DE4124299A1 - Intraventrikular expandierbare hilfspumpe - Google Patents
Intraventrikular expandierbare hilfspumpeInfo
- Publication number
- DE4124299A1 DE4124299A1 DE4124299A DE4124299A DE4124299A1 DE 4124299 A1 DE4124299 A1 DE 4124299A1 DE 4124299 A DE4124299 A DE 4124299A DE 4124299 A DE4124299 A DE 4124299A DE 4124299 A1 DE4124299 A1 DE 4124299A1
- Authority
- DE
- Germany
- Prior art keywords
- pump body
- pump
- inner balloon
- gas
- valve
- 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.)
- Withdrawn
Links
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES 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
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/40—Details relating to driving
- A61M60/424—Details relating to driving for positive displacement blood pumps
- A61M60/427—Details relating to driving for positive displacement blood pumps the force acting on the blood contacting member being hydraulic or pneumatic
- A61M60/43—Details relating to driving for positive displacement blood pumps the force acting on the blood contacting member being hydraulic or pneumatic using vacuum at the blood pump, e.g. to accelerate filling
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES 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
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/10—Location thereof with respect to the patient's body
- A61M60/122—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body
- A61M60/165—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body implantable in, on, or around the heart
- A61M60/17—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body implantable in, on, or around the heart inside a ventricle, e.g. intraventricular balloon pumps
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES 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
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/10—Location thereof with respect to the patient's body
- A61M60/122—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body
- A61M60/126—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body implantable via, into, inside, in line, branching on, or around a blood vessel
- A61M60/148—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body implantable via, into, inside, in line, branching on, or around a blood vessel in line with a blood vessel using resection or like techniques, e.g. permanent endovascular heart assist devices
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES 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
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/20—Type thereof
- A61M60/295—Balloon pumps for circulatory assistance
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES 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
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/40—Details relating to driving
- A61M60/497—Details relating to driving for balloon pumps for circulatory assistance
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES 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
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/50—Details relating to control
- A61M60/508—Electronic control means, e.g. for feedback regulation
- A61M60/515—Regulation using real-time patient data
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES 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
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/50—Details relating to control
- A61M60/508—Electronic control means, e.g. for feedback regulation
- A61M60/515—Regulation using real-time patient data
- A61M60/523—Regulation using real-time patient data using blood flow data, e.g. from blood flow transducers
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES 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
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/50—Details relating to control
- A61M60/508—Electronic control means, e.g. for feedback regulation
- A61M60/538—Regulation using real-time blood pump operational parameter data, e.g. motor current
- A61M60/554—Regulation using real-time blood pump operational parameter data, e.g. motor current of blood pressure
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES 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
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/80—Constructional details other than related to driving
- A61M60/841—Constructional details other than related to driving of balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/843—Balloon aspects, e.g. shapes or materials
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES 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
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/80—Constructional details other than related to driving
- A61M60/855—Constructional details other than related to driving of implantable pumps or pumping devices
- A61M60/89—Valves
- A61M60/894—Passive valves, i.e. valves actuated by the blood
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Hematology (AREA)
- Mechanical Engineering (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Anesthesiology (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Geometry (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- External Artificial Organs (AREA)
Description
Die vorliegende Erfindung betrifft eine intraventrikular
expandierbare Hilfspumpe und insbesondere eine solche in
traventrikular expandierbare Hilfspumpe, die bei Patien
ten mit einem ernsthaften ventrikularen kardiogenen
Schock zur Unterstützung des Kreislaufs verwendet werden
kann.
Der Einsatz einer solchen intraventrikular expandierba
ren Hilfspumpe kann unter den folgenden Umständen erfor
derlich werden:
1. Bei Patienten mit akutem Herzmuskelinfarkt (Myo
kardinfarkt) im Zustand eines kardiogenen Schocks.
In den Vereinigten Staaten werden jährlich eineinhalb
Millionen akute Herzmuskelinfarkte berichtet, von denen
sich bei ungefähr 60 000 ein kardiogener Schock entwickelt.
2. Bei Patienten, die nach einer offenen Herzopera
tion aufgrund einer Herzmuskelinsuffizienz und einer
niedrigen Herzausgangsleistung nicht vom extrakorporalen
Blutkreislauf abgekoppelt werden können.
Jedes Jahr werden weltweit mehr als 200 000 Operationen
mit extrakorporalem Kreislauf ausgeführt. In ungefähr 7%
der Fälle (ungefähr 15 000 Patienten pro Jahr) ist es
nicht möglich, den Patienten vom extrakorporalen Kreis
lauf (EC-Kreislauf) abzukoppeln. Etwa die Hälfte der
Fälle können mit einem intraaortischen Kontrapulsations-
System (IABP-System) und mit inotropen Präparaten erfolg
reich behandelt werden, die andere Hälfte erfordert je
doch eine wirksamere mechanische Kreislaufunterstützung.
3. Als Überbrückung zu einer Herztransplantation.
Der Mangel an Organspendern und lange Wartelisten machen
es jeden Tag dringlicher, daß ein System erhältlich ist,
mit dem das Leben des wartenden Organempfängers erhalten
werden kann.
4. Ernste chronische Kardiomyopathien bei niedriger
Herzausgangsleistung.
Es wird geschätzt, daß pro Jahr 25 000 solcher Fälle auf
treten.
5. Unfälle in hämodynamischen Labors, insbesondere
dann, wenn Angioplastien in kritischen Fällen ausgeführt
werden.
Heutzutage sind mehrere Systeme für eine mechanische
Kreislaufunterstützung vorhanden, von denen einige ohne
Einschränkungen erhältlich sind, während sich andere noch
in der klinischen Versuchsphase befinden.
Im folgenden werden die Haupteigenschaften der wichtig
sten dieser Systeme angegeben, um einen Vergleich zur er
findungsgemäßen Hilfspumpe zu ermöglichen.
Im Falle einer Insuffizienz der linken Herzkammer verrin
gert die IABP die Koronarströmung, sie kann jedoch im
Falle eines ernsthaften Herzversagens keinen adäquaten
Kreislauf aufrechterhalten (sie liefert nur 0,8 Li
ter/Minute). Sie besitzt den Vorteil einer schnellen und
leichten Implantation, ferner kann sie perkutan implan
tiert werden; bei Patienten mit kardiogenem Schock hat
sich jedoch herausgestellt, daß sie die Sterblichkeit
nicht verringert (Bregman u. a.: A Pulsating assist device
(PAD) for improved protection during cardiopulmonary by
pass, Ann Thorac Surg 24: 547, 1977).
Der Bypass kann mit der perkutanen Technik von Phillips
(S. J. Phillips: Percutaneus Cardiopulmonary bypass and
innovations in clinical counterpulsation, Crit care Clin
2: 297, 1986) oder mit der Oberschenkelschnittechnik aus
geführt werden.
Dieses System gestattet eine schnelle Implantation, ihre
Wirksamkeit ist jedoch begrenzt. Sie kann für 24 bis 48
Stunden eine akzeptable Kreislaufunterstützung auf
rechterhalten, wobei in dieser Zeit konkretere Maßnahmen
angestrebt werden sollten. Es kann in hämodynamischen La
bors und in Intensivstationen sehr nützlich sein. Sein
Hauptproblem besteht darin, daß es die linke Herzkammer
nicht oder nur ineffektiv leert, weshalb es nur für eine
sehr kurze Zeitspanne eingesetzt werden kann.
Wenn der kardiogene Schock trotz der IABP und der inotro
pen Präparate fortdauert, ist es notwendig, auf ein wirk
sameres System zurückzugreifen. Dies kann entweder ein
Hilfssystem für den linken Ventrikel (LVAS) oder ein
Hilfssystem für den rechten Ventrikel (RVAS) oder ein
Hilfssystem für beide Ventrikel (BVAS) sein, wobei in
diesen Systemen magnetische Pumpen oder Rollenpumpen ver
wendet werden und eine Brustraumöffnung erforderlich ma
chen.
Mit solchen Kreislaufunterstützungssystemen und, falls
erforderlich, einem Membran-Beatmungsgerät (ECMO) ist es
möglich, einen Patienten mit kardiogenem Schock für sechs
bis zehn Tage in einem annehmbaren thermodynamischen Zu
stand zu halten, anschließend entstehen jedoch viele Pro
bleme.
Es gibt verschiedene Modelle von künstlichen Ventrikeln,
die in den äußeren Teil des Brustraums eingesetzt werden
können und vollständig oder teilweise die Funktion des
unterstützten Ventrikels übernehmen können. Die am weite
sten verbreiteten Modelle sind die folgenden: Symbion
AVAD; Pierce Donachy Thoratec; Novacor LVAS und Thermedic
LVAS. Die ersten beiden werden pneumatisch angetrieben.
Der elektrisch angetriebene Novacor kann implantiert wer
den.
Mit den obengenannten Systemen kann eine mono- oder bi
ventrikulare Unterstützung ausgeführt werden. Deren Wirk
samkeit hinsichtlich der Kreislaufunterstützung ist grö
ßer als diejenige der weiter oben genannten Verfahren,
ferner kann die Dauer der Unterstützung auf zwei oder
drei Monate verlängert werden. Sie besitzen den Nachteil,
daß eine Brustraumöffnung erforderlich ist und daß die
Kanülenimplantation schwierig ist. Das Verfahren stellt
eine komplizierte und risikoreiche Operation dar, weshalb
die Indikation in vielen Fällen zu lange hinausgezögert
wird, was eine weitere Verschlechterung des Zustandes des
Patienten und schlechtere Ergebnisse zur Folge hat.
