System zur aktiven StrömungsunterStützung von Körperflüssigkeiten
Die vorliegende Erfindung liegt auf dem Gebiet der 5 Medizintechnik und betrifft insbesondere solche Systeme, mit denen Invasiv-Mikrochirurgie, medikamentöse Invasiv-Therapie, KreislaufUnterstützung, Dilatation von Gefäßsystemen und dergleichen durchgeführt werden kann.
o In den letzten Jahren hat die Therapie in flüssigkeitsführenden Organen, insbesondere in solchen des Kreislaufsystems, einen ungeheuren Aufschwung erlebt . Durch die Entwicklung von Kathetern und chirurgischen Invasiv-Instrumenten bietet sich die Möglichkeit, aufwendige und den Patienten belastende Operationen 5 zu vermeiden bzw. schnell und effektiv akute Zustände wie plötzlichen Herzstillstand bei kardiogenem Schock zu behandeln. All diesen Methoden ist gemein, daß das verwendete mikrochirurgische Instrument über Körperflüssigkeit führende Wege an den "Einsatzort" vorgeschoben wird. Naturgemäß behindert o es dort während seines Einsatzes massiv den Durchfluß der
Körperflüssigkeit durch das entsprechende Gefäß, wenn es ihn nicht gar völlig unterbindet.
Beim Einsatz von Dilatationskathetern, auf die die vorliegende 5 Erfindung unter anderem anwendbar ist, isc dieses Problem seit längerem bekannt und hat zu einer Reihe von Vorschlägen geführt . Den meisten dieser Vorschläge ist gemeinsam, daß innerhalb des Katheters eine Blutstromführung vorgesehen ist, die proximal einen Einlaß und distal einen Auslaß für durchströmendes Blut o aufweist. Diese ermöglichen einen passiven, relativ geringen Blutstrom bei der Ballondilatation, der durch die an der Dilatationsstelle herrschende Druckdifferenz hervorgerufen wird (sog. Autoperfusions-Katheter) . Obwohl der Zeitraum der Anwendung eines solchen Autoperfusionskatheters durch diese 5 Maßnahme verlängert ist, bleibt er doch sehr begrenzt, weil durch die Verringerung der Blutzufuhr in die distal gelegenen Gewebe sehr schnell eine Unterversorgung mit irreversiblen Folgen eintreten kann.
Eine Verbesserung hat man sich durch solche Systeme versprochen, m denen mit Hilfe einer Pumpe Blut aus einem anderen Gefäß, beispielsweise der Femoralarterie, aktiv durch ein Lumen des Katheters transportiert wird (sog. aktiver Hemoperfusions- Katheter) . Dies hat allerdings wiederum den Nachteil, daß ein weiteres Gefäß angezapft werden muß und das Blut mittels einer extrakorporalen, mechanischen Hochdruckpumpe auf den erforderlichen Druck gebracht und sodann dem Dilatationskather zugeführt werden muß. Eine solche Vorrichtung ist m der europaischen Patentanmeldung mit der Veröffentlichungsnummer 277 367 AI offenbart.
Ein weiterer Vorschlag sieht vor, stoßweise Blut mit Hilfe eines Klappenventils und einer vor- und zuruckziehbaren Flussigkeitssaule, die mit einem extrakorporalen Kolben bewegt wird, proximal anzusaugen und unter dem Systemdruck distal durch eine Öffnung auszulassen, wobei möglicher Rückschlag durch ein distales Kugelventil verhindert werden soll Diese Vorrichtung ist schon wegen des Klappenventils störanfällig, sie ist kompliziert gebaut, erfordert den kontinuierlichen Nachschub von neuer Salzlosung, weil die kraftubertragende Salzlosung nicht von der Blutstromfuhrung dichtend abgegrenzt ist und laßt sich nur m solchen Fallen einsetzen, in welchen der Katheter in Stromungsrichtung m das entsprechende Gefäß eingeführt werden 5 kann Ein weiterer Nachteil ist der diskontinuierliche Bluttransport durch den Bereich der Stenose Eine solche Vorrichtung ist in der europäischen Patentanmeldung mit der Veröffentlichungsnummer 353 889 AI gezeigt
o Ein weiterer Versuch einer Losung betrifft das Geioiet der Herzkatheter. Hier wurde vorgeschlagen, mit Hilfe einer mtraventrikular expandierenden Hilfspumpe zur Unterstützung eines Herzens den Kreislauf eines Patienten zu unterstutzen. Bei dieser Pumpe kann eine Außenkammer mit Doppelwandstruktur so mit s Druck beaufschlagt werden, daß sie sich innerhalb des Ventrikels ausdehnt, dabei starr wird und sich der Ventrikelwand anpaßt. Ein Innenballon wird stoßweise aufgeblasen, wodurch abwechselnd die Diastole und Systole des Herzens imitiert werden.
Die klinische Akzeptanz einer derartigen Vorrichtung konnte allerdings nie erreicht werden.
Die vorliegende Erfindung hat sich die Aufgabe gestellt, eine Vorrichtung bereitzustellen, die in all denjenigen Fällen anwendbar ist, in denen die Verwendung eines medizinischen Instrumentes erforderlich ist, dessen Einsatz im Körper eine Behinderung des Durchflusses einer Körperflussigkeit mit sich bringt. Dabei soll die Vorrichtung so konstruiert sein, daß die Verwendung dieses Instrumentes trotzdem möglich ist, erleichtert wird oder seine mögliche Anwendungsdauer verlängert ist . Wenn auch sicherlich hier der Einsatz in Blutgefäßen an erster Stelle stehen wird, weil invasive Mikrochirurgie,
KreislaufUnterstützung und dergleichen eine große Bedeutung haben, so ist die Erfindung doch nicht darauf beschränkt. Sie eignet sich auch für die Verwendung in Lymphe, Galle oder ggf. Liquor, beispielsweise bei invasiven Gallenoperationen, bei denen der Transport der Gallenflüssigkeit nicht unterbrochen werden soll.
Die vorgenannte Aufgabe wird erfindungsgemäß durch die Bereitstellung einer Vorrichtung zur aktiven Strömungsunterstützung von Körperflüssigkeiten gemäß den Ansprüchen 1 oder 2 gelöst.
Die Form und das Material der künstlichen Strömungsführung sowie deren weitere Ausstattung iεt vom geplanten Einsatz abhängig. Beispielhaft können die bei üblichen Dilatationskathetern verwendeten Materialen und Abmessungen verwendet werden. Für spezielle Verwendungen besonders geeignete Formen werden nachstehend im Detail beschrieben.
Die künstliche Strömungsführung besitzt einen Funktionsbereich, in dem eine Pumpe derartig eingebettet ist, daß sie Blut von mindestens einer in der Führung befindlichen Einlaßöffnung zu mindestens einer in der Führung befindlichen Auslaßöffnung transportieren kann. Der Ausdruck "eingebettet" soll dabei ausdrücken, daß zwischen Pumpe und Funktionsbereichswand
möglichst wenig, bevorzugt kein Abstand existiert, d.h. daß die Pumpe im wesentlichen bzw. vollständig dichtend an der Wandung anliegt. Dabei ist die Pumpe in speziellen Ausführungsformen so antreibbar, daß die Körperflüssigkeit in beiden Richtungen transportiert werden kann, so daß die Vorrichtung sowohl mit dem Flüssigkeitsstrom des Gefäßes als auch in Gegenrichtung eingebracht werden kann (Anspruch 15) .
