkt, dient dazu, das Ende des Außengehäuses 33 mit der Öffnung 31 innerhalb des Herzinneren zu halten. Um Stellen wie die Entlüftungsstelle L 9a und L 9b von Fig. 2 zu umschließen, ist das Herz so definiert, daß es den Bereich der Aorta nahe der Aortenklappe umfaßt.

Claims (7)

1. Vorrichtung zum zumindest zeitweiligen Verbessern der Pumpwirkung des Herzens durch Entlüften einer zu hohen Gasbelastung mit mindestens einem rohrförmigen Entlüftungsteil (10a, 10b; 24; 33), welches eine Spitze (23) aufweist, wobei das Entlüftungsteil (10a, 10b; 24; 33) mindestens eine Öffnung (23; 31) als Einlaß sowie mindestens einen Auslaß aufweist, dadurch gekennzeichnet, daß eine Filtriervorrichtung (30) innerhalb des Entlüftungsteils (24; 33) im wesentlichen den Durchgang von Gasen, jedoch im wesentlichen nicht den Durchgang von Flüssigkeit in das Entlüftungsteil (10a, 10b; 24; 33) gestattet.
2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das Entlüftungsteil (10a, 10b; 24; 33) an eine zumindest teilweise flexible Leitung angeschlossen ist.
3. Vorrichtung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die flexible Leitung Gase an einen Niederdruckbereich innerhalb des Körpers abgibt.
4. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Filtervorrichtung (30) entfernbar innerhalb des Entlüftungsteils (10a, 10b; 24; 33) in ihrer Lage gehalten ist.
5. Vorrichtung nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet,
daß die Filtervorrichtung (30) ohne Entfernen der Spitze (23) des Entlüftungsteils (10a, 10b; 24; 33) von der Haut austauschbar ist und daß eine entfernbare Führungseinrichtung (27) innerhalb der flexiblen Leitung vorgesehen ist, daß eine Anschlußeinrichtung zur Verbindung eines Vakuumpumpsystems (19) mit einem Ende der flexiblen Leitung außerhalb der Haut zur Erleichterung der Entfernung von Gasen vorgesehen ist,
daß auf der Leitung eine Einrichtung (17) vorgesehen ist, mit welcher der Fluß durch die Leitung überwachbar ist, um sicherzustellen, daß keine übermäßige Flüssigkeitsmenge entfernt wird, und
daß eine Unterbrechungseinrichtung (11a) vorgesehen ist, um den Fluß durch die flexible Leitung anzuhalten.
6. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß zusätzlich ein Rückschlagventil (22) in dem Entlüftungsteil (10a, 10b; 24; 33) oder der Leitung vorgesehen ist, um einen Rückfluß von Gasen zum Herzen zu verhindern.
7. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 6, gekennzeichnet durch eine Rückführeinrichtung (18), um mit dem Gas entferntes Blut zurückzuführen.
DE3831540A 1987-09-16 1988-09-16 Expired - Fee Related DE3831540C2 (de)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US07/098,226 US4834707A (en) 1987-09-16 1987-09-16 Venting apparatus and method for cardiovascular pumping application

Publications (2)

Publication Number Publication Date
DE3831540A1 DE3831540A1 (de) 1989-04-06
DE3831540C2 true DE3831540C2 (de) 1993-06-24

Family

ID=22268167

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
DE3831540A Expired - Fee Related DE3831540C2 (de) 1987-09-16 1988-09-16

Country Status (8)

Country Link
US (1) US4834707A (de)
JP (1) JPH01145066A (de)
CA (1) CA1299454C (de)
CH (1) CH678277A5 (de)
DE (1) DE3831540C2 (de)
FR (1) FR2620337A1 (de)
GB (1) GB2209678B (de)
MX (1) MX168356B (de)