Dieses extreme Kreislaufunterstützungssystem ist in den
letzten zwanzig Jahren entwickelt worden. Es gibt ver
schiedene Geräte, von denen sich manche noch in der expe
rimentellen Phase befinden. Das am weitesten verbreitete
System ist Symbion, Jarvick-7 (161 Implantationen bis
April 1990) gewesen. Liotta, Akutsu und Phoenix sind je
weils für einen Patienten verwendet worden. Die Berlin-
und Ellipsoidof-Unger-Systeme sind in vier Fällen verwen
det worden, dasjenige der Pennsylvania-State-University
in zwei Fällen.
Die häufigste Indikation für ein vollständiges künstli
ches Herz (TAH) war diejenige einer "Überbrückung" für
eine Herztransplantation in Fällen irreversibler akuter
Herzinsuffizienz. Hierbei besteht der Vorteil, daß die
"Überbrückungssituation" für eine lange Zeit aufrechter
halten werden kann, so daß lange Verzögerungszeiten bei schwie
rigen Organempfängern mit antigenen Problemen möglich
werden. Der Hauptnachteil eines vollständigen künstlichen
Herzens besteht in der ihm entgegengebrachten Skepsis,
weil die Entfernung des Herzens aus dem Patienten irre
versibel ist, und in den technischen Schwierigkeiten der
Implantation, die größer als bei einer Herztransplanta
tion sind.
Aus der obigen Beschreibung der herkömmlichen Kreislauf
unterstützungssysteme ergeben sich für ein ideales Kreis
laufunterstützungssystem die folgenden Bedingungen:
- 1. Eine leichte Implantierbarkeit (ohne Brustraum öffnung) durch periphere Arterien oder Venen.
- 2. Die Fähigkeit zum Entleeren des unterstützten Ventrikels und zur Übernahme von 60 bis 80 Prozent von dessen normaler Funktion.
- 3. Die Anordnung des Systems im Ventrikel, um Ener gieverluste zu vermeiden, die durch eine eingeschobene Kanüle verursacht würden.
- 4. Keine Notwendigkeit von mechanischen oder biolo gischen Klappen oder Ventilen.
- 5. Die Möglichkeit zum Belassen des Gerätes im Pati enten für Zeitintervalle von zwei oder drei Monaten oder sogar ständig und zur Erneuerung des Gerätes.
- 6. Die Funktionsfähigkeit ohne Synchronisierung mit dem unterstützten Ventrikel.
- 7. Die Möglichkeit, daß das Gerät als ständige Un terstützung für chronische Fälle verwendet werden kann.
Die erfindungsgemäße intraventrikulare Hilfspumpe besitzt
eine ähnliche Lebensdauer und Wirksamkeit wie künstliche
Ventrikel (VAD) und wie das mechanische Herz (TAH), sie
besitzt jedoch den großen Vorteil, daß ihre Implantation
inkruent (ohne Brustraumöffnung) erfolgt und daß eine
solche Implantation so leicht wie die Kontrapulsation
(IABP) oder der Femoro-femorale Bypass auszuführen ist.
Sie wird durch eine pneumatische Antriebseinheit, die je
doch nicht Gegenstand der vorliegenden Anmeldung ist, an
getrieben.
Für ein besseres Verständnis der Eigenschaften der erfin
dungsgemäßen Pumpe sind Zeichnungen 1 bis 6 beigefügt.
In Fig. 1 sind verschiedene Teile der Pumpe gezeigt:
In Fig. 1a ist ein Pumpenkörper gezeigt. Dieser Pumpen
körper 1 oder diese Außenkammer besitzt unregelmäßige Ei
form; ihr Hauptmerkmal besteht darin, daß sie wegen des
"Doppelwandsystems" "expandierbar" ist. In der Wand 1a
ist ein Schlauchnetz enthalten, das im Punkt p mit einem
Zweiwegekatheter 2 verbunden ist. Wenn sich in der Wand
1a keine Flüssigkeit und kein Gas befindet, ist der
Pumpenkörper 1 oder die Außenkammer flexibel, biegsam und
aufwickelbar (jedoch nicht elastisch). Sie kann jedoch
durch die Einleitung von mit Druck beaufschlagter
Flüssigkeit oder von mit Druck beaufschlagtem Gas in das
Doppelwandsystem in eine "starre Kammer" verwandelt
werden. In Fig. 1a wird das System durch ein Schlauchnetz
dargestellt, die Starrheit kann jedoch auch durch andere
Doppelwandsysteme wie etwa miteinander verbundene Zellen,
übereinander geschichtetes Schaumstoffgewebe und derglei
chen erreicht werden.
In Fig. 1b ist der durch die Herzklappe führende Ab
schnitt gezeigt. Dieser durch die Herzklappe führende Ab
schnitt 3, der "Hals" oder Distalteil der Pumpe besteht
aus einem Schlauch 3 mit einem Durchmesser von ca. 16 mm,
der wie der Pumpenkörper 1 aus einem biokompatiblen
Kunststoffmaterial, jedoch mit sehr dünnen Wänden ausge
bildet ist, so daß er leicht zusammenfallen kann. Durch
diesen Schlauch 3 strömt das im Pumpenkörper 1 enthaltene
Blut aus, wenn der Innenballon aufgeblasen wird.
Wenn sich die Pumpe im linken Ventrikel befindet, ver
läuft der "Hals" durch die Aortenklappe und paßt sich
ohne Störung von deren Funktion an den "geöffneten" oder
"geschlossenen" Zustand an. Wenn sich die Pumpe im rech
ten Ventrikel befindet, ist die Position entsprechend so,
daß der "Hals" durch das Infundibulum und die Pulmonal
klappe verläuft. Durch die spezielle Konstruktionsart des
Schlauchs 3 ist es nicht erforderlich, in dem aus der
Pumpe führenden Weg ein Ventil zu verwenden.
In Fig. 1c ist der Innenballon gezeigt. Dieser Innenbal
lon 4, der ebenfalls aus einem biokompatiblen Material
hergestellt ist, besitzt eine birnenförmige Gestalt.
Seine Haupteigenschaft besteht darin, daß die Dicke sei
ner Wand vom distalen, schmaleren Teil 5 zum proximalen,
weiteren Teil 6 zunimmt. Der Grund für eine solche unter
schiedliche Wanddicke besteht darin, daß eine vom Bereich
5 ausgehende allmähliche und im wesentlichen nacheinander
erfolgende Aufblähung hervorgerufen wird, die den Ausstoß
des im Pumpenkörper 1 enthaltenen Blutes erleichtert.
In den Fig. 1e und 1a ist das Düsensystem 7 gezeigt. Der
gestreifte Bereich in Fig. 1a stellt die "Düsen" 7 dar,
die in Fig. 1e im einzelnen gezeigt sind. Diese Düsen 7
stellen die Verbindung zwischen dem Ventrikelinneren und
dem Inneren des Pumpenkörpers 1 oder der Außenkammer dar
und ermöglichen den Eintritt des Blutes in das Innere des
Pumpenkörpers 1, wenn sich der Innenballon 4 bei Anlegen
eines Unterdrucks zusammenzieht. Die Düsen 7 stellen eine
Art von unidirektionalen Klappen dar (vom Ventrikelhohl
raum zum Pumpenkörper-Hohlraum), weil ihr distales Ende
im Ruhezustand geschlossen ist und sich nur dann öffnet,
wenn der Innenballon 4 zusammensinkt. Die Luftdichtheit
des Verschlusses wird erhöht, wenn der Druck im Inneren
des Pumpenkörpers 1 aufgrund des Aufblähens des Ballons 4
zunimmt.
In Fig. 1b ist weiterhin der Zweiweg-Leitungskatheter ge
zeigt. Dieser Katheter 2 besitzt zwei Wege: einen Weg 2a
mit größerem Durchmesser, durch den der Innenballon 4 mit
Luft oder einem anderen Gas, das von einer externen An
triebseinheit mit hohem Druck geliefert wird, aufgeblasen
oder über den der Innenballon entleert wird. An seinem
distalen Ende im distalen Bereich 5 besitzt er eine Mehr
zahl von Löchern, durch die das Gas strömen kann.
Der Weg 2b mit kleinerem Durchmesser dient zur Einleitung
von Flüssigkeit oder von einem inerten Gas mit hohem
Druck, um damit die Außenkammer oder den Pumpenkörper 1
auszudehnen. Dazu ist der Weg 2b im Punkt p mit dem Dop
pelwandsystem 1a der Kammer 1 verbunden.
Die Fig. 1g und 1f zeigen perspektivisch einen Querschnitt
des Pumpenkörpers 1 und eine Gesamtansicht.
Es wird nochmals darauf hingewiesen, daß, obwohl in Fig.