Die Einlaß- und Auslaßöffnungen sind jeweils von der Verwendungsart abhängig beliebig gestaltet . Die Gestaltung kann von kleinen kreisförmigen Öffnungen in der Seitenwand (z.B. als Einlaßöffnung proximal angeordnet) , über eine einzige Öffnung am distalen Ende (z.B. als Auslaß für einen Dilatationskatheter) oder z.B. über eine Vielzahl von Öffnungen auf einer oder beiden Seiten bis zu netzartigen und gitterartigen Strukturen (Anspruch 16) der Wandung der Strömungsführung reichen.
Die Flüssigkeitsförderung durch die Pumpe kann ebenfalls variabel gestaltet sein. So kann die zu fördernde Flüssigkeit saugseitig der Pumpe in die Strömungsführung eintreten und druckseitig (am distalen Ende der Führung oder aber bereits weiter proximal gelegen) austreten. Alternativ kann der Ein- und der Austritt druckseitig erfolgen.
Die Strömungsführung selbst muß eine so hohe Flexibilität aufweisen, daß sowohl der Vorschub als auch - und dies im Besonderen - ihre Funktion in einen ggf. relativ stark gebogenen Strömungsabschnitt des entsprechenden Blutgefäßes oder anderen flüssigkeitsführenden Gefäßen möglich sind. Bevorzugt ist dabei die Strömungsführung zumindest in einem distalen Segment besonders flexibel. In einer Ausgestaltung besitzt die Strömungsführung ein steiferes, proximales Segment und ein flexibleres, distales Segment. Das proximale Segment kann den gleichen Durchmesser wie das distale Segment aufweisen, es kann jedoch auch eine größere lichte Weite besitzen. Wird die Pumpe in diesem proximalen Bereich angeordnet, wird sie durch die steifere Umhüllung besser abgestützt. Im Falle des größeren Durchmessers des proximalen Abschnitts ist es möglich, eine
größere Pumpe (mit einer verbesserten Pumpleistung) einzubauen. Dies ist insbesondere dann von Vorteil, wenn ein sehr flexibles, relativ langes distales Kathetersegment vorgesehen ist, um beispielsweise solche Gefäße zu dilatieren, die das Herz mit Blut versorgen. Hierbei kann der Katheter in den relativ großen Gefäßen bis nahe an die zu behandelnde Stelle herangeführt werden; in Behandlungsposition ragt das recht flexible, distale Segment der Strömungsführung in die Engstelle und dilatiert diese beispielsweise mit Hilfe von inflatierbaren Ballons, während das steifere, größere Kathetersegment in einem
Blutgefäßbereich liegt, der einen größeren Durchmesser aufweist.
Mit der Strömungsführung verbunden ist ein flexibles Zuleitungsrohr. Das flexible Zuleitungsrohr kann dabei mit der Strömungsführung einstückig gearbeitet oder integral verbunden sein, möglich sind selbstverständlich auch form- oder reibschlüssige Verbindungen oder Verklebungen oder dergleichen.
Auch das Zuleitungsrohr kann in einer Ausgestaltung der Erfindung ein steifes Segment tragen. Es kann auch insgesamt steifer sein als die Strömungsführung. Wenn ein solch relativ steifes Segment vorhanden iεt oder ein solches Zuleitungsrohr gewählt wird, das insgesamt steifer ist als die Strömungsführung, wird in einer Ausgestaltung der Erfindung das genannte Segment oder das distale Ende des Zuleitungsrohres über den proximalen, flexiblen Teil der Strömungsführung geschoben (bzw. ist fest damit verbunden) . In dieser Ausgestaltung ist also der proximale Teil der Strömungsführung in ein steiferes Segment, bevorzugt dichtend, eingebettet. Die Pumpe kann dabei je nach dem für die Strömungsführung vorgesehenen Zweck entweder in dem Bereich eingebettet sein, der von dem steiferen Segment umgeben ist (also auf der proximalen Seite liegend) , oder im distalen Bereich angeordnet sein. Vorteilhaft an der Einbettung im proximalen Bereich ist auch hier wieder, daß die Pumpe durch die steifere "Außenhaut" besser abgestützt wird.
Das flexible Zuleitungsrohr lεt als solches in Abhangιgκeιt von seiner Verwendung ausgestaltet Es sollte bevorzugt so lang sein, daß das in Bezug auf die Pumpe distale Ende bei der Verwendung im weitest möglichen Abstand von der Eintrittsoffnung immer noch außerhalb des Körpers liegt .
Durch das Innere dieses Zuleitungsrohres wird eine Energie- bzw Kraftubertragungsleitung gefuhrt. Diese muß so ausgestaltet sein, daß sie im Arbeitszustand der Vorrichtung im wesentlichen kontinuierlich Energie bzw. Kraft von einer - im Arbeitszustand extrakorporalen - Antriebseinheit (Anspruch 3) (die gemäß den Hauptanspruchen 1 und 2 nicht zwingend zur Vorrichtung gehört) zur Pumpe übertragen kann, es sei denn, es handelt sich um den Antrieb für eine sog. Stößelpumpe oder dergleichen, der m Axialrichtung abwecnselnd vorwärts und rückwärts bewegt wird und dabei gleichzeitig oder nicht gleichzeitig, kontinuierlich oder diskontinuierlich gedreht wird.
Die vorgenannten Antriebsformen für die Pumpe weisen eine Reihe von Vorteilen auf . Sie ermöglichen den Einsatz einer Vielzahl unterscmedlicher Pumpen, so daß ^e naen vorgesehenem Verwendungszweck des Instruments die geeignete Pumpe ausgewählt werden kann. Insbesondere - axer nicnt ausschließlich - lassen sich damit Pumpen antreiben, die eine im wesentlichen kontinuierliche Forderung der Korperflussigkeit ermoglicnen, was in den meisten Fällen bevorzugt sein durfte . Sollte eine diskontmuierlicne Forderung erwünscht sein, so wird erfindungsgemäß vermieden, daß Flüsεigkeit aus dem Lumen einer Fluid-Antriebssäule m die Pumpe ein- und dadurch in die Korperflussigkeit austritt, wenn dies unerwünscht ist und dabei ungewollterweise das die Pumpe umgebende Flussigkeitsvolumen erhöht wird. Ferner durfte sich der Einsatz von Ventilen im Pumpenbereich meist erübrigen. Die erfindungsgemäßen Antriebe ermöglichen eine äußerst bequeme Handhabung der medizinischen Instrumente, da sich die genannte Zufuhrungsleitung den
Biegungen des flexiblen Zuleitungsrohres anpaßt Der Verzicht auf eine extrakorporale Pumpe, die ihrerseits wieder mechanisch angetrieben werden muß und Verluste αer Flussigkeitssaule in daε
System hinein aufweist, ist ebenfalls vorteilhaft.
Diejenigen Ausführungsformen, die einen im wesentlichen kontinu¬ ierlichen Antrieb aufweisen, sind bevorzugt, da die extrakorporalen Antriebsmittel sehr einfach handhabbar sind Der Ausdruck "im wesentlichen kontinuierlich" soll auεdrücken, daß der Energie- bzw. Krafttranεport makroskopisch kontinuierlich ist. Systembedingte oder technisch bedingte minimale Schwankungen (bzw. die Verwendung von Wechselstrom oder von Strömen mit mikroskopischen Änderungen einzelner Parameter) sollen von diesem Ausdruck mit umfaßt sein Eine Bevorzugte derartige Ausführungsform ist auch die Kraftübertragung mit Hilfe einer biegsamen mechanischen Welle (Anspruch 9j . Weitere kontinuierliche Antriexsmoglichkeiten seien hier beispielhaft genannt: der elektrische Antrieb von Mikromotoren, die ihrerseits die Pumpe antreiben (Ansprüche 10 und 11) oder ein elektrischer Antrieb von Pumpen wie Membranpumpen und dergleichen (Anspruch 14) .