Cited By (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6165122A (en) * 1996-10-02 2000-12-26 Acorn Cardiovascular, Inc. Cardiac reinforcement device
US6174279B1 (en) 1999-09-21 2001-01-16 Acorn Cardiovascular, Inc. Cardiac constraint with tension indicator
US6293906B1 (en) 2000-01-14 2001-09-25 Acorn Cardiovascular, Inc. Delivery of cardiac constraint jacket
US6595912B2 (en) 2000-03-10 2003-07-22 Paracor Surgical, Inc. Expandable cardiac harness for treating congestive heart failure
US6612978B2 (en) 1999-12-22 2003-09-02 Paracor Surgical, Inc. Expandable cardiac harness for treating congestive heart failure
US7214181B2 (en) 2000-08-17 2007-05-08 Acorn Cardiovascular, Inc. Septum attached ventricular support
US7235042B2 (en) 2003-09-16 2007-06-26 Acorn Cardiovascular, Inc. Apparatus and method for applying cardiac support device
US7651462B2 (en) 2006-07-17 2010-01-26 Acorn Cardiovascular, Inc. Cardiac support device delivery tool with release mechanism
US7736299B2 (en) 2002-11-15 2010-06-15 Paracor Medical, Inc. Introducer for a cardiac harness delivery
US7938768B2 (en) 2000-05-10 2011-05-10 Mardil, Inc. Cardiac disease treatment and device
US8100821B2 (en) 2006-06-29 2012-01-24 Mardil, Inc. Low friction delivery tool for a cardiac support device
US8192351B2 (en) 2007-08-13 2012-06-05 Paracor Medical, Inc. Medical device delivery system having integrated introducer
US8246539B2 (en) 2006-05-19 2012-08-21 Mardil, Inc. Pericardium management method for intra-pericardial surgical procedures
US8870744B2 (en) 2006-03-03 2014-10-28 Mardil, Inc. Cardiac support device delivery tool with independently movable arms