1a die Doppelwand 1a der Kammer 1 durch ein Schlauchsy
stem dargestellt ist, diese Doppelwand auf viele ver
schiedene Arten konstruiert werden kann: durch kleine
miteinander verbundene Zellen; durch ein Schaumstoffge
webe, durch zwei Wände, die über interne Verbindungen zu
sammenhängen und dergleichen. Das wesentliche erfinderi
sche Merkmal dieser Außenkammer 1 besteht jedoch darin,
daß durch die Einleitung entweder einer Flüssigkeit oder
eines Gases mit hohem Druck in das Doppelwandsystem 1a
dieses Doppelwandsystem 1a expandiert und zu einem un
dehnbaren starren Gefüge mit veränderlicher Starrheit
wird, was einerseits ein Zusammenfallen der Kammer 1 ver
hindert, wenn im Innenballon 4 ein Unterdruck erzeugt
wird und andererseits den Myokard vor dem Innendruck
schützt, der durch das Aufblasen des Ballons 4 erzeugt
wird.
Nun wird die Funktion der erfindungsgemäßen intraventri
kular expandierbaren Pumpe beschrieben. Die erfindungsge
mäße Pumpe kann mit einigen Veränderungen ihres Aufbaus
zur Unterstützung sowohl des linken als auch des rechten
Ventrikels verwendet werden. Zur Vereinfachung der Erläu
terung wird die Unterstützung des linken Ventrikels be
schrieben.
In Fig. 2 ist die Anfangsposition gezeigt. Die Pumpe wird
um den Zweiwege-Leitungskatheter 2 aufgewickelt, wobei
der Innenballon 4 entleert ist und der durch die Herz
klappe führende Abschnitt 3 ebenfalls um den Katheter 2
aufgewickelt ist.
Der Kompressor 10 der Antriebseinheit befindet sich in
Ruheposition R, wobei der Druck des Expansionskreises
(Pumpe) Ex den Wert Null besitzt. Unter diesen Bedingun
gen wird die Pumpe durch die Oberschenkelarterie in den
linken Ventrikel eingeführt, wobei die gesamte "Pumpen-
Katheter"-Einheit mittels einer sehr dünnen Hülse aus
Kunststoffmaterial, die in der Zeichnung nicht gezeigt
ist, in ihrer Position gehalten wird.
In Fig. 3 ist der Pumpenkörper 1 im expandierten Zustand
gezeigt. Um den Pumpenkörper 1 zu expandieren, muß mit
tels des Expandierungskreises Ex die Flüssigkeit oder das
Gas in das Doppelwandsystem 1a eingeleitet werden, bis im
Doppelwandsystem ein geeigneter Druck erreicht wird, der
im wesentlichen zwischen 1/2 und 1 Bar liegt und vom
Druck, den der zu unterstützende Ventrikel erreichen
kann, abhängt. In jeglicher hämodynamischer Situation muß
der Druck gleich dem Minimalwert dafür sein, daß die Au
ßenkammer 1 während sämtlicher Herzzyklen expandiert
bleibt und nicht zusammenfällt.
Während des Expansionsprozesses bleiben die Düsen 7 ge
öffnet, so daß sich der Pumpenkörper 1 mit Blut füllt.
Wenn in diesem Moment ein Zusammenziehen des Ventrikels
(Systole des Ventrikels) stattfinden sollte, entsteht da
bei kein Problem; es nimmt lediglich die Strömung des
Blutes vom Ventrikelhohlraum zur Kammer 1 zu, wobei die
ses Blut aus der Kammer 1 und aus dem Ventrikel durch den
Pumpenhals und durch die Aortenklappe ausgestoßen wird.
In Fig. 4 ist die Funktion der Pumpe für die Systole ge
zeigt. Wenn die Antriebseinheit 10 betätigt wird, so daß
sich der Kompressor von der Ruheposition R in die Druck
position C bewegt, wird der Innenballon 4 aufgeblasen, so
daß sich die Düsen 7 schließen und das in der Außenkammer
oder dem Pumpenkörper 1 enthaltene Blut durch die Aorta
ausgestoßen wird, ohne daß der vom Innenballon ausgeübte
Druck die Ventrikelwand beeinflußt oder an dieser auf
trifft. Dieser Arbeitsgang der Hilfspumpe kann mit
"Systole" bezeichnet werden.
In Fig. 5 ist die Funktion der Pumpe für die Diastole ge
zeigt. Wenn die Antriebseinheit 10 auf das System einen
Unterdruck ausübt und die Kompressorposition von der
Stellung C in die Stellung V geändert wird, wird der In
nenballon 4 entleert und fällt zusammen, wodurch im Pum
penkörper 1 ein leerer Raum erzeugt wird. In diesem Mo
ment dringt das Blut, das im Ventrikel enthalten ist und
vom linken Herzohr (Auricula) durch die Mitralklappe
kommt, durch die Düsen 7 in das Kammerinnere ein. Die im
Ventrikel und im Kammerinneren erzeugte Druckabsenkung
schließt die Aortenklappe und läßt den durch die Klappe
verlaufenden Abschnitt 3 zusammenfallen. Daher schließen
sich sowohl die Aortenklappe als auch der Abschnitt 3 und
passen sich eng an den Leitungskatheter 2 an.
Aus diesem Grund besitzt der Hals, d. h. der durch die
Klappe führende Abschnitt 3 der Pumpe eine sehr dünne
Wand; dadurch kann er zusammenfallen und sich dem Zustand
der Aortenklappe anpassen, wenn in der Kammer 1 kein nen
nenswerter Druck herrscht, ohne daß die Funktion der Aor
tenklappe im geringsten gestört wird.
Wenn die zuletzt beschriebene Phase beendet ist, ist der
Zyklus der Pumpe beendet. Dieser Zyklus kann mit dem Ven
trikel mittels einer Synchronisiereinrichtung der An
triebseinheit 10 synchronisiert werden. Diese Synchroni
sation ist jedoch nicht unerläßlich, da selbst dann nur
ein geringer hämodynamischer Rückstoß stattfindet, wenn
die Systole des Ventrikels die "Diastole" der Pumpe stört
oder wenn die "Systole" der Pumpe die Diastole des Ven
trikels stört.
Nun wird die erfindungsgemäße intraventrikular expandier
bare Pumpe für den rechten Ventrikel beschrieben. Zur Un
terstützung des rechten Ventrikels kann derselbe Pumpen
typ verwendet werden, es müssen lediglich bestimmte Ab
wandlungen seiner Form und seiner Arbeitsweise vorgenom
men werden.
- 1. Der Zugang zum rechten Ventrikelhohlraum wird über die Oberschenkelvene und die untere Hohlvene (vena cava inferior) oder durch die Oberarmvene und die obere Hohlvene (vena cava superior) ausgeführt.
- 2. Die Position des Pumpenkörpers 1 wird umgedreht, so daß sich der Hals oder der durch die Klappe führende Abschnitt 3 am distalen Ende der Außenkammer 1 befindet und durch das Infundibulum des rechten Ventrikels und durch die Pulmonalklappe verläuft. Die Verbindung mit dem Doppelwand-Leitungskreis der Außenkammer oder des Pum penkörpers 1 wird im proximalen Teil des Pumpenkörpers 1, der sich nächst der Segelklappe (valva atrioventricu laris) befindet, hergestellt.
- 3. Der Weg 2b mit kleinem Durchmesser des Zweiwege- Katheters 2, welcher die mit hohem Druck beaufschlagte Flüssigkeit oder das mit hohem Druck beaufschlagte Gas leitet, um die Außenkammer 1 zu expandieren, endet be reits im Bereich des proximalen Teils, da bereits in diesem Bereich die Verbindung mit dem Doppelwandsystem 1a vorgesehen ist. Der Katheter 2 endet mit einem spitzen Segment 2c, das im Inneren des Halses der Pumpe verläuft und die Einführung der Pumpe in das Infundibulum und die Pulmonalklappe erleichtert, wozu eine geeignete Form er forderlich ist.
- 4. Die jeweiligen Formen des Pumpenkörpers und des Innenballons 4 sind nicht symmetrisch und so gekrümmt, daß sie an die Form des rechten Ventrikels und an das In fundibulum angepaßt sind. Die Phase der Diastole der Pumpe, die in Fig. 6a gezeigt ist, und die Phase der Sy stole der Pumpe, die in Fig. 6b gezeigt ist, finden auf die gleiche Weise wie im Zusammenhang mit dem linken Ven trikel beschrieben statt.
Nun wird die Anpassung der Starrheit und der Form des
Pumpenkörpers 1 an die Funktionen des unterstützten Ven
trikels beschrieben.
Da der Druck im Inneren des Doppelwandsystems 1a des Pum
penkörpers 1 eingestellt werden kann und somit die
Starrheit des Pumpenkörpers verändert werden kann, ist es
möglich, die Starrheit an den im Hohlraum des unterstütz
ten Ventrikels herrschenden Druck anzupassen. Wenn der
vom Ventrikel ausgeübte Druck während eines Herzschlags
unerwartet ansteigt, tritt nicht die Situation eines
"gefüllten Ventrikels" auf, weil der Pumpenkörper 1
nachgibt und sich mit dem Ventrikel bei geringer
Beeinflussung der Entleerung des Ventrikels zusammenziehen
kann. Aus diesem Grund muß jedoch der Druck im
Doppelwandsystem 1a des Pumpenkörpers 1 auf den minimalen
Wert eingestellt werden, der zur Aufrechterhaltung des
expandierten Zustandes während sämtlicher Herzzyklen, die
in der hämodynamischen Situation des Patienten "normal"
sind, notwendig ist.