In einer bevorzugten Ausführungsform ist das Lumen der künstlichen Strömungsführung, das für den
Korperflussigkeitsεtrom vorgeεenen lεt, gegen aas flexible Zuleitungsrohr abgedichtet (Anspruch 4 . Damit wird ein Ruckfließen m den Zufuhrungsschlauch verhindert, ohne daß mit Ventilen gearbeitet werden muß
Üblicherweise ist an einer Seite der Vorrichtung eine Führung vorgesehen, die man meist als Führungsdraht bezeichnet und die leicht verformbar sein, aber m Achsrichtung eine gewisεe Steifigkeit aufweisen sollte (Anspruch 7) . Dieser kann bei
Bedarf auch als eigenständiges Teilsystem vorhanden sein, der in einem abgetrennten Lumen des Katheters gefuhrt wird.
Die Auswahl der Pumpe selbst ist beliebig und wird sich nach dem vorgesehenen Zweck richten. Bevorzugt werden m den meisten
Fällen kontinuierlich arbeitende Pumpen sein (Anspruch 12) Hier wurden sich miniaturisierte Zahnrad- oder Flügelzellenpumpen anioieten (Anspruch 13 , weitere Möglichkeiten sind Kreisel-,
Schlauch-, Membran- oder Ballonpumpen (Anspruch 14] . Eine diskontinuierlich arbeitende Pumpe ist die Stößelpumpe (Anspruch 2) .
Die Abmessungen der Pumpe sind selbstverständlich ebenfalls vom Verwendungszweck abhangig. So wird eine Herzkatheter-Pumpe wahrscheinlich größere Abmessungen aufweisen, als Pumpen für Dilatationskatheter zum Ausweiten von sehr kleinen Gefäßen. Hier sind alle Größenordnungen von mehreren cm bis in den mm-Bereich oder sogar noch darunter denkbar.
Die vorstehend beschriebene Vorrichtung eignet sich zur Verwendung in vielerlei medizinischen Systemen, von denen nachfolgend einige beispielhaft besonders beschrieben werden sollen. Dabei werden auch die üblichen Bezeichnungen für die entsprechenden Geräte verwendet, ohne daß dadurch die erfindungsgemäße Vorrichtung auf die heute gebräuchlichen Formen dieser Instrumente beschränkt sein soll. Die vorεtenenden Auεführungen sind selxstverstandlicn jeweils auf diese Ausführungsformen anwendbar.
Beispielhaftes Einsatzgebiet "Aktive Biutstromunterstutzunσ"
Einsatzgebiet für Instrumente auf Basis solcher Vorrichtungen ist z.B. sowohl die vollständige KreislaufUnterstützung, die insbesondere bei Patienten mit ernsthaftem kardiogenem Schock zur Unterstützung des Kreislaufε Anwendung findet, alε auch die Unterεtutzung des Blutstroms m verengten Gefäßjoereichen mit lokaler Ischämie, z.B. bei Embolien, Stenosen, Verschlüssen, Verengungen, Thrombosen, ARDS der Lunge usw. Auch bei Herzkathetern kann die Erfindung eingesetzt werden.
Der Einsatz mechanischer kardialer Assistenzsysteme zur vollständigen KreislaufUnterstützung kann unter anderem erwogen werden beim plötzlichen Herzstillstand, beim Kardiogenem Schock, bei der schweren Koronarischamie und Hochπsiko-PTCA (Perkutane Translummale Koronarangioplastie) .
Die mechanische Kreislaufunterstutzung wird im Stand der Technik durch eine Reihe sich technisch grundlegend unterscheidender System durchgeführt, z.B. durch die mtraaortale Gegenpulsation (IABP^ , den femoro-femoralen Bypass mit magnetischen 5 Zentrifugenpumpen, die Ventπkelunterstutzung mit
Zentrifugenpumpen, Rolienpumpen und Brustraumoffnungen, den heterotopen künstlichen Ventrikel (VAD) , das vollständige künstliche Herz (TAH) , implantierbare Turbinenpumpen (Hemopumpj , mtraventrikular expandierende Hilfspumpen und durch io Perfusionskatheter.
Einige Nachteile von derzeit gangigen Perfusionkathetern εind bereits weiter oben erwähnt. Darüberhinaus ist es für die Anwendung des (pasεiven) Autoperfusions-Katheterε erforderlich,
15 daß ein mittlerer Arteriendruck von <90 mm Hg vorhanαen lεt, damit ein ausreichender Blutfluß (etwa 50 bis 60 mm/mm) aufrechterhalten werden kann. Zusätzlich sind diese Katheter steif und das Ballonprofil lang, so daß dieεe Syεteme alε primäre Inεtrumente m engen Lasionen oder gewundenen Gefäßen
20 nicht geeignet sind.
Die aktiven Hemoperfusionε-Katheter wiederum sind zwar flexibler und kurzer als die üblichen Autoperfusions-Katneter Neben der. oben angegexenen Nachteilen ist hier noch zu erwähnen, daß das :■> Arbeiten mit derartigen Kathetern sehr zeitaufwendig ist, zusätzliche Kosten verursacht und auf einen maximalen Blutstrorr von etwa 50 mml/min limitiert ist
Auch die koronaren Retroperfusions-Katheter und deren Nachteile 30 wurden xereits oben erwähnt . Bei der Sinuεretroperfuεion wird arterielles Blut durch den koronaren Sinus wahrend der Diastoie zum Myoκardιum geliefert.
Die Grenzen der konventionellen Blutεtromunterεtutzungs-Systeme 3-^ zeigen sich also darin, daß die Zeitdauer der
Kreislaufunterstutzung bei den meisten Systemen beschrankt ist, die Systeme häufig einen größeren Eingriff, beispielεweiεe die Öffnung αes BrustKorbes, erfordern und teilweise sehr aufwendig
sind. In "kleinen" Gefäßen (10 bis 2 mm) sind nur sehr geringe Strome (maximal 50 mml/mm) erreichbar Teilweise werden mit den vorgenannten Systemen größere Traumata erzeugt; sie lassen sich nur im Rahmen umfangreicher Eingriffe anwenden
Desnalx wird vorgeschlagen, Vorrichtungen gemäß den Ansprüchen 1 und 2, evtl. in weiteren bereits vorerwähnten speziellen Ausgestaltungen, auf diesem Gebiet zu verwenden Bei unterschiedlichsten Diagnosen läßt sich der Blutstrom damit aktiv unterstutzen. Einsatzbereiche smd z.B. die
Blutstromunterstutzung bei plotzlicnem Herzstillstand, kardiogenem Schock, schwerer Koronarischamie und Hochπsiko- PTCA, bei denen der komplette Kreislauf aufrechterhalten werden muß, ferner bei Embolien, Stenosen, Verschlüssen, Verengungen und Thrombosen in peripheren Arterien, bei denen nur eine lokale Durchblutungsstörung beseitigt werden soll, und dergleichen. Aufgrund der aktiven Aufrechterhaltung des Blutstromes während der krankheitsbedingten Absperrung eines geschädigten Gefäßbereiches wird die Schädigung der betroffenen Organe bzw. der Gewebebereiche minimiert .