Families Citing this family (77)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE3900738C2 (de) * 1989-01-12 1993-07-15 Hans E. Prof. Dr.Med. 8500 Nuernberg De Sachse
US5151087A (en) * 1991-08-30 1992-09-29 Dlp, Inc. Aortic root cannula
US5441224A (en) * 1994-08-01 1995-08-15 Ludwig; Douglas P. Retainer and method for attaching wiring to objects
DE19501017C2 (de) * 1995-01-14 2002-10-24 Michael Volkmer Chirurgisches Absauginstrument
WO1998058598A1 (de) 1997-06-21 1998-12-30 Hans Haindl Beutel zur wenigstens teilweisen umfassung eines herzens
US6086527A (en) * 1998-04-02 2000-07-11 Scimed Life Systems, Inc. System for treating congestive heart failure
US6123662A (en) 1998-07-13 2000-09-26 Acorn Cardiovascular, Inc. Cardiac disease treatment and device
US6085754A (en) 1998-07-13 2000-07-11 Acorn Cardiovascular, Inc. Cardiac disease treatment method
US6587734B2 (en) 1998-11-04 2003-07-01 Acorn Cardiovascular, Inc. Cardio therapeutic heart sack
US6169922B1 (en) 1998-11-18 2001-01-02 Acorn Cardiovascular, Inc. Defibrillating cardiac jacket with interwoven electrode grids
US6230714B1 (en) 1998-11-18 2001-05-15 Acorn Cardiovascular, Inc. Cardiac constraint with prior venus occlusion methods
US7329236B2 (en) * 1999-01-11 2008-02-12 Flowmedica, Inc. Intra-aortic renal drug delivery catheter
US6749598B1 (en) 1999-01-11 2004-06-15 Flowmedica, Inc. Apparatus and methods for treating congestive heart disease
US7780628B1 (en) 1999-01-11 2010-08-24 Angiodynamics, Inc. Apparatus and methods for treating congestive heart disease
US6155972A (en) * 1999-02-02 2000-12-05 Acorn Cardiovascular, Inc. Cardiac constraint jacket construction
US6241654B1 (en) 1999-07-07 2001-06-05 Acorn Cardiovasculr, Inc. Cardiac reinforcement devices and methods
US6193648B1 (en) 1999-09-21 2001-02-27 Acorn Cardiovascular, Inc. Cardiac constraint with draw string tensioning
US6179791B1 (en) 1999-09-21 2001-01-30 Acorn Cardiovascular, Inc. Device for heart measurement
US6730016B1 (en) 2000-06-12 2004-05-04 Acorn Cardiovascular, Inc. Cardiac disease treatment and device
US6902522B1 (en) 2000-06-12 2005-06-07 Acorn Cardiovascular, Inc. Cardiac disease treatment and device
US6482146B1 (en) 2000-06-13 2002-11-19 Acorn Cardiovascular, Inc. Cardiac disease treatment and device
US6951534B2 (en) 2000-06-13 2005-10-04 Acorn Cardiovascular, Inc. Cardiac support device
US7481803B2 (en) * 2000-11-28 2009-01-27 Flowmedica, Inc. Intra-aortic renal drug delivery catheter
US7122019B1 (en) 2000-11-28 2006-10-17 Flowmedica Inc. Intra-aortic renal drug delivery catheter
US6564094B2 (en) 2000-12-22 2003-05-13 Acorn Cardiovascular, Inc. Cardiac disease treatment and device
US6575921B2 (en) 2001-02-09 2003-06-10 Acorn Cardiovascular, Inc. Device for heart measurement
US6716158B2 (en) 2001-09-07 2004-04-06 Mardil, Inc. Method and apparatus for external stabilization of the heart
EP1424958A2 (de) * 2001-09-10 2004-06-09 Paracor Medical, Inc. Herzbeutel
EP1446069A1 (de) * 2001-10-31 2004-08-18 Paracor Surgical, Inc. Vorrichtung zur behandlung von herzversagen
US7174896B1 (en) 2002-01-07 2007-02-13 Paracor Medical, Inc. Method and apparatus for supporting a heart
US7022063B2 (en) 2002-01-07 2006-04-04 Paracor Medical, Inc. Cardiac harness
US20030229260A1 (en) * 2002-06-05 2003-12-11 Acorn Cardiovascular, Inc. Cardiac support device with tension indicator
US20030229261A1 (en) * 2002-06-06 2003-12-11 Acorn Cardiovascular, Inc. Cardiac support devices and methods of producing same
US6682475B2 (en) 2002-06-11 2004-01-27 Acorn Cardiovascular, Inc. Tension indicator for cardiac support device and method therefore
AU2003268549A1 (en) * 2002-09-05 2004-03-29 Paracor Medical, Inc. Cardiac harness
WO2004034767A2 (en) * 2002-09-20 2004-04-29 Flowmedica, Inc. Catheter system for renal therapy
WO2004030718A2 (en) * 2002-09-20 2004-04-15 Flowmedica, Inc. Method and apparatus for intra aortic substance delivery to a branch vessel
WO2004032791A2 (en) * 2002-09-20 2004-04-22 Flowmedica, Inc. Method and apparatus for selective material delivery via an intra-renal catheter
US7993325B2 (en) 2002-09-20 2011-08-09 Angio Dynamics, Inc. Renal infusion systems and methods
EP1635736A2 (de) * 2003-06-05 2006-03-22 FlowMedica, Inc. Systeme und verfahren zur durchführung von bilateralen interventionen oder diagnose in verzweigten körperlumen
US7063679B2 (en) 2002-09-20 2006-06-20 Flowmedica, Inc. Intra-aortic renal delivery catheter
US20070255093A1 (en) * 2002-11-15 2007-11-01 Lilip Lau Cardiac harness delivery device and method
US20050059855A1 (en) * 2002-11-15 2005-03-17 Lilip Lau Cardiac harness delivery device and method
AU2003291541A1 (en) * 2002-11-15 2004-06-15 Paracor Medical, Inc. Cardiac harness delivery device
US7229405B2 (en) 2002-11-15 2007-06-12 Paracor Medical, Inc. Cardiac harness delivery device and method of use
US20050283042A1 (en) * 2003-03-28 2005-12-22 Steve Meyer Cardiac harness having radiopaque coating and method of use
US20040249242A1 (en) * 2003-03-28 2004-12-09 Lilip Lau Multi-panel cardiac harness
US20060167437A1 (en) * 2003-06-17 2006-07-27 Flowmedica, Inc. Method and apparatus for intra aortic substance delivery to a branch vessel
US20060009675A1 (en) * 2004-07-08 2006-01-12 Steven Meyer Self-anchoring cardiac harness for treating the heart and for defibrillating and/or pacing/sensing
WO2005007032A2 (en) * 2003-07-10 2005-01-27 Paracor Medical, Inc. Self-anchoring cardiac harness
EP1659970A4 (de) * 2003-08-05 2008-05-21 Flowmedica Inc System und verfahren zur prävention von radiokontrast-induzierter nephropathie
US7158839B2 (en) * 2003-11-07 2007-01-02 Paracor Medical, Inc. Cardiac harness for treating heart disease
US20070106336A1 (en) * 2003-11-07 2007-05-10 Alan Schaer Cardiac harness assembly for treating congestive heart failure and for pacing/sensing
US20050171589A1 (en) * 2003-11-07 2005-08-04 Lilip Lau Cardiac harness and method of delivery by minimally invasive access
US20050137673A1 (en) * 2003-11-07 2005-06-23 Lilip Lau Cardiac harness having electrodes and epicardial leads
US20070055091A1 (en) * 2004-12-02 2007-03-08 Lilip Lau Cardiac harness for treating congestive heart failure and for defibrillating and/or pacing/sensing
US20070106359A1 (en) * 2003-11-07 2007-05-10 Alan Schaer Cardiac harness assembly for treating congestive heart failure and for pacing/sensing
US7155295B2 (en) * 2003-11-07 2006-12-26 Paracor Medical, Inc. Cardiac harness for treating congestive heart failure and for defibrillating and/or pacing/sensing
CA2553185A1 (en) * 2004-01-12 2005-08-04 Paracor Medical, Inc. Cardiac harness having interconnected strands
WO2005091910A2 (en) * 2004-03-04 2005-10-06 Flowmedica, Inc. Sheath for use in peripheral interventions
US7530967B2 (en) * 2004-05-03 2009-05-12 Clearview Patient Safety Technologies, Llc Porous multiple sample sleeve and blood drawing device for flash detection
WO2005112980A2 (en) * 2004-05-14 2005-12-01 Flowmedica, Inc. Bi-lateral local renal delivery for treating congestive heart failure and for bnp therapy
US20060069323A1 (en) * 2004-09-24 2006-03-30 Flowmedica, Inc. Systems and methods for bi-lateral guidewire cannulation of branched body lumens
US20060129026A1 (en) * 2004-12-15 2006-06-15 Joshua Wallin Apparatus and method for mounting a cardiac harness on the heart
US20070032696A1 (en) * 2005-07-22 2007-02-08 Sieu Duong Cardiac harness delivery device
US7587247B2 (en) * 2005-08-01 2009-09-08 Paracor Medical, Inc. Cardiac harness having an optimal impedance range
US20070167913A1 (en) * 2005-10-11 2007-07-19 Flowmedica, Inc. Vascular sheath with variable lumen construction
US20070208217A1 (en) * 2006-03-03 2007-09-06 Acorn Cardiovascular, Inc. Self-adjusting attachment structure for a cardiac support device
US20070287883A1 (en) * 2006-06-07 2007-12-13 Lilip Lau Apparatus and method for pulling a cardiac harness onto a heart
US7771401B2 (en) * 2006-06-08 2010-08-10 Angiodynamics, Inc. Selective renal cannulation and infusion systems and methods
US7641608B1 (en) 2006-09-26 2010-01-05 Acorn Cardiovascular, Inc. Sectional cardiac support device and method of delivery
US20080221551A1 (en) * 2007-03-09 2008-09-11 Flowmedica, Inc. Acute kidney injury treatment systems and methods
US20090105799A1 (en) * 2007-10-23 2009-04-23 Flowmedica, Inc. Renal assessment systems and methods
US20110040241A1 (en) * 2009-08-11 2011-02-17 Dongfang Wang Blood access assembly for artificial lung and right ventricular assist device
CA2898620A1 (en) 2012-10-12 2014-04-17 Mardil, Inc. Cardiac treatment system and method
USD717954S1 (en) 2013-10-14 2014-11-18 Mardil, Inc. Heart treatment device
JP2017519808A (ja) * 2014-03-28 2017-07-20 テルモ ビーシーティー、インコーポレーテッド 制御ループを用いた分離プロセスにおけるゲイン