Wie bereits erwähnt, ist die Synchronisierung der Pumpe
mit dem Herzschlag nicht unerläßlich, obwohl die An
triebseinheit 10 sowohl dafür ausgelegt als auch mit
sämtlichen Elementen versehen sein muß, die zur Auf
rechterhaltung und Steuerung sämtlicher ihrer Funktionen
erforderlich sind: Aufblasen und Entleeren; hohe und
niedrige Drücke; Vakuum; Expansionsdrücke; Ventrikular
strömung; EKG usw. Ferner müssen für die Antriebseinheit
10 sämtliche Sicherheitsmaßnahmen vorgesehen werden, die
bei dieser Art von Antriebseinheiten allgemein üblich
sind.
Im folgenden wird die Entnahme und die Ersetzung der
Pumpe beschrieben.
Wenn aufgrund einer Rekuperation des Ventrikels der Be
darf nach einer Unterstützung abnimmt, ist es möglich,
sowohl den Druck im Expansions-Leitungskreis als auch die
Aufblasmenge des Ballons 4 langsam zu verringern, bis die
endgültige Entnahme der Pumpe entschieden wird. Dies
sollte auf die folgende Weise geschehen:
- 1. Der Druck im Expansions-Leitungskreis wird voll ständig abgesenkt, wobei ein Unterdruck angelegt wird, um die völlige Entleerung zu erleichtern. Um die Entleerung weiter zu erleichtern, kann die Betätigung des Innenbal lons 4 für einige wenige Sekunden aufrechterhalten wer den.
- 2. Der Innenballon 4 wird zum Zusammenfallen ge bracht und in seinem inaktiven Zustand gelassen.
- 3. Der Pumpenkörper 1 wird durch Ziehen am Katheter 2 herausgezogen, während er gleichzeitig gedreht wird, um das Aufwickeln zu erleichtern.
- 4. Die Oberschenkelvene oder -arterie wird wiederherge stellt.
Claims (6)
1. Intraventrikular expandierbare Hilfspumpe zur Un
terstützung eines Herzens, die für den linken Ventrikel
durch die Oberschenkelarterie oder für den rechten Ven
trikel durch die Oberschenkelvene oder die Oberarmvene
implantiert werden kann,
gekennzeichnet durch
- a) einen Pumpenkörper (1) oder eine Außenkammer mit Doppelwandstruktur (1a), die expandierbar ist und eine veränderliche Steifigkeit besitzt;
- b) einen durch die Herzklappe führenden Ab schnitt (3) oder flexiblen Hals der Pumpe, der sich von selbst an den "geöffneten" oder "geschlossenen" Zustand der Aortenklappe bzw. der Pulmonalklappe anpaßt;
- c) einen Innenballon (4) mit zunehmender Wand stärke, durch die in aufeinanderfolgendem Rhythmus eine Aufblähung und eine Entleerung des Innenballons (4) be wirkt wird;
- d) ein unidirektionales Düsensystem (7), das für den Pumpenkörper (1) als Einlaßventil dient; und
- e) einen Zweiwege-Leitungskatheter (2) mit einem der pneumatischen Betätigung des Innenballons (4) dienen den Weg (2a) und einem weiteren Weg (2b) zur Einleitung von Flüssigkeit oder Gas mit hohem Druck in das Doppel wandsystem (1a) des Pumpenkörpers (1), um dessen Expan sion mit variabler Steifigkeit zu bewirken.
2. Intraventrikular expandierbare Hilfspumpe gemäß
Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß
der Pumpenkörper (1) oder die Außenkammer eine unregelmäßige Eiform besitzt und aufgrund ihrer Doppel wandstruktur (1a) expandierbar ist, wobei diese Doppel wandstruktur (1a) ein in die Wand der Kammer (1) inte griertes Schlauchsystem, ein System von miteinander in Verbindung stehenden Zellen, ein übereinander geschichte tes Schaumstoffgewebe oder irgendein anderes System, das die Einleitung von Flüssigkeit oder Gas mit hohem Druck in die Kammerwand erlaubt, umfassen kann,
der Pumpenkörper (1) oder die Außenkammer flexi bel, biegsam und aufwickelbar, jedoch nicht elastisch ist, wenn sich in der Doppelwandstruktur (1a) weder Flüs sigkeit noch Gas befindet,
der Pumpenkörper (1) oder die Außenkammer expan diert und in eine starre Kammer verwandelt werden kann, wenn mit Druck beaufschlagte Flüssigkeit oder mit Druck beaufschlagtes Gas in die Doppelwandstruktur (1a) einge leitet wird, die sich dadurch füllt, starr wird und die im voraus festgesetzte Form annimmt, und
die Einleitung von Flüssigkeit oder Gas, die durch den Weg (2b) mit kleinerem Durchmesser des Kathe ters (2) ausgeführt wird, einerseits die Wiederherstel lung der im voraus festgesetzten Form innerhalb des Ven trikels und andererseits durch Veränderung des Drucks eine Anpassung des Pumpenkörpers (1) an verschiedene hä modynamische Situationen des Ventrikels ermöglicht.
der Pumpenkörper (1) oder die Außenkammer eine unregelmäßige Eiform besitzt und aufgrund ihrer Doppel wandstruktur (1a) expandierbar ist, wobei diese Doppel wandstruktur (1a) ein in die Wand der Kammer (1) inte griertes Schlauchsystem, ein System von miteinander in Verbindung stehenden Zellen, ein übereinander geschichte tes Schaumstoffgewebe oder irgendein anderes System, das die Einleitung von Flüssigkeit oder Gas mit hohem Druck in die Kammerwand erlaubt, umfassen kann,
der Pumpenkörper (1) oder die Außenkammer flexi bel, biegsam und aufwickelbar, jedoch nicht elastisch ist, wenn sich in der Doppelwandstruktur (1a) weder Flüs sigkeit noch Gas befindet,
der Pumpenkörper (1) oder die Außenkammer expan diert und in eine starre Kammer verwandelt werden kann, wenn mit Druck beaufschlagte Flüssigkeit oder mit Druck beaufschlagtes Gas in die Doppelwandstruktur (1a) einge leitet wird, die sich dadurch füllt, starr wird und die im voraus festgesetzte Form annimmt, und
die Einleitung von Flüssigkeit oder Gas, die durch den Weg (2b) mit kleinerem Durchmesser des Kathe ters (2) ausgeführt wird, einerseits die Wiederherstel lung der im voraus festgesetzten Form innerhalb des Ven trikels und andererseits durch Veränderung des Drucks eine Anpassung des Pumpenkörpers (1) an verschiedene hä modynamische Situationen des Ventrikels ermöglicht.
3. Intraventrikular expandierbare Hilfspumpe gemäß
Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß
der durch die Herzklappe führende Abschnitt (3) oder der "Hals" einen Schlauch mit einem Durchmesser von ungefähr 16 mm umfaßt, der wie die Pumpenkörper (1) aus einem biokompatiblen Material, jedoch mit sehr dünnen Wänden ausgebildet ist, wobei diese sehr dünnen Wände ein leichtes Zusammenfallen des Abschnittes (3) zur Folge ha ben und wobei durch diesen Schlauch (3) das Blut aus strömt, wenn der Innenballon (4) entleert wird,
der "Hals" (3) dann, wenn die Pumpe im linken Ventrikel angeordnet wird, durch die Aortenklappe ver läuft und sich dem "geöffneten" oder "geschlossenen" Zu stand anpaßt, ohne die Funktion der Klappe zu beeinflus sen, und
der Hals (3) dann, wenn die Pumpe im rechten Ven trikel angeordnet wird, durch das Infundiubulum und die Pulmonalklappe verläuft und sich auf die gleiche Weise dem "geöffneten" oder "geschlossenen" Zustand anpaßt, ohne die Funktion der Klappe zu stören,
wobei aufgrund der speziellen Konstruktionsart die Verwendung eines Ventils im Auslaßweg der Pumpe nicht erforderlich ist.
der durch die Herzklappe führende Abschnitt (3) oder der "Hals" einen Schlauch mit einem Durchmesser von ungefähr 16 mm umfaßt, der wie die Pumpenkörper (1) aus einem biokompatiblen Material, jedoch mit sehr dünnen Wänden ausgebildet ist, wobei diese sehr dünnen Wände ein leichtes Zusammenfallen des Abschnittes (3) zur Folge ha ben und wobei durch diesen Schlauch (3) das Blut aus strömt, wenn der Innenballon (4) entleert wird,
der "Hals" (3) dann, wenn die Pumpe im linken Ventrikel angeordnet wird, durch die Aortenklappe ver läuft und sich dem "geöffneten" oder "geschlossenen" Zu stand anpaßt, ohne die Funktion der Klappe zu beeinflus sen, und
der Hals (3) dann, wenn die Pumpe im rechten Ven trikel angeordnet wird, durch das Infundiubulum und die Pulmonalklappe verläuft und sich auf die gleiche Weise dem "geöffneten" oder "geschlossenen" Zustand anpaßt, ohne die Funktion der Klappe zu stören,
wobei aufgrund der speziellen Konstruktionsart die Verwendung eines Ventils im Auslaßweg der Pumpe nicht erforderlich ist.
4. Intraventrikular expandierbare Hilfspumpe gemäß
einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß
der Innenballon (4) Birnenform besitzt und die Wanddicke
von seinem distalen, schmaleren Teil (5) zum proximalen,
weiteren Teil (6) zunimmt, wobei diese unterschiedliche
Wanddicke eine beim schmaleren Ende (5) beginnende, all
mähliche, nacheinander erfolgende Aufblähung hervorruft,
wodurch der Ausstoß des im Pumpenkörper (1) enthaltenen
Blutes erleichtert wird.