Der erfindungsgemäße Blutstromunterstutzungskatheter soll nachεtenend prinzipiell anhand der Figur 1 und weiterer Figuren erläutert werden, wobei εelbstverstandlich variable Ausgestaltungen möglich smα und teilweise bereits ooen beschrieben wurden. Die Vorrichtungen zur aktiven Blutεtromunterstutzung wird nachfolgend auch häufig "Blutstromunterεtutzungskatheter" oder einfach "Katheter" genannt. Der Katheter oesitzt einen vorderen Teil, der hier alε kunεtliehe Strömungsführung 10 bezeicnnet wird. In ihn eingebettet befindet εich eine Pumpe 1, die m einer xevorzugten Ausführungsform j e nach der Art der veκtorιellen Komponente in beiden Richtung betreibbar ist, so daß der Katheter sowohl m Stromungsrichtung als auch gegen die Stromungsrichtung deε Gefäßes an seinen "Aroeitsort" eingeschoben werden Kann
(Anspruch 15) . Die Art der Pumpe ist frei wählbar; εo kommen beispielsweise miniaturisierte Zahnrad- oder Flugelzeilpumpen (Anspruch 13'1 , Kreisel-, Schlauch-, Membran- oder BalionDumoer.
(Anspruch 14) in Betracht. Kontinuierlich fördernde Pumpen smd bevorzugt (Anspruch 12) . Die Pumpe kann m unterschiedlichen Größen mit entsprechend variabler Förderleistung zum Einsatz m unterschiedlichen Gefäßbereichen gewählt werden.
Saugseitig zur Pumpe Defindet sich mindestenε eine Einlaßöffnung 3 für einfließendes Blut 16; druckseitig mindestenε eine Auslaßöffnung 4 für ausfließendes Blut 17. Ort, Form, Zahl und Gestalt der Öffnungen smd variabel und vom geplanten Einsatz abhängig. Insoweit wird auch auf die allgemeineren Ausführungen verwiesen. Das Gehäuse 9 der Strömungsführung kann auch alε Käfig oder Netz ausgeführt sein (Anspruch 16) (Figur 2) , insbesondere, wenn die Pumpenleistung so gewählt ist, daß bei zu engen Öffnungen deren Querschnitt für die Förderleistung der Vorrichtung limitierend wirkt . Die künεtliche
Strömungεführung 10 ist m Figur 1 integral mit dem flexiblen Zuleitungsrohr 5 verbunden. Durch das Innere von Zuleitungsrohr 5 führt die Energie- bzw. Kraftübertragungsleitung 6 von einer - nicht zwingend zur beanspruchten Vorrichtung gehörigen -, im Arbeitszuεtand des Katheterε außerhalb des Körpers befindlichen Antriebseinheit 7 bis zur Pumpe 1. Die Auεführungεform der Figur 1 zeigt auch eine Dichtung 13 gemäß Anspruch 4, mit der das Lumen der künεtlichen Strόmungεführung gegen das flexible Zuleitungsrohr abgedichtet ist. Der Pfeil 19 bezieht sich auf den Teil des Katheters, der m den Körper gelangt, der Pfeil 18 auf die Teile, die außerhalb bleiDen.
In einer spezifischen Ausführungsform umfaßt der Blutstromunterstützungskatheter zuεätzlich mindestens einen Absperrballon (Anspruch 5) un Figur 1 m drucklosem Zustand (8') und unter Druck (8) dargestellt; . . Dieser dient zur Erzielung einer Dichtfunktion zwischen System und Blutgefäß und damit der Reduzierung der Pumpveriuεtleistung m solchen Fällen, in denen der Katheter nicht auεreichend durch daε elastische
Gefäß selbst abgedichtet wird. Der Absperrballon 8 läßt εich mit Hilfe eines Gases oder einer Flüssigkeit "aufblasen", die über eine Leitung 11 eingepreßt werden können, und zwar mit Hilfe
einer Druckerzeugungseinrichtung 12, z.B. einer Ballonpumpe (Anspruch 6) .
Das mit der künstlichen Strömungsführung verbundene flexible Zuleitungsrohr 5 und die darin angeordnete Energie- bzw. Kraftübertragungleitung wurde bereits oben detailierter beschrieben; die dort dargelegten allgemeinen und speziellen Aspekte gelten selbstverständlich auch für den Blutstromunterstüzungskatheter.
Die Figuren 2 bis 4 erläutern, wie der Katheter verwendet werden kann: bei der Blutεtromunterεtützung wird der Funktionsbereich des Katheters in dem Gefäß plaziert, das unterstützt werden soll (Figur 2) . Bei Einsatz eines Absperrbalions 8' wird dieεer auεgedehnt 8, um eine weiteεtgehende Absperrung des
Gefäßbereiches zu erreichen. Die Pumpe hält dabei den Flüssigkeitsstrom zwischen den getrennten Gefäßbereichen aufrecht (Figur 3) . Nach der Behandlung wird der Ballon verkleinert und der Katheter wieder entfernt. 15' stellt ein Hindernis dar, z.B. einen Thrombus.
In einer speziellen Ausführungsform können in der künstlichen Strömungsführung 10 zwei oder mehr Pumpen vorhanden sein. Diese können beispielsweise kaskadiεch angeordnet sein und werden bevorzugt parallel miteinander verschaltet, um die
Förderleistung entεprechend zu erhöhen (Anεpruch 17) . Mit dieser Ausführungsform können Volumenströme erzeugt werden, die das Pumpvolumen einer einzelnen Pumpe übersteigen, insbesondere, wenn der Durchmesser deε den Katheter aufnehmenden Gefäßeε eε erforderlich macht, mit sehr kleinen Pumpen zu arbeiten. Eine spezielle Ausführungsform mit hier dargestellt drei hintereinander angeordneten Pumpen ist in den Figuren 6 und 7 dargestellt. In der gezeigten Auεführungεform iεt auch daε distale Ende der künstlichen Strömungsführung 1 anders gestaltet als in Figur 1: distal zur letzten Pumpe ist sie hier als flexibler Ausεtrömεchlauch 19 auεgebildet, der in drucklosem Zuεtand einen geringeren Durchmesser besitzt als in dem Bereich, in dem sich die Pumpen befinden (Ansprüche 18 und 19) . Damit
wird ein einfaches Einführen des Katheters ermöglicht, und zwar auch im Bereich von starken Verengungen 2 (Ablagerungen, Stenosen, durch die Geometrie der Gefäße bedingte Verengungen usw.) . Die Austrittsöffnungen (en) 4 des Ausströmschlaucheε befinden εich an seinem diεtalen Ende. Wird nun mit Hilfe der Pumpen Blut 16,17 durch das Lumen des Katheters gefördert, so wird der Schlauch 10 aufgeweitet, so daß er sich dichtend um die Verengung 2 herum legt (siehe Figur 7) . Die Flexibilität des Ausströmschlaucheε kann auf verschiedene Weise erreicht werden, beispielsweiεe durch ein extrem leicht dehnbareε Material oder aber dadurch, daß der Schlauch im "Ruhezustand" gefaltet oder anderweitig zusammengerollt ist. So kann er beispielsweiεe um einen zuεätzlich vorhandenen Führungsdraht (Anspruch 7, nicht gezeigt) gelegt/gewickelt sein, oder er kann bei ausreichender Steifigkeit in Axialrichtung auch εelbst als Führung wirken.
Selbstverständlich sind die verschiedenen Konstruktionselemente wie in den Figuren 6 und 7 dargestellt nicht zwingend immer gleichzeitig in ein und derselben Ausführungsform verwirklicht.