Family Cites Families (24)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3039468A (en) * 1959-01-07 1962-06-19 Joseph L Price Trocar and method of treating bloat
US3592183A (en) * 1969-05-27 1971-07-13 David H Watkins Heart assist method and apparatus
US3610483A (en) * 1969-12-01 1971-10-05 Ralph Visconti Dispenser with liquid-impervious vent
DE2119818C3 (de) * 1971-04-23 1974-05-16 Transcodan Sven Husted-Andersen, 2432 Lensahn
US4014317A (en) * 1972-02-18 1977-03-29 The United States Of America As Represented By The Department Of Health, Education And Welfare Multipurpose cardiocirculatory assist cannula and methods of use thereof
US3776239A (en) * 1972-05-17 1973-12-04 Sherwood Medical Ind Inc Aspirator needle
US3995617A (en) * 1972-05-31 1976-12-07 Watkins David H Heart assist method and catheter
GB1494474A (en) * 1973-10-30 1977-12-07 Nat Res Dev Instruments for use in the measurement of blood gases
US3893448A (en) * 1973-11-26 1975-07-08 John W Brantigan Catheter device for use in detecting gas in body fluids and tissue
US3981297A (en) * 1975-03-03 1976-09-21 Sorenson Research Co., Inc. Gas sampling catheter assembly and method
US4069826A (en) * 1976-09-03 1978-01-24 Barlow Mfg. Corporation Surgical tube adapter clamp
US4187856A (en) * 1978-04-03 1980-02-12 The Perkin-Elmer Corporation High-speed transmission of blood stream gases
US4266559A (en) * 1979-04-02 1981-05-12 American Hospital Supply Corporation Blood sampler
GB2053719B (en) * 1979-06-07 1983-04-20 Medishield Corp Ltd Probe for absorbed gas analysis
US4309637A (en) * 1979-11-13 1982-01-05 Emi Limited Rotating anode X-ray tube
US4309994A (en) * 1980-02-25 1982-01-12 Grunwald Ronald P Cardiovascular cannula
US4355964A (en) * 1980-08-22 1982-10-26 Caterpillar Tractor Co. Gear pump having fluid deaeration capability
US4385950A (en) * 1980-09-05 1983-05-31 Tecnol, Inc. Small ice packs and method of manufacturing the same
US4397049A (en) * 1981-09-15 1983-08-09 Foxcroft Associates Hydraulically actuated cardiac prosthesis with three-way ventricular valving
US4493314A (en) * 1982-06-30 1985-01-15 Lundell Laboratories, Inc. Heart pump
US4493692A (en) * 1982-09-29 1985-01-15 Reed Charles C Blood gas concentration control apparatus and method
US4531935A (en) * 1983-01-13 1985-07-30 Med-West, Incorporated Cardioplegia/air aspiration cannula
JPS623125Y2 (de) * 1983-02-10 1987-01-24
US4625712A (en) * 1983-09-28 1986-12-02 Nimbus, Inc. High-capacity intravascular blood pump utilizing percutaneous access