5. Intraventrikular expandierbare Hilfspumpe gemäß
einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß
das unidirektionale Düsensystem (7) eine Verbin dung zwischen dem Inneren des Ventrikels und dem Inneren des Pumpenkörpers (1) herstellt, wodurch der Eintritt des Blutes in das Innere ermöglicht wird, wenn der Innenbal lon (4) aufgrund des Anlegens eines Unterdrucks zusammen fällt,
die Unidirektionalität des Düsensystems (7) vom Ventrikelhohlraum zum Pumpenkörper-Hohlraum dadurch be wirkt wird, daß das distale Ende normalerweise ge schlossen ist und sich nur dann öffnet, wenn der Innen ballon (4) entleert wird, und
die Luftdichtheit des Verschlusses erhöht wird, wenn der Druck des Inneren des Pumpenkörpers (1) aufgrund der Aufblähung des Innenballons (4) zunimmt.
das unidirektionale Düsensystem (7) eine Verbin dung zwischen dem Inneren des Ventrikels und dem Inneren des Pumpenkörpers (1) herstellt, wodurch der Eintritt des Blutes in das Innere ermöglicht wird, wenn der Innenbal lon (4) aufgrund des Anlegens eines Unterdrucks zusammen fällt,
die Unidirektionalität des Düsensystems (7) vom Ventrikelhohlraum zum Pumpenkörper-Hohlraum dadurch be wirkt wird, daß das distale Ende normalerweise ge schlossen ist und sich nur dann öffnet, wenn der Innen ballon (4) entleert wird, und
die Luftdichtheit des Verschlusses erhöht wird, wenn der Druck des Inneren des Pumpenkörpers (1) aufgrund der Aufblähung des Innenballons (4) zunimmt.
6. Intraventrikular expandierbare Hilfspumpe gemäß
einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß
der Leitungskatheter (2) zwei Wege (2a, 2b) auf weist, von denen ein Weg (2a) einen größeren Durchmesser besitzt und dem Aufblasen und Entleeren des Innenballons (4) mittels mit Druck beaufschlagter Luft oder eines an deren unter Druck stehenden Gases, das von einer externen Antriebseinheit (10) geliefert wird, dient, wobei im dis talen Endbereich (5) dieses Weges (2a) eine Mehrzahl von Löchern vorgesehen sind, durch die das Gas in den Innen ballon (4) ausströmen kann, und von denen der andere Weg (2b) einen kleineren Durchmesser besitzt, der der Einlei tung der Flüssigkeit oder eines inerten Gases mit hohem Druck dient, um die Außenkammer oder den Pumpenkörper (1) zu expandieren,
der Weg (2b) mit kleinerem Durchmesser in einem Punkt (p) mit der Doppelwandstruktur (1a) der Kammer (1) verbunden ist, wobei diese Doppelwandstruktur (1a) ein Schlauchsystem, ein übereinandergeschichtetes Schaum stoffgewebe, ein System von miteinander verbundenen Zel len oder ein System von zwei Wänden, die über interne Verbindungen wechselseitig miteinander verbunden sind, sein kann, und
die Kammer (1) sich durch die Einleitung entweder einer mit hohem Druck beaufschlagten Flüssigkeit oder ei nes mit hohem Druck beaufschlagten Gases in die Doppel wandstruktur (1a) expandiert und zu einer nicht dehnbaren steifen Struktur mit variabler Steifigkeit wird, die einerseits ein Zusammenfallen des Pumpenkörpers (1) verhindert, wenn im Innenballon (4) ein Unterdruck er zeugt wird, und andererseits den Myokard vor dem Innen druck schützt, der durch die Aufblähung des Innenballons (4) erzeugt wird.
der Leitungskatheter (2) zwei Wege (2a, 2b) auf weist, von denen ein Weg (2a) einen größeren Durchmesser besitzt und dem Aufblasen und Entleeren des Innenballons (4) mittels mit Druck beaufschlagter Luft oder eines an deren unter Druck stehenden Gases, das von einer externen Antriebseinheit (10) geliefert wird, dient, wobei im dis talen Endbereich (5) dieses Weges (2a) eine Mehrzahl von Löchern vorgesehen sind, durch die das Gas in den Innen ballon (4) ausströmen kann, und von denen der andere Weg (2b) einen kleineren Durchmesser besitzt, der der Einlei tung der Flüssigkeit oder eines inerten Gases mit hohem Druck dient, um die Außenkammer oder den Pumpenkörper (1) zu expandieren,
der Weg (2b) mit kleinerem Durchmesser in einem Punkt (p) mit der Doppelwandstruktur (1a) der Kammer (1) verbunden ist, wobei diese Doppelwandstruktur (1a) ein Schlauchsystem, ein übereinandergeschichtetes Schaum stoffgewebe, ein System von miteinander verbundenen Zel len oder ein System von zwei Wänden, die über interne Verbindungen wechselseitig miteinander verbunden sind, sein kann, und
die Kammer (1) sich durch die Einleitung entweder einer mit hohem Druck beaufschlagten Flüssigkeit oder ei nes mit hohem Druck beaufschlagten Gases in die Doppel wandstruktur (1a) expandiert und zu einer nicht dehnbaren steifen Struktur mit variabler Steifigkeit wird, die einerseits ein Zusammenfallen des Pumpenkörpers (1) verhindert, wenn im Innenballon (4) ein Unterdruck er zeugt wird, und andererseits den Myokard vor dem Innen druck schützt, der durch die Aufblähung des Innenballons (4) erzeugt wird.
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
ES9001965 | 1990-07-20 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE4124299A1 true DE4124299A1 (de) | 1992-01-23 |
Family
ID=8268244
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE4124299A Withdrawn DE4124299A1 (de) | 1990-07-20 | 1991-07-22 | Intraventrikular expandierbare hilfspumpe |
Country Status (3)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US5169378A (de) |
DE (1) | DE4124299A1 (de) |
ES (2) | ES2020787A6 (de) |
Cited By (27)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO1994005347A1 (en) * | 1992-09-02 | 1994-03-17 | Reitan Oeyvind | Catheter pump |
US6508787B2 (en) | 1995-09-26 | 2003-01-21 | Fraunhofer-Gesellschaft Zur Foerderung Der Angewandten Forschung E.V. | System for actively supporting the flow of body fluids |
EP2298371A1 (de) | 2009-09-22 | 2011-03-23 | ECP Entwicklungsgesellschaft mbH | Funktionselement, insbesondere Fluidpumpe, mit einem Gehäuse und einem Förderelement |
EP2388029A1 (de) | 2010-05-17 | 2011-11-23 | ECP Entwicklungsgesellschaft mbH | Pumpenanordnung |
US8926492B2 (en) | 2011-10-11 | 2015-01-06 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Housing for a functional element |
US8932141B2 (en) | 2009-10-23 | 2015-01-13 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Flexible shaft arrangement |
US8944748B2 (en) | 2009-05-05 | 2015-02-03 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Fluid pump changeable in diameter, in particular for medical application |
US8979493B2 (en) | 2009-03-18 | 2015-03-17 | ECP Entwicklungsgesellscaft mbH | Fluid pump |
US8998792B2 (en) | 2008-12-05 | 2015-04-07 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Fluid pump with a rotor |
US9028216B2 (en) | 2009-09-22 | 2015-05-12 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Rotor for an axial flow pump for conveying a fluid |
US9067006B2 (en) | 2009-06-25 | 2015-06-30 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Compressible and expandable blade for a fluid pump |
US9089670B2 (en) | 2009-02-04 | 2015-07-28 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Catheter device having a catheter and an actuation device |
US9217442B2 (en) | 2010-03-05 | 2015-12-22 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Pump or rotary cutter for operation in a fluid |
US9314558B2 (en) | 2009-12-23 | 2016-04-19 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Conveying blades for a compressible rotor |
US9339596B2 (en) | 2009-12-23 | 2016-05-17 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Radially compressible and expandable rotor for a fluid pump |
US9358330B2 (en) | 2009-12-23 | 2016-06-07 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Pump device having a detection device |
US9416791B2 (en) | 2010-01-25 | 2016-08-16 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Fluid pump having a radially compressible rotor |
US9416783B2 (en) | 2009-09-22 | 2016-08-16 | Ecp Entwicklungsgellschaft Mbh | Compressible rotor for a fluid pump |
US9603983B2 (en) | 2009-10-23 | 2017-03-28 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Catheter pump arrangement and flexible shaft arrangement having a core |
US9611743B2 (en) | 2010-07-15 | 2017-04-04 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Radially compressible and expandable rotor for a pump having an impeller blade |
US9771801B2 (en) | 2010-07-15 | 2017-09-26 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Rotor for a pump, produced with a first elastic material |
US9867916B2 (en) | 2010-08-27 | 2018-01-16 | Berlin Heart Gmbh | Implantable blood conveying device, manipulating device and coupling device |
US9895475B2 (en) | 2010-07-15 | 2018-02-20 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Blood pump for the invasive application within a body of a patient |
US9974893B2 (en) | 2010-06-25 | 2018-05-22 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | System for introducing a pump |
US10172985B2 (en) | 2009-08-06 | 2019-01-08 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Catheter device having a coupling device for a drive device |
US10391278B2 (en) | 2011-03-10 | 2019-08-27 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Push device for the axial insertion of an elongate, flexible body |