Der Ansaugbereich der künεtlichen Strömungεführung kann bei Bedarf einen größeren Abstand zur Pumpe aufweiser., wobei die Strömungεführung im Zwiεchenbereich als flexible oder starre Schlauchverlängerung 14 ausgebildet sein kann. Eine solche Ausgestaltung ist beispielhaft in Figur 5 dargestellt. In der dargestellten Ausführungsform fördert die Pumpe das Blut in umgekehrter Richtung 16,17, wenn man mit Figur 1 vergleicht, so daß die Saugseite zum diεtalen Ende deε Katheters hin gerichtet ist. Der Durchmesser der Schlauchverlängerung 14 ist hier kleiner ais der Katheterdurchmesεer im Bereich der Pumpe, εo daß Lumina sehr kleinen Druchmessers bzw. hinter Verengungen zugänglich sind und die Behandlung in sehr engen Gefäßen bzw. in Herznähe erfolgen kann. Der Katheter könnte in einer solchen Ausgestaltung auch durch eine Herzklappe 15 bis ins Herz hinein vorgeschoben werden. Auch kann mit einer solchen Ausführungsform Blut durch Lumina angesaugt werden, die stärkere Biegungen darstellen, als durch den Katheter realisiert werden können. Das Blut wird dann jeweilε hinter der Verengung oder
Richtungsanderung angesaugt und im Auslaßbereich 4 wieder ausgetrieben.
Beispielhaftes Einsatzgebiet "Dilatationskatheter"
Dilatationskatheter sind mεoesondere zur Behandlung von Stenosen m Blutgefäßen entwickelt worden
Dilatationskatheter ohne eine Blutstromfuhrung können maximal 20 biε 30 Sekunden in auεgedehntem Zuεtand verbleiben, da die Aufdehnung des Ballons bei vitalem Myokart den Blutstrom unterbricht und daraus eine Durchblutungstorung αeε Herzenε resultiert. Folgen einer längeren Dilatation können Herzrhythmusstorungen, schwere Angina Pectoris oder em Blutdruckabfall sein Wird die Dilatation im proximalen, d.h ostiumεnahen Bereich durchgeführt, können kardiogene Schockbilder entεtehen, die lebensgefahrlich smd Man hat daher eine Reihe von Techniken entwickelt, die diesen Nachteil überwinden εollen. Hierunter fallen die Beipaεs-Operationen, schnell und langsam rotierende Systeme mit gestuckten Fraskopf, Implantate zur Vergrößerung deε Gefaßmnenraumε (Stenz) , Entfernungen von Ablagerungen mit Hilfe der Laεer-Angioεplaεty, Ultraεchall, Adherektomie εowie Autopervesionskatheter, die einen pasεiven, relativ geringen Blutstrom bei der Ballondilatation ermöglichen
Alle dieεe Methoden erfordern teilweise einen massiven Eingriff, teilweise smd sie nur mit extrem aufwendiger Medizintechnik zu betreiben, und teilweise sind sie εchlicht unbefriedigend, da das Reststromvolumen des Blutes nicht ausreicht, um latrogene Störungen zu vermeiden
Es wird deshalß vorgeschlagen, Vorrichtungen gemäß Anspruch 5 oder 6, evtl m weiteren bereits vorerwannten speziellen Ausgeεtaltungen auf diesem Gebiet zu verwenden. Anεpruch 5 ermöglicht, daß wahrend einer behandlungsbedingten Absperrung von Gefaßbereichen αer Blutstrom künstlich aufrechterhalten oder ein solcher erzeugt wird Daαurch werαen mit Hilfe dieser
Vorrichtungen längere Behandlungsdauern ermöglicht, die hinsichtlich der Stabiliεierung deε aufbereiteten Gefäßquerεchnittε und damit deε Zeitraumes bis zum nächst notwendigen Eingriff eine wesentliche Verfahrensverbesserung bringen. Gleichzeitig kann das Risiko der Behandlung weitgehend reduziert werden. Dies kann insbesondere aus einer Studie bezüglich des Einsatzes von Autoperfusionskathetern abgeleitet werden, die eine Reduzierung der Anzahl plötzlicher Gefäßverschlüsse und sofortiger Beipasε-Operationen bei aufrechterhaltendem Blutεtrom festgestellt hat. Die Erfindung ermöglicht hier weitere Verbesserungen.
Der erfindungsgemäße Dilatationskatheter soll nachstehend prinzipiell ebenfallε anhand der Figur 1 und weiterer Figuren näher erläutert werden, wobei selbstverεtändlich variable Ausgestaltungen möglich sind und teilweise oben beschrieben wurden. Auch der Dilatationskatheter besitzt einen vorderen Teil, der alε künstliche Strömungsführung 10 bezeichnet wird. In ihn eingebettet befindet sich mindestenε eine Pumpe 1, die in einer bevorzugten Auεführungεform je nach der Art der vektoriellen Komponente in beiden Richtungen betreibbar iεt, εo daß der Katheter εowohl in Strömungεrichtung ais auch gegen die Strömungsrichtung des Gefäßes zur Engstelle vorgeschoben werden kann (Anspruch 15) . Die Art der Pumpe ist auch hier frei wählbar; die bereits oben erwähnten miniaturisierten Zahnrad¬ oder Flügelzellpumpen (Anspruch 13) , Kreisel-, Schlauch-, Membran- oder Ballonpumpen (Anspruch 14) kommen hier vor allem in Betracht. Kontinuierlich fördernde Pumpen sind bevorzugt (Anspruch 12) . Die Pumpe kann in unterεchiedlichen Größen mit entεprechend variabler Förderleistung zum Einsatz in unterschiedlichen Gefäßbereichen gewählt werden.
Saugseitig zur Pumpe befindet sich mindestens eine Einlaßöffnung 3 für einfließendes Blut 16 ; druckseitig mindestens eine Auslaßöffnung 4 für ausfließendeε Blut 17. Ort, Form, Zahl und Geεtalt der Öffnungen sind variabel und vom geplanten Einsatz abhängig. Insoweit wird auch auf die allgemeineren Ausführungen verwiesen. Das Gehäuse 9 der Strömungsführung kann auch ais
Käfig oder Netz ausgeführt sein (Anspruch 16) (Figur 2) , insbesondere, wenn die Pumpenleistung so gewählt ist, daß bei zu engen Offnungen deren Querschnitt für die Förderleistung der Vorrichtung limitierend wirkt . Die kunstliche Strömungεführung 10 lεt in Figur 1 integral mit dem flexiblen Zuleitungsrohr 5 verbunden. Durch daε Innere von Zuleitungsrohr 5 fuhrt die Energie- bzw.
Kraftubertragungεleitung 6 von einer - nicht zwingend zur beanεpruchten Vorrichtung gehörigen - , im Arbeitεzuεtand des Katheters außerhalb deε Korpers befindlichen Antriebseinheit 7 bis zur Pumpe 1 Die Ausführungsform der Figur 1 zeigt auch eine Dichtung 13 gemäß Anspruch 4, mit der das Lumen αer künstlichen Strömungsführung gegen das flexible Zuleitungsrohr aDgedichtet ist. Der Pfe__l 19 bezieht sich auf αen Teil des Katheters, der m den Korper gelangt, der Pfeil 18 auf die Teile, die außerhalb bleiben.
Em Absperrbalion (8,8') ist um die künstliche Strömungsführung herum angeordnet Dabei kann die Pumpe m einer Ausfuhrung so wie m Figur 1 gezeigt, m den Bereich der künstlichen
Strömungsführung angeordnet sein, der von dem Außenballon überdeckt wird, sie Kann jedoch auch eine andere Stellung bezüglich des Ballons (bzw. umgekehrt) einnehmen Der Ballon 8 dient der Aufweitung eines verengten Gefäßes Er laßt sich mit Hilfe eines Gases oder einer Flussιgκeιt "aufblasen", die über eine Leitung 11 eingepreßt werden können, und zwar mit Hilfe einer Druckerzeugungseinrichtung 12, z.B einer Ballonpumpe (Anspruch 6)
Die Erfindung ist selbstverständlich nicht auf
Dilatationskatheter mit nur einer Pumpe oder mit nur einem Ballon beschrankt . Bezüglich der Anordnung mehrerer Pumpen gilt das weiter oben bereits gesagte. Es ist auch möglich, m Abhängigkeit vom Verwendungszweck mehrere Ballons vorzusehen Ort und Lage von Pumpe zu Ballon smd danei variaoel
Das mit der künstlichen Stromungεfuhrung veroundene flexible Zuleitungsrohr 5 und die darin angeordnete Energie- DZW
Kraftübertragungsleitung sowie unterschiedliche Flexibilitäten in verεchiedenen Segmenten der Strömungεführung bzw. zwiεchen Strömungεführung und Zuleitungεrohr wurden bereits oben detaillierter beschrieben; die dort dargelegten allgemeinen und speziellen Aspekte gelten selbstverständlich auch für den Dilatationskatheter.