Cited By (30)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6893392B2 (en) 1996-10-02 2005-05-17 Acorn Cardiovascular, Inc. Cardiac reinforcement device
US7351200B2 (en) 1996-10-02 2008-04-01 Acorn Cardiovascular, Inc. Cardiac reinforcement device
US7278964B2 (en) 1996-10-02 2007-10-09 Acorn Cardiovascular, Inc. Cardiac reinforcement device
US7261684B2 (en) 1996-10-02 2007-08-28 Acorn Cardiovascular, Inc. Cardiac reinforcement device
US7255674B2 (en) 1996-10-02 2007-08-14 Acorn Cardiovascular, Inc. Cardiac reinforcement device
US7166071B2 (en) 1996-10-02 2007-01-23 Acorn Cardiovascular, Inc. Cardiac reinforcement device
US7163507B2 (en) 1996-10-02 2007-01-16 Acorn Cardiovascular, Inc. Cardiac reinforcement device
US6165122A (en) * 1996-10-02 2000-12-26 Acorn Cardiovascular, Inc. Cardiac reinforcement device
US6174279B1 (en) 1999-09-21 2001-01-16 Acorn Cardiovascular, Inc. Cardiac constraint with tension indicator
US6612978B2 (en) 1999-12-22 2003-09-02 Paracor Surgical, Inc. Expandable cardiac harness for treating congestive heart failure
US6702732B1 (en) 1999-12-22 2004-03-09 Paracor Surgical, Inc. Expandable cardiac harness for treating congestive heart failure
US6663558B2 (en) 1999-12-23 2003-12-16 Paracor Surgical, Inc. Expandable cardiac harness for treating congestive heart failure
US6881185B2 (en) 2000-01-14 2005-04-19 Acorn Cardiovascular, Inc. Delivery of cardiac constraint jacket
US7819797B2 (en) 2000-01-14 2010-10-26 Acorn Cardiovascular, Inc. Delivery of cardiac constraint jacket
US6293906B1 (en) 2000-01-14 2001-09-25 Acorn Cardiovascular, Inc. Delivery of cardiac constraint jacket
US7419466B2 (en) 2000-01-14 2008-09-02 Acorn Cardiovascular, Inc. Delivery of cardiac constraint jacket
US6612979B2 (en) 2000-03-10 2003-09-02 Paracor Surgical, Inc. Expandable cardiac harness for treating congestive heart failure
US6602184B2 (en) 2000-03-10 2003-08-05 Paracor Surgical, Inc. Expandable cardiac harness for treating congestive heart failure
US6595912B2 (en) 2000-03-10 2003-07-22 Paracor Surgical, Inc. Expandable cardiac harness for treating congestive heart failure
US7938768B2 (en) 2000-05-10 2011-05-10 Mardil, Inc. Cardiac disease treatment and device
US9005109B2 (en) 2000-05-10 2015-04-14 Mardil, Inc. Cardiac disease treatment and device
US7214181B2 (en) 2000-08-17 2007-05-08 Acorn Cardiovascular, Inc. Septum attached ventricular support
US7736299B2 (en) 2002-11-15 2010-06-15 Paracor Medical, Inc. Introducer for a cardiac harness delivery
US7235042B2 (en) 2003-09-16 2007-06-26 Acorn Cardiovascular, Inc. Apparatus and method for applying cardiac support device
US8870744B2 (en) 2006-03-03 2014-10-28 Mardil, Inc. Cardiac support device delivery tool with independently movable arms
US8246539B2 (en) 2006-05-19 2012-08-21 Mardil, Inc. Pericardium management method for intra-pericardial surgical procedures
US8100821B2 (en) 2006-06-29 2012-01-24 Mardil, Inc. Low friction delivery tool for a cardiac support device
US7651462B2 (en) 2006-07-17 2010-01-26 Acorn Cardiovascular, Inc. Cardiac support device delivery tool with release mechanism
US8617051B2 (en) 2006-07-17 2013-12-31 Mardil, Inc. Cardiac support device delivery tool with release mechanism
US8192351B2 (en) 2007-08-13 2012-06-05 Paracor Medical, Inc. Medical device delivery system having integrated introducer