US11666746B2 (en) | 2011-09-05 | 2023-06-06 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Medical product comprising a functional element for the invasive use in a patient's body |
Families Citing this family (92)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5820542A (en) * | 1996-10-31 | 1998-10-13 | Momentum Medical, Inc. | Modified circulatory assist device |
US6106497A (en) * | 1997-01-31 | 2000-08-22 | Medical Instrument Development Laboratories | System and method for preventing an air embolism in a surgical procedure |
US6387037B1 (en) | 1997-10-09 | 2002-05-14 | Orqis Medical Corporation | Implantable heart assist system and method of applying same |
US6610004B2 (en) | 1997-10-09 | 2003-08-26 | Orqis Medical Corporation | Implantable heart assist system and method of applying same |
UA56262C2 (uk) | 1997-10-09 | 2003-05-15 | Орквіс Медікел Корпорейшн | Імплантовувана система підтримки серця |
US6390969B1 (en) | 1997-10-09 | 2002-05-21 | Orqis Medical Corporation | Implantable heart assist system and method of applying same |
US6889082B2 (en) | 1997-10-09 | 2005-05-03 | Orqis Medical Corporation | Implantable heart assist system and method of applying same |
US5928132A (en) * | 1998-03-31 | 1999-07-27 | Datascope Investment Corp. | Closed chest intra-aortic balloon based ventricular assist device |
US6053896A (en) * | 1998-05-01 | 2000-04-25 | Cobe Cardiovascular Operating Co., Inc. | Left ventricle valve |
BG102934A (en) | 1998-11-18 | 2000-06-30 | СТЕФАНОВ Александър | Catheter |
AUPQ090499A0 (en) * | 1999-06-10 | 1999-07-01 | Peters, William S | Heart assist device and system |
US7022100B1 (en) | 1999-09-03 | 2006-04-04 | A-Med Systems, Inc. | Guidable intravascular blood pump and related methods |
US6406422B1 (en) | 2000-03-02 | 2002-06-18 | Levram Medical Devices, Ltd. | Ventricular-assist method and apparatus |
US6808483B1 (en) | 2000-10-03 | 2004-10-26 | Paul A. Spence | Implantable heart assist devices and methods |
US6681773B2 (en) | 2001-02-28 | 2004-01-27 | Chase Medical, Inc. | Kit and method for use during ventricular restoration |
US20030181940A1 (en) * | 2001-02-28 | 2003-09-25 | Gregory Murphy | Ventricular restoration shaping apparatus and method of use |
US20020133227A1 (en) * | 2001-02-28 | 2002-09-19 | Gregory Murphy | Ventricular restoration patch apparatus and method of use |
AUPR669001A0 (en) * | 2001-07-30 | 2001-08-23 | Sunshine Heart Company Pty Ltd | A fluid pressure generating means |
US7485088B2 (en) * | 2001-09-05 | 2009-02-03 | Chase Medical L.P. | Method and device for percutaneous surgical ventricular repair |
US20040243170A1 (en) * | 2001-09-05 | 2004-12-02 | Mitta Suresh | Method and device for percutaneous surgical ventricular repair |
ES2233135B1 (es) * | 2002-09-11 | 2006-08-01 | Salvador Merce Vives | Aparato para soporte cardiaco de flujo pulsatil. |
AU2002952691A0 (en) | 2002-11-15 | 2002-11-28 | Sunshine Heart Company Pty Ltd | Heart assist device utilising aortic deformation |
US8540618B2 (en) | 2003-01-31 | 2013-09-24 | L-Vad Technology, Inc. | Stable aortic blood pump implant |
US8721515B2 (en) * | 2003-01-31 | 2014-05-13 | L-Vad Technology, Inc. | Rigid body aortic blood pump implant |
DE10336902C5 (de) | 2003-08-08 | 2019-04-25 | Abiomed Europe Gmbh | Intrakardiale Pumpvorrichtung |
US7862499B2 (en) * | 2003-10-30 | 2011-01-04 | Sunshine Heart Company Pty Ltd | Blood vessel wrap |
EP3028739A1 (de) | 2003-10-31 | 2016-06-08 | Sunshine Heart Company Pty Ltd | Synchronisationssteuerungssystem |
US7887478B2 (en) | 2003-10-31 | 2011-02-15 | Sunshine Heart Company Pty Ltd | Percutaneous gas-line |
EP2574352A1 (de) | 2003-11-11 | 2013-04-03 | Sunshine Heart Company Pty Ltd | Element zur Betätigung einer Herzunterstützungsvorrichtung |
AU2004312077A1 (en) * | 2003-12-31 | 2005-07-21 | Biosense Webster, Inc. | Circumferential ablation device assembly with an expandable member |
ATE507789T1 (de) * | 2003-12-31 | 2011-05-15 | Biosense Webster Inc | Umfangsmässige ablationsvorrichtungsanordnung mit dualen expandierbaren elementen |
US7450988B2 (en) * | 2004-06-04 | 2008-11-11 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for minimizing post-infarct ventricular remodeling |
US7445592B2 (en) | 2004-06-10 | 2008-11-04 | Orqis Medical Corporation | Cannulae having reduced flow resistance |
US7393181B2 (en) | 2004-09-17 | 2008-07-01 | The Penn State Research Foundation | Expandable impeller pump |
US7841976B2 (en) | 2006-03-23 | 2010-11-30 | Thoratec Corporation | Heart assist device with expandable impeller pump |
US7479102B2 (en) * | 2005-02-28 | 2009-01-20 | Robert Jarvik | Minimally invasive transvalvular ventricular assist device |
US20070282306A1 (en) * | 2006-06-05 | 2007-12-06 | Twincath, Llc | Multi-lumen catheter with protected tip |
ES2732090T3 (es) * | 2006-08-21 | 2019-11-20 | Sunshine Heart Co Pty Ltd | Una envoltura mejorada para un dispositivo de asistencia cardiaca |
US9028392B2 (en) * | 2006-12-01 | 2015-05-12 | NuCardia, Inc. | Medical device |
DE102007012817A1 (de) * | 2007-03-16 | 2008-09-18 | Mwf Consult Ltd. | Vorrichtung zur Unterstützung des Herzens und des Kreislaufs |
US7828710B2 (en) * | 2007-06-05 | 2010-11-09 | Medical Value Partners, Llc | Apparatus comprising a drive cable for a medical device |
US8079948B2 (en) * | 2007-08-29 | 2011-12-20 | NuCardia, Inc. | Article comprising an impeller |
US8489190B2 (en) | 2007-10-08 | 2013-07-16 | Ais Gmbh Aachen Innovative Solutions | Catheter device |
US8439859B2 (en) | 2007-10-08 | 2013-05-14 | Ais Gmbh Aachen Innovative Solutions | Catheter device |
US20110160844A1 (en) * | 2008-01-18 | 2011-06-30 | Med Institute Inc. | Intravascular device attachment system having biological material |
US20090259089A1 (en) * | 2008-04-10 | 2009-10-15 | Daniel Gelbart | Expandable catheter for delivery of fluids |
WO2009157840A1 (en) | 2008-06-23 | 2009-12-30 | Cardiobridge Gmbh | Catheter pump for circulatory support |
WO2010042546A1 (en) * | 2008-10-06 | 2010-04-15 | Indiana University Research And Technology Corporation | Methods and apparatus for active or passive assistance in the circulatory system |
EP2246078A1 (de) | 2009-04-29 | 2010-11-03 | ECP Entwicklungsgesellschaft mbH | Wellenanordnung mit einer Welle, die innerhalb einer fluidgefüllten Hülle verläuft |
EP2298373A1 (de) | 2009-09-22 | 2011-03-23 | ECP Entwicklungsgesellschaft mbH | Fluidpumpe mit wenigstens einem Schaufelblatt und einer Stützeinrichtung |
WO2011123789A1 (en) | 2010-04-02 | 2011-10-06 | Sunshine Heart Company Pty Ltd | Combination heart assist systems, methods, and devices |
WO2012094641A2 (en) | 2011-01-06 | 2012-07-12 | Thoratec Corporation | Percutaneous heart pump |
EP2606920A1 (de) | 2011-12-22 | 2013-06-26 | ECP Entwicklungsgesellschaft mbH | Schleuseneinrichtung zum Einführen eines Katheters |
EP2606919A1 (de) | 2011-12-22 | 2013-06-26 | ECP Entwicklungsgesellschaft mbH | Schleuseneinrichtung zum Einführen eines Katheters |
US9446179B2 (en) | 2012-05-14 | 2016-09-20 | Thoratec Corporation | Distal bearing support |
US9327067B2 (en) | 2012-05-14 | 2016-05-03 | Thoratec Corporation | Impeller for catheter pump |
US9872947B2 (en) | 2012-05-14 | 2018-01-23 | Tc1 Llc | Sheath system for catheter pump |
US8721517B2 (en) | 2012-05-14 | 2014-05-13 | Thoratec Corporation | Impeller for catheter pump |
GB2504176A (en) | 2012-05-14 | 2014-01-22 | Thoratec Corp | Collapsible impeller for catheter pump |
US9358329B2 (en) | 2012-07-03 | 2016-06-07 | Thoratec Corporation | Catheter pump |
EP4186557A1 (de) | 2012-07-03 | 2023-05-31 | Tc1 Llc | Motoranordnung für katheterpumpe |
US9421311B2 (en) | 2012-07-03 | 2016-08-23 | Thoratec Corporation | Motor assembly for catheter pump |
EP2745869A1 (de) | 2012-12-21 | 2014-06-25 | ECP Entwicklungsgesellschaft mbH | Schleusenanordnung für die Einführung eines strangförmigen Körpers, insbesondere eines Katheters, in einen Patientenkörper |
US11077294B2 (en) | 2013-03-13 | 2021-08-03 | Tc1 Llc | Sheath assembly for catheter pump |
WO2014143593A1 (en) | 2013-03-15 | 2014-09-18 | Thoratec Corporation | Catheter pump assembly including a stator |
US9308302B2 (en) | 2013-03-15 | 2016-04-12 | Thoratec Corporation | Catheter pump assembly including a stator |
DE102013208038B4 (de) * | 2013-05-02 | 2016-09-08 | Michael Siegenthaler | Katheterbasierendes Herzunterstützungssystem |
CA2916140C (en) | 2013-06-20 | 2021-04-20 | Constantinos ANAGNOSTOPOULOS | Intra-aortic balloon apparatus, assist devices, and methods for improving flow, counterpulsation, and haemodynamics |
WO2015160943A1 (en) | 2014-04-15 | 2015-10-22 | Thoratec Corporation | Sensors for catheter pumps |
EP3479854A1 (de) | 2014-04-15 | 2019-05-08 | Tc1 Llc | Katheterpumpe mit zugangsports |
EP3131597B1 (de) | 2014-04-15 | 2020-12-02 | Tc1 Llc | Katheterpumpeneinführersysteme |
WO2015160942A1 (en) | 2014-04-15 | 2015-10-22 | Thoratec Corporation | Catheter pump with off-set motor position |