Figur 15 zeigt eine Strömungsführung, welche em steifereε Segment 90 und em flexibleres Segment 91 aufweist. Das steifere Segment 90 ist m das Zuleitungsrohr 5 eingebettet. Die Pumpe 1, in einem relativ proximalen Teil gelegen, ist daher gut abgestützt . Der distale Teil der Strömungsführung wiederum wird im Arbeitszustand der Vorrichtung durch die mflatierten Ballons gestutzt . Zu erkennen ist m dieser Ausgestaltung weiterhin die Energie- bzw. Kraftübertragungsleitung 6, die die Pumpe 1 antreibt, sowie Einlaßöffnungen 3 für das zu fördernde Blut, das am distalen Ende (etwa bei 4) austritt. Der Katheter ist auf einen Führungsdraht 96 aufgefädelt. Man sieht ihn m seinem Arbeitzustand, während der Ballon 8 eine Stenose 15' dilatiert. Mit 93 sind die Inflationsöffnungen deε Ballons gezeigt. Mit 94 ist die Röntgenmarkierung bezeichnet. Der Pfeil unter 17 gibt die Fließrichtung des Blutes an. Mit 95 ist das Blutgefäß bezeichnet .
Das proximale Segment dieεer Strömungsführung umfaßt zwei Lumina. Das distale Segment besteht aus drei Lumina, einem Ballon und Perfusionεöffnungen distal des Ballons . Die Lumina des distalen Segmentes dienen der Aufnahme des Fuhrungsdrahtes zur Inflation der Ballons sowie zur Blutperfusion.
Die Einfädelstelle der Strömungsführung befindet εich an der Verbindungsstelle der beiden Segmente. Der Antrieb der Pumpe erfolgt beispielsweise über eine biegsame Welle.
Figur 16 zeigt eine Modifikation dieser Pumpe, m welcher die Pumpenposition etwa an der Einfädelstelle der Strömungsführung angeordnet lεt . Auch hier wird daε Blut εaugεeitig der Pumpe m den Schaft eingeführt und diεtal des Ballonε wieder an das
Blutgefäß zurückgegeben. In Figur 17 ist dagegen der Einlaßort für das Blut auf der Druckseite der Pumpe angeordnet
Die Anordnung der Pumpe wie m den Figuren 15 bis 17 gezeigt ist wegen der festeren Wandung aus mechanischen Gründen bevorzugt . Manchmal kann eε jedoch aucn erwünscht sem, daß die Pumpenposition direkt unter dem Ballon ist. Eine εolcne Modifikation ist m Figur 18 gezeigt. Dabei wird saugseitig proximal Blut angesaugt und druckεeitig hinter dem Ballon wieder entlasεen.
In Figur 19 lεt eine Auεgeεtaltung mit einem proximal zur Pumpe angeordneten Organ gezeigt, daε die Energie bzw. Kraft der Energieübertragungεleitung m mechanische Kraft umsetzen kann, wobei dieseε Organ über eine mechanische
Kraftübertragungεleitung (z.B Welle) mit der Pumpe verbunden ist. Bei dem Organ kann es sich um einen fluidisch antreibbaren Motor handeln.
In einer weiteren, nicht gezeigten Auεgeεtaltung beεitzt die Stromungεführung proximal em steiferes Segment als distal . Dieses kann, verglichen mit dem Durcnmesser des distalen Teils, einen größeren oder denselben Durchmeεεer aufweisen. Daε εteifere Segment lεt dann proximal mit dem Zuleitungsrohr verounden.
Die Figuren 8 bis 10 erläutern, wie der Katheter verwendet werden kann: Bei der Ballondilatation wird der Funktionsbereich des Katheters an der Stelle der Verengung plaziert (Figur 8) . Der Ballon wird entsprechend dem Behandlungsprinzip unter Druck gesetzt, während gleichzeitig die Pumpe den Blutstrom zwischen den getrennten Gefäßbereichen aufrechterhält (Figur 9, . Nach der Behandlung wird der Ballon verkleinert, die Pumpe aogescnaltet und der Katheter entfernt (Figur 10) .
In der Figur bedeutet 15 'ein Hindernis im Blutgefäß, beispielsweise eine Ablagerung.
Die Abmessungen des Dilatationεkatheterε sollten so gewählt sein, daß die Größe des künstlichen Blutεtromeε durch die verengte Durchflußstelle dabei soweit wie möglich dem natürlichen Blutstrom entεpricht.
Beispielhaftes Einsatzgebiet "Medikamentierungεkatheter" mit aktiv unterstütztem Flüεεigkeitsstrom
Einsatzgebiet für Instrumente auf Basis solcher Vorrichtungen ist die Medikamentierung innerhlab von Gefäßsystemen, die
Körperflüssigkeiten, wie Blut, Lymphe, Galle oder Lyquor führen. Ziel ist die gezielte Medikamentierung eines definierten Gefäßbereiches, wie z.B. die Behandlung von Stenosen, Läsionen und anderen Indikationen in Gefäßen. Mit dem Erfindungsgegenεtand soll die Lysetherapie, wie εie in der
Kardiologie, Angiologie, Neuroradiologie und anderen angewendet wird, wesentlich verbessert werden, sowie neue Behandlungsformen der lokalen Medikamentenapplikation in flüεigkeitεführenden Gefäßεyεtemen ermöglicht werden.
Im Bereich der Kardiologie und der Angiologie exiεtieren verεchiedene Verfahren zur Beεeitigung von Stenoεen und Läεionen, wie beispieisweiεe die Ballonimpiantation. Alε alternative Techniken zum Entfernen von Gefäßablagerungen werden auch die folgenden Behandlungsarten eingesetzt: Beypass- Operationen, Gefäßtransplantationen, schnell und langεam rotierende Systeme mit bestücktem Fräskopf, Implantate zur Aufweitung des Gefäßinnenraums (Stenz) , Entfernung von Ablagerungen mit Hilfe der Laser-Angioplaεtie, Ultraschall, Atherektomie, syεtemiεche Behandlung mit lyεierenden und anderen lokal wirkenden Medikamenten (z.B. wachεtumshemmenden Medikamenten) oder lokaler Medikamenten- und Lysebehandlung mit Hilfe eines porösen oder perforierten Katheters. Alle diese Methoden erfordern teilweise einen massiven Eingriff, teilweise sind sie nur mit extrem aufwendiger Medizintechnik zu betreiben. Nachteilig ist auch, daß am Behandiungsort durch die Bluströmung häufig das Medikament zu schnell verdünnt wird, so daß eine lokale Wirkungεweiεe wenn nicht auεgeεchioεsen so doch nur sehr
schwach ist. Umgekehrt kann es bei der Darreichung von Therapeutika durch Infusion bei zu hoher Konzentration (die erforderlich ist, um am Behandlungsort immer noch ausreichende Konzentrationen vorliegen zu haben) eine toxische Wirkung hervorgerufen werden. Bei der Lokalen Lyse und anderen
Medikamentenapplikationen ist die Zeitdauer der medikamentösen Behandlung meist sehr beschränkt.