Also Published As

Publication number Publication date
CA1299454C (en) 1992-04-28
GB2209678A (en) 1989-05-24
MX168356B (es) 1993-05-19
CH678277A5 (de) 1991-08-30
JPH01145066A (en) 1989-06-07
GB8821226D0 (en) 1988-10-12
DE3831540A1 (de) 1989-04-06
US4834707A (en) 1989-05-30
GB2209678B (en) 1992-03-25
FR2620337A1 (fr) 1989-03-17

Similar Documents

Publication Publication Date Title
DE19515280C2 (de) Vorrichtung zum Entfernen von Gewebe oder dergleichen aus der Bauchhöhle
DE19505304B4 (de) Hohler Greifer zur Implantation eines Fadenankers
DE3018335C2 (de)
DE60013304T2 (de) Mikrochirurgisches gerät
EP0047465B1 (de) Perkutaner Ballonkatheter
DE69828561T2 (de) Vorrichtungen zum verschliessen der aufsteigenden aorta eines patienten
DE60225619T2 (de) Subkutane Nähvorrichtung zum Schliessen einer Öffnung der Bauchdecke eines Patienten
EP0460447B1 (de) Kompressions-Bohrlehre
DE60200515T2 (de) Verschlussvorrichtung
DE4302230C5 (de) Verfahren zur Herstellung von Knochenzement und Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens
DE3935579C2 (de) Ballonkatheter
DE4406077B4 (de) Ballonkatheter- und Führungsdraht-Anordnung
DE69738437T2 (de) Vorrichtung zum Abdichten einer Öffnung in einem hohlen oder rohrförmigen Organ
DE69637459T2 (de) Intranasaler Medikator
DE10034419B4 (de) Sicherheitsspritze
DE69534765T2 (de) Trokar mit einer Mehrzahl von Zugängen
DE19840047B4 (de) Vorrichtung zur gezielten Verbesserung und/oder dauerhaften Gewährleistung des Durchlässigkeitsvermögens für Augenkammerwasser durch das Trabekelwerk in den Schlemmschen Kanal
DE69724240T2 (de) Ventilvorrichtung für medizinische zwecke
EP1294322B1 (de) Vorrichtung zum injizieren von knochenzement
DE69818299T2 (de) Kathetersystem mit einem spezifischem toten raum für die zufuhr eines geringen flüssigkeitsmengenbolus
EP0080436B1 (de) Vorrichtung zur Entfernung bzw. zur Aufweitung von Engstellen in Körperflüssigkeit führenden Gefässen
DE69834384T2 (de) Abgedichtete chirurgische Porteinrichtung
DE60308293T2 (de) Blutbehandlungskathetereinrichtung
DE69730882T2 (de) Vorrichtung zur Spritzenanfertigung
DE69920694T2 (de) Minimalinvasives messinstrument für einen herzventilverankerungsring

Legal Events

Date Code Title Description
8110 Request for examination paragraph 44
D2 Grant after examination
8364 No opposition during term of opposition
8339 Ceased/non-payment of the annual fee