US10449279B2 (en) | 2014-08-18 | 2019-10-22 | Tc1 Llc | Guide features for percutaneous catheter pump |
WO2016118784A1 (en) | 2015-01-22 | 2016-07-28 | Thoratec Corporation | Attachment mechanisms for motor of catheter pump |
US9675739B2 (en) | 2015-01-22 | 2017-06-13 | Tc1 Llc | Motor assembly with heat exchanger for catheter pump |
EP3247420B1 (de) | 2015-01-22 | 2019-10-02 | Tc1 Llc | Motorbaugruppe verringerter rotierender masse für katheterpumpe |
AU2016240319B2 (en) * | 2015-04-01 | 2020-03-19 | University Of Leicester | Cardiac assist device |
US9907890B2 (en) | 2015-04-16 | 2018-03-06 | Tc1 Llc | Catheter pump with positioning brace |
US11160970B2 (en) | 2016-07-21 | 2021-11-02 | Tc1 Llc | Fluid seals for catheter pump motor assembly |
EP3808401A1 (de) | 2016-07-21 | 2021-04-21 | Tc1 Llc | Gasgefüllte kammer für eine katheterpumpenmotoranordnung |
EP3556409B1 (de) | 2016-10-25 | 2022-01-05 | Magenta Medical Ltd. | Ventrikelunterstützungsvorrichtung |
US11351355B2 (en) | 2017-10-19 | 2022-06-07 | Datascope Corporation | Devices for pumping blood, related systems, and related methods |
US10905808B2 (en) | 2018-01-10 | 2021-02-02 | Magenta Medical Ltd. | Drive cable for use with a blood pump |
EP3638336B1 (de) | 2018-01-10 | 2022-04-06 | Magenta Medical Ltd. | Ventrikelunterstützungsvorrichtung |
NL2021401B1 (en) * | 2018-07-27 | 2020-01-31 | Stichting Katholieke Univ | Heart support device with directional flow assist |
EP3782667B1 (de) | 2019-01-24 | 2022-04-06 | Magenta Medical Ltd. | Laufrad und rahmen einer blutpumpe |
NL2022661B1 (en) * | 2019-03-01 | 2020-09-15 | Cardiacbooster B V | Collapsible device for circulatory assistance |
US20210178037A1 (en) * | 2019-12-16 | 2021-06-17 | Medtronic, Inc. | Intra-ventricular pulsatile assist system (iv-pas) |
IT202000001252A1 (it) * | 2020-01-23 | 2021-07-23 | Eucardia S R L | Dispositivo cardiovascolare e kit per la riduzione di una cavita' cardiaca |
NL2026671B1 (en) | 2020-10-14 | 2022-06-08 | Cardiacbooster B V | Cardiac assist device |
NL2028130B1 (en) | 2021-05-03 | 2022-11-10 | Cardiacbooster B V | Cardiac assist device with high frequency operation |
WO2023194594A1 (en) * | 2022-04-07 | 2023-10-12 | Cardiacbooster B.V. | Inlet valves for a cardiac assist device and related technology |
Family Cites Families (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US3568659A (en) * | 1968-09-24 | 1971-03-09 | James N Karnegis | Disposable percutaneous intracardiac pump and method of pumping blood |
US4195623A (en) * | 1977-07-21 | 1980-04-01 | Phillips Steven J | Parallel aorta balloon pump and method of using same |
US4245622A (en) * | 1978-06-16 | 1981-01-20 | Hutchins Iv Thomas B | Inflatable/deflatable device for a heart-assist pump |
FR2470593A2 (fr) * | 1979-01-22 | 1981-06-12 | Lapeyre Didier | Nouvelle prothese cardiaque totale |
-
1990
- 1990-07-20 ES ES909001965A patent/ES2020787A6/es not_active Expired - Lifetime
- 1990-07-26 US US07/558,898 patent/US5169378A/en not_active Expired - Lifetime
-
1991
- 1991-07-22 DE DE4124299A patent/DE4124299A1/de not_active Withdrawn
-
1993
- 1993-03-31 ES ES09300662A patent/ES2063720A6/es not_active Expired - Fee Related
Cited By (87)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO1994005347A1 (en) * | 1992-09-02 | 1994-03-17 | Reitan Oeyvind | Catheter pump |
US5749855A (en) * | 1992-09-02 | 1998-05-12 | Reitan; Oyvind | Catheter pump |
US6508787B2 (en) | 1995-09-26 | 2003-01-21 | Fraunhofer-Gesellschaft Zur Foerderung Der Angewandten Forschung E.V. | System for actively supporting the flow of body fluids |
US11852155B2 (en) | 2008-12-05 | 2023-12-26 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Fluid pump with a rotor |
US9404505B2 (en) | 2008-12-05 | 2016-08-02 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Fluid pump with a rotor |
US9964115B2 (en) | 2008-12-05 | 2018-05-08 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Fluid pump with a rotor |
US8998792B2 (en) | 2008-12-05 | 2015-04-07 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Fluid pump with a rotor |
US10662967B2 (en) | 2008-12-05 | 2020-05-26 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Fluid pump with a rotor |
US10495101B2 (en) | 2008-12-05 | 2019-12-03 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Fluid pump with a rotor |
US10406323B2 (en) | 2009-02-04 | 2019-09-10 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Catheter device having a catheter and an actuation device |
US9649475B2 (en) | 2009-02-04 | 2017-05-16 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Catheter device having a catheter and an actuation device |
US11969560B2 (en) | 2009-02-04 | 2024-04-30 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Catheter device having a catheter and an actuation device |
US11229774B2 (en) | 2009-02-04 | 2022-01-25 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Catheter device having a catheter and an actuation device |
US9981110B2 (en) | 2009-02-04 | 2018-05-29 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Catheter device having a catheter and an actuation device |
US9089670B2 (en) | 2009-02-04 | 2015-07-28 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Catheter device having a catheter and an actuation device |
US8979493B2 (en) | 2009-03-18 | 2015-03-17 | ECP Entwicklungsgesellscaft mbH | Fluid pump |
US11786718B2 (en) | 2009-05-05 | 2023-10-17 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Fluid pump changeable in diameter, in particular for medical application |
US10265448B2 (en) | 2009-05-05 | 2019-04-23 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Fluid pump changeable in diameter, in particular for medical application |
US8944748B2 (en) | 2009-05-05 | 2015-02-03 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Fluid pump changeable in diameter, in particular for medical application |
US11278711B2 (en) | 2009-05-05 | 2022-03-22 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Fluid pump changeable in diameter, in particular for medical application |
US11577066B2 (en) | 2009-05-05 | 2023-02-14 | Ecp Entwicklundgesellschaft Mbh | Fluid pump changeable in diameter, in particular for medical application |
US9512839B2 (en) | 2009-05-05 | 2016-12-06 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Fluid pump changeable in diameter, in particular for medical application |
US11268521B2 (en) | 2009-06-25 | 2022-03-08 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Compressible and expandable blade for a fluid pump |
US11994133B2 (en) | 2009-06-25 | 2024-05-28 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Compressible and expandable blade for a fluid pump |
US10330101B2 (en) | 2009-06-25 | 2019-06-25 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Compressible and expandable blade for a fluid pump |
US9067006B2 (en) | 2009-06-25 | 2015-06-30 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Compressible and expandable blade for a fluid pump |
US11116960B2 (en) | 2009-08-06 | 2021-09-14 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Catheter device having a coupling device for a drive device |
US12042647B2 (en) | 2009-08-06 | 2024-07-23 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Catheter device having a coupling device for a drive device |
US10172985B2 (en) | 2009-08-06 | 2019-01-08 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Catheter device having a coupling device for a drive device |
EP2298371A1 (de) | 2009-09-22 | 2011-03-23 | ECP Entwicklungsgesellschaft mbH | Funktionselement, insbesondere Fluidpumpe, mit einem Gehäuse und einem Förderelement |
WO2011035925A1 (en) * | 2009-09-22 | 2011-03-31 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Functional element, in particular fluid pump, having a housing and a conveying element |
US11773861B2 (en) | 2009-09-22 | 2023-10-03 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Compressible rotor for a fluid pump |
US9416783B2 (en) | 2009-09-22 | 2016-08-16 | Ecp Entwicklungsgellschaft Mbh | Compressible rotor for a fluid pump |
US10107299B2 (en) | 2009-09-22 | 2018-10-23 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Functional element, in particular fluid pump, having a housing and a conveying element |
US9028216B2 (en) | 2009-09-22 | 2015-05-12 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Rotor for an axial flow pump for conveying a fluid |
US8932141B2 (en) | 2009-10-23 | 2015-01-13 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Flexible shaft arrangement |
US10792406B2 (en) | 2009-10-23 | 2020-10-06 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Catheter pump arrangement and flexible shaft arrangement having a core |
US9603983B2 (en) | 2009-10-23 | 2017-03-28 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Catheter pump arrangement and flexible shaft arrangement having a core |
US11773863B2 (en) | 2009-12-23 | 2023-10-03 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Conveying blades for a compressible rotor |