Es wird deshalb vorgeschlagen, Vorrichtungen gemäß Anspruch 22, evtl . m weiteren bereits vorerwähnten speziellen
Ausgestaltungen, auf diesem Gebiet zu verwenden. Daε Arbeiten mit einer εolchen Vorrichtung ermöglicht, daß m geεchadigten Gefäßbereichen eine lokale Medikamenten- und Lyεebehandlung vorgenommen werden kann, ohne daß es zu einer Unterverεorgung mit Blut käme . Aufgrund der aktiven Aufrechterhaltung eines Korperflüsigkeitsstromes während der behandlungsbedingten Absperrung eines geschädigten Gefäßbereiches wird die Behandlung zeitlich nicht eingeschränkt und damit wesentlich effizienter. Weiterhin treten bei Erzeugung einer rein lokalen Therapeutikazuführung die Nachteile der syεtemiεcnen Behandlung nicht auf, εo daß mit höheren Therapeutikadoεierungen oder gar neuen Medikamenten gearbeitet werden kann Für die lokale Medikamentierungεtherapie eröffnet das Arbeiten mit der Vorrichtung gemäß Anspruch 22 damit völlig neue Möglichkeiten
Der erfindungsgemäße Medikamtierungεkatheter soll nachstehend prmziell anhand der Figur 11 und weiterer Figuren näher erläutert werden, wobei selbstverständlich variable Ausgestaltungen möglich sind, deren Merkmale teilweise oben bereits beschrieben wurden. Auch der Medikamentierungskatheter besitzt einen vorderen Teil, der alε künεtiiche Strömugεführung 10 bezeichnet wird. In ihn eingebettet befindet sich mindestenε eine Pumpe 1, die m einer bevorzugten Auεfuhrungεform j e nach der Art der vektoriellen Komponente m beiden Richtungen betreibbar lεt, εo daß der Katheter sowohl in Stromungsrichtung alε auch gegen die Stromungsrichtung des Gefäßes zur Engstelle vorgeschoben werden kann (Anspruch 15) . Die Art der Pumpe lεt auch hier frei wähloar; die bereits oben erwähnten
miniaturisierten Zahnrad- oder Flugeizellpumpen (Anspruch 13) , Kreisel-, Schlauch-, Membran- oder Ballonpumpen (Anspruch 14) kommen hier vor allem in Betracht. Im wesentlichen kontinuierlich fordernde Pumpen sind bevorzugt (Anspruch 12) . Die Pumpe kann m unterschiedlichen Größen mit entsprechend variabler Förderleistung zum Einsatz in unterschiedlichen Gefäßbereichen gewählt werden.
Saugseitig zur Pumpe befindet sich mindestenε eine Einlaßöffnung 3 für em fließendeε Flut 16; druckseitig mindeεtens eine
Auslaßoffnung 4 für ausfließendes Blut 17 Ort, Form, Zahl und Gestalt der Offnungen smd variabel und vom geplanten Einsatz abhangig. Insoweit wird auch auf die allgemeineren Auεfuhrungen verwiesen Das Gehäuse 9 weist im Bereich zwiscnen den beiden Balancen 8 zwei Offnungen 72,74 auf, durch die wahlweise entweder Medikamentenflusεigkeit nur aogegeben wird Alternativ kann eine der Flüssigkeiten zur Abgabe eines flüssigen Medikamentes dienen, während durch die andere Flüssigkeit aus dem abgeεperrten Gefäßraum abgeεaugt wird Die beiden entsprechenden Leitungen 71 und 73 smd für die genannten Zwecke mit einer Medikamentenpumpe 75 bzw mit einer Medikamentenpumpe und Aosaugpumpe verbunden. Die hier gezeigte Vorrichtung mit zwei Aosperrballons 8 lεt em AuεfuhrungεDeispiel für den Anspruch 24
Alternativ ist es möglich, daß die Vorrichtung nur einen Absperrballon 8 aufweist, wobei die Zufuhrungsleitung für daε mediKamentenhaltige Fluid identiεch ist mit der Druckerzeugungsleitung 11 zum Aufblasen des Ballons. In einer solchen Ausführungsform weist der Ballon Offnungen auf, durch die das medikamentenhaltige Fluid m die Umgebung austreten kann (Anspruch 23) In einer weiteren Ausgeεtaltung Kann der Katheter auch mehrere Ballonε aufweiεen, die dieselbe Funktion haben wie der alε letzteε peεchriebene Ballon 8
Die künstliche Stromungεfuhrung 10 ist auch m Figur 11 integral mit derr felxiblen Zuleitungεronr 5 verounden Durch daε innere des Zuieitungεrohreε 5 fuhrt die Energie- DZW.
Kraftübertragungsleitung 6 von einer - nicht zwingend zu beanεpruchten Vorrichtung gehörigen - , im Arbeitεzuεtand deε Katheterε außerhalb des Körpers befindlichen Antriebseinheit 7 bis zur Pumpe 1. Die Ausführungsform der Figur 11 zeigt auch eine Dichtung 13 gemäß Anspruch 4, mit der das Lumen der künstlichen Strömungsführung m das flexible Zuleitungsrohr abgedichtet ist. Der Pfeil 18 'bezieht sich auf den Teil deε Katheters, der in den Korper gelangt, der Pfeil 18 auf die Teile, die außerhalb bleiben. 0
Die Erfindung ist εelbstverεtandlich nicht auf Dilatationskatheter mit nur einer Pumpe oder mit nur einem Ballon beschrankt. Bezuglich der Anordnung mehrerer Pumpen gili das weiter oßen bereits gesagte. 5
Das mit der kunstlichen Strömungsführung verbundene felxible Zuleitungsrohr 5 und die darin angeordnete Energie- bzw. Kraftübertragungsleitung wurden bereits oben detaillierter beschrieben; die dort dargelegten allgemeinen und speziellen o Aspekte gelten selbstverständlich auch für den DitalationsKatheter.
Die Figuren 12 und 13 erläutern, wie em Katheter mit zwei Ballons verwendet werden kann: Bei der 5 Medikamentierungsdilatation wird der Funktonεbereich deε
Katheterε an der Verengungεεtelle deε Gefäßes plaziert . In emer Ausfu+hrungsform mit nur einem Ballon, der perforert oder porös ist oder sonεtige Auεtrittεoffnungen aufweiεt, wird dieser durch die austretenden Therapeutika unter Druck gesetzt (nicht 0 gezeigt) Bei Einsatz von zwei Absperrballons werden diese bevorzugt gleichzeitig ausgedehnt, um eine weitestgehende Absperrung des zu behandelnden Gefäßbereiches zu erreichen. Mit dieser Katheterform sind höhere Therapeutιkaκonzentratιon bei der Behandlung möglich. Die Pumpe erhält dabei den * Flusεigkeitεstrom zwischen den getrennten Gefaßbereichen aufrecht (auch Figur 13) .
Zu Lysebehandlung von Ablagerungen in Gefäßen werden geeignete Medikamente wie Streptokinase, Urukinase oder rt-PA (Plasminogen) o.a. über den Zuleitungsschlauch eingeführt. Die Lösungεkonzentration der Therapeutika wird entsprechend der verwendeten Systemausführung eingestellt.