US9795727B2 (en) | 2009-12-23 | 2017-10-24 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Pump device having a detection device |
US12085088B2 (en) | 2009-12-23 | 2024-09-10 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Radially compressible and expandable rotor for a fluid pump |
US9314558B2 (en) | 2009-12-23 | 2016-04-19 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Conveying blades for a compressible rotor |
US11434922B2 (en) | 2009-12-23 | 2022-09-06 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Radially compressible and expandable rotor for a fluid pump |
US11486400B2 (en) | 2009-12-23 | 2022-11-01 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Pump device having a detection device |
US11549517B2 (en) | 2009-12-23 | 2023-01-10 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Conveying blades for a compressible rotor |
US9358330B2 (en) | 2009-12-23 | 2016-06-07 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Pump device having a detection device |
US11815097B2 (en) | 2009-12-23 | 2023-11-14 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Pump device having a detection device |
US9339596B2 (en) | 2009-12-23 | 2016-05-17 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Radially compressible and expandable rotor for a fluid pump |
US10557475B2 (en) | 2009-12-23 | 2020-02-11 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Radially compressible and expandable rotor for a fluid pump |
US10561772B2 (en) | 2009-12-23 | 2020-02-18 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Pump device having a detection device |
US11781557B2 (en) | 2009-12-23 | 2023-10-10 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Radially compressible and expandable rotor for a fluid pump |
US11266824B2 (en) | 2009-12-23 | 2022-03-08 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Conveying blades for a compressible rotor |
US9903384B2 (en) | 2009-12-23 | 2018-02-27 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Radially compressible and expandable rotor for a fluid pump |
US10806838B2 (en) | 2009-12-23 | 2020-10-20 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Conveying blades for a compressible rotor |
US12018698B2 (en) | 2010-01-25 | 2024-06-25 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Fluid pump having a radially compressible rotor |
US11517739B2 (en) | 2010-01-25 | 2022-12-06 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Fluid pump having a radially compressible rotor |
US9416791B2 (en) | 2010-01-25 | 2016-08-16 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Fluid pump having a radially compressible rotor |
US10316853B2 (en) | 2010-01-25 | 2019-06-11 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Fluid pump having a radially compressible rotor |
US9907891B2 (en) | 2010-03-05 | 2018-03-06 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Pump or rotary cutter for operation in a fluid |
US9217442B2 (en) | 2010-03-05 | 2015-12-22 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Pump or rotary cutter for operation in a fluid |
US10413646B2 (en) | 2010-03-05 | 2019-09-17 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Pump or rotary cutter for operation in a fluid |
US11986205B2 (en) | 2010-03-05 | 2024-05-21 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Pump or rotary cutter for operation in a fluid |
US11976674B2 (en) | 2010-05-17 | 2024-05-07 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Pump arrangement |
DE112011101666T5 (de) | 2010-05-17 | 2013-05-16 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Pumpenanordnung |
EP2388029A1 (de) | 2010-05-17 | 2011-11-23 | ECP Entwicklungsgesellschaft mbH | Pumpenanordnung |
US11168705B2 (en) | 2010-05-17 | 2021-11-09 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Pump arrangement |
WO2011144350A1 (en) | 2010-05-17 | 2011-11-24 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Pump arrangement |
US9328741B2 (en) | 2010-05-17 | 2016-05-03 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Pump arrangement |
US9759237B2 (en) | 2010-05-17 | 2017-09-12 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Pump arrangement |
US10221866B2 (en) | 2010-05-17 | 2019-03-05 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Pump arrangement |
US9974893B2 (en) | 2010-06-25 | 2018-05-22 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | System for introducing a pump |
US10898625B2 (en) | 2010-06-25 | 2021-01-26 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | System for introducing a pump |
US10874781B2 (en) | 2010-06-25 | 2020-12-29 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | System for introducing a pump |
US11957846B2 (en) | 2010-06-25 | 2024-04-16 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | System for introducing a pump |
US10920596B2 (en) | 2010-07-15 | 2021-02-16 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Radially compressible and expandable rotor for a pump having an impeller blade |
US10589012B2 (en) | 2010-07-15 | 2020-03-17 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Blood pump for the invasive application within a body of a patient |
US11844939B2 (en) | 2010-07-15 | 2023-12-19 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Blood pump for the invasive application within a body of a patient |
US9771801B2 (en) | 2010-07-15 | 2017-09-26 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Rotor for a pump, produced with a first elastic material |
US11913467B2 (en) | 2010-07-15 | 2024-02-27 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Radially compressible and expandable rotor for a pump having an impeller blade |
US9895475B2 (en) | 2010-07-15 | 2018-02-20 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Blood pump for the invasive application within a body of a patient |
US9611743B2 (en) | 2010-07-15 | 2017-04-04 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Radially compressible and expandable rotor for a pump having an impeller blade |
US11083885B2 (en) | 2010-08-27 | 2021-08-10 | Berlin Heart Gmbh | Implantable blood conveying device, manipulating device and coupling device |
US9867916B2 (en) | 2010-08-27 | 2018-01-16 | Berlin Heart Gmbh | Implantable blood conveying device, manipulating device and coupling device |
US10391278B2 (en) | 2011-03-10 | 2019-08-27 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Push device for the axial insertion of an elongate, flexible body |
US11235125B2 (en) | 2011-03-10 | 2022-02-01 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Push device for the axial insertion of an elongate, flexible body |
US11666746B2 (en) | 2011-09-05 | 2023-06-06 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Medical product comprising a functional element for the invasive use in a patient's body |
US8926492B2 (en) | 2011-10-11 | 2015-01-06 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Housing for a functional element |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
ES2063720A6 (es) | 1995-01-01 |
US5169378A (en) | 1992-12-08 |
ES2020787A6 (es) | 1991-09-16 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
DE4124299A1 (de) | Intraventrikular expandierbare hilfspumpe | |
DE69820466T2 (de) | Implantierbares herzunterstützungssystem | |
US3874388A (en) | Shunt defect closure system | |
US4889137A (en) | Method for improved use of heart/lung machine | |
DE69528712T2 (de) | System zur ausführung von kardiakverfahren | |
US5820542A (en) | Modified circulatory assist device | |
DE69233210T2 (de) | Vorrichtung zum endovaskulären Ersetzen von aortischen Klappen | |
DE69332808T2 (de) | System für herzoperationen | |
DE2707951A1 (de) | Vorrichtung zur versorgung eines patienten mit einem pulsierenden blutfluss | |
US5827171A (en) | Intravascular circulatory assist device | |
DE68921627T2 (de) | Transvalvuläre, achssymmetrische hochfrequenzblutpumpe. | |
DE3787925T2 (de) | Herzunterstützungsvorrichtung. | |
DE69918816T2 (de) | Bei geschlossenem thorax angebrachte, auf einem intraaortalen ballon basierende herzunterstützungsvorrichtung | |
DE69836487T2 (de) | Minimal-invasiver chirurgischer eingriff am herzen | |
US8870739B2 (en) | Conduit device for use with a ventricular assist device | |
US6344022B1 (en) | Right ventricular bypass devices and methods of their use during heart surgery | |
DE69016426T2 (de) | Biologische klappenprothese. | |
US5752526A (en) | Minimally invasive cardiac surgery procedure | |
CN106456855A (zh) | 经皮系统、装置和方法 | |
DE69100769T2 (de) | Herzunterstützungsvorrichtung. | |
DE19904975A1 (de) | Vorrichtung zur intravasalen Herzklappenoperation | |
DE112021000561T5 (de) | Intravaskuläre Blutpumpe mit Ausflussschlauch | |
EP3768346A1 (de) | Pumpkatheter zum gerichteten pulsatilen leiten von blut | |
EP1748809B1 (de) | Vorrichtung zur epikardialen unterstützung und/oder übernahme der herztätigkeit | |
DE2143628A1 (de) | Kuenstliches herz |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
8139 | Disposal/non-payment of the annual fee |