Bei der medikamentösen Behandlung von Gefäßneubildungen,
Gefäßarteriosklerose, Reεtenosierungen und anderen Indikationen werden geeignete Medikamente über den Zuleitungsschlauch eingeführt . Beim Doppelballonsystem kann das Flüssigkeitsvolumen aus Therapeutika, Korperflussigkeit und ggf. gelösten Partikeln über einen der beiden Flüssigkeitsleitungen, die in Figur 13 mit 75 bezeichnet εind und dort die Abgabe von Medikament symbolisieren sollen, umgekehrt wieder abgesaugt und durch neue Therapeutika erεetzt werden. Um dieε ohne daε Zusammenfallen des Schlauches durch den wirksamen Umgebungsdruck zu erreichen, kann eine zusätzliche Medikamentenpumpe verwendet werden. Diese wird bevorzugt in den Funktionsbereich des Katheterε integriert (Anspruch 26) . Eine solche Pumpe könnte auch als weitere Funktion die Aufgabe der Zerkleinerung von größeren gelösten Zellpartikeln übernehmen. Die Funktionsweiεe einer solchen Medikamentenpumpe kann kontinuierlich oder intermittierend sein.
Nach der lyεierenden Medikamentierung erlaubt daε Doppelballonεyεtem auch eine nachfolgende regenerationsunterstützende Behandlung.
Nach der Behandlung werden die Ballons verkleinert und der Katheter entfernt .
Beispiel für eine erfindungsgemaß einεetzbare Pumpe (1) :
Die Figur 14 zeigt eine Schemaskizze einer Pumpe 1, die in einer Größenordnung von bevorzugt unter 10 mm Durchmesser liegt, die aber mit Fertigungεverfahren der Draht- und Senkeroεion auf
Größenordnungen reduzierbar iεt, die unter 2,5 mm Durchmesser liegen. Die Länge der Pumpe beträgt im letzteren Fall etwa 4 mm, gemessen in Achsrichtung 100.
Die Mikropumpe 1 besteht aus einer Hülse 60, in der fünf Funktionselemente teilweise beweglich und teilweise fest integriert sind. An jeder Stirnseite der Hülse 60 iεt jeweilε ein Stirneinsatz 41 bzw. 42 vorgesehen (42 zur Hälfte weggelassen) , die eine außermittige Bohrung zur Aufnahme einer Pumpenachse 50 aufweisen. Die Bohrungen fluchten entlang einer ersten Achse 100, die gegenüber der Mittenachse 101 der Hülse 60 geringfügig nach radial außen versetzt ist.
Die beiden Stirneinsätze 41,42 sind axial beabstandet, und zwischen ihnen sind zwei miteinander rotierende und ineinander kämmende Rotoren vorgesehen, ein Außenrotorteil 30 und ein Innenrotorteil 20. Der Innenrotor 20 hat nach außen gerichtete, umfänglich gleichmäßig beabstandet verteilt angeordnete Zähne. Die Zähne kämmen mit dem Außenrotorteil 30, das nach innen offene Nuten aufweist, die umfänglich gleichmäßig beabstandet sind und in ihrer Gestalt zu den Zähnen so passen, daß jeder Zahn deε Innenrotors eine in axialer Richtung gerichtete Dichtlinie auf der Innenfläche des Außenrades bildet. Alle Dichtlinien bewegen sich in der Antriebsrichtung A um die Achse 100.
Das Innenrad 20 beschreibt zusammen mit der Antriebsachse 50 eine Rotationsbewegung, ein Antrieb kann über eine längere biegsame Welle eine Drehbewegung A einkoppeln, es kann auch ein elektrischer Antrieb direkt an der Achse 50 angeordnet sein.
Während die Drehachse 50 zuεammen mit dem feεt daran angeordneten Innenrad 20 und das Außenrad 30 drehbar sind, sind die anderen Teile der Mikropumpe - die Stirneinsätze 41, 42 und die sich über die Länge der Pumpe 1 erstreckende Hülεe 60 - umfänglich feεt miteinander verbunden. Die Achεe 50 iεt drehgelagert in den Bohrungen der Stirneinεätze 41, 42, ebenεo drehgelagert iεt das Außenrad 30 in der feεt εtehenden Hülse 60. Damit bewegen sich bei einem Drehantrieb über die Achse 50, repräsentiert durch einen Winkelgeschwindigkeitε-Vektor A, sowohl das Außenrad 30 als auch das Innenrad 20 unter rotatorischer Bewegung der Dichtungslinien und gleichzeitiger
εich bei der Drehung verändernder Kammervolumina 20a, 30a zwiεchen dem Außenrad und dem Innenrad.
Die Kammervolumina werden dabei m Richtung zum geringsten Abstand der Achse 100 der Drehachse 50 von der Hülse 60 hm jeweils kleiner, womit die m innen geforderte Flüssigkeit unter erhöhten Druck gesetzt wird, wahrend sie sich auf der anderen Seite nach Überschreiten des geringsten Abεtandeε zwiεchen Achεe 100 und innerer Mantelflache 61 der Hülse 60 wieder vergrößern.
Zusammen mit nierenförmigen Offnungen 41n,42n m den Stirnseiten, die so angeordnet smd, daß ihre geringste radiale Breite jeweils an dem Ort beginnt, an dem der Abstand zwischen der Achse 100 und dem Innenmantel der Hülse 60 am geringsten ist, wahrend sich ihre maximale radiale Breite an dem Ort befindet, der nahe dem größten Abstand von Achse 100 zu der inneren Mantelfläche der Hülse 60 liegt, wird eine Forderpumpe erhalten. Die Einstrom-Niere, die sich auf der Seite der Zustromung der zu fordernden Fluεsιgκeιt V befindet, ist gegensinnig zu derjenigen Ausstromniere 42n gelagert, die m der erwähnten Figur am Ausεtromort des unter Druck geforderten Fordervolumenε V dargeεtellt lεt Die Figur zeigt alεo an der Auεstromseite eine Auεεtrom-Niere, die sich m der gezeigten Drehrichtung A der Pumpe vom geringsten Abstand der Achse 100 zum größten Abstand der Achse 100 von der inneren Mantelflache 61 nm verbreitert, wahrend sich die Emstrom- Niere 41n m dem Stirneinsatz 41 befindet und sich mit ihrer größten radialen Breite vom Ort des größten Abstandes der Achse 100 zur inneren Mantelflache 61 zum geringsten Abstand der Achse 100 von der inneren Mantelflache 61 der Halse 60 m mrem radialen Ausmaß verringert
Die Abmessung und die Breitenveränderung der beiden Nieren sind abgestimmt auf folgende Kriterien:
Die Nieren müεsen kleiner sein als die entsprechenden Halbkreisflächen der Stirneinsätze 41, 42.
Ein Kurzschluß der Förderung, d.h. eine durchgehende Verbindung zwischen der Einlaß-Niere und der Auslaß-Niere wird in allen Drehpositionen verhindert . Der Ein- und Auslaßquerschnitt der Nieren - die radiale Abmessungsveränderung - orientiert sich an dem Fußkreisdurchmesser des Außenrades 30 und dem Fußkreisdurchmesser deε Innenrades 20, wobei die Querschnittεflache εo groß als möglich gewählt werden sollte, um geringen Druckverlust zu erhalten, allerdings bei Einhaltung der erwähnten Dimensionierungsvorschrift .
Die beiden Nieren können alternativ auch alε gekrümmte Nuten in die innere flache Wandung der Stirnseiten eingebracht sein, wobei dann jeweils eine zylindrische Bohrung jeweils in Achsrichtung der Pumpe als Auslaß und Einlaß vorgesehen wird.
Daε erhöht die Stabilität, die bei den geringen Bauelementgrößen nicht unwichtig iεt .
Eine Einzelfertigung der auε nur εechε Bauelementen bestehenden Pumpe ist möglich mit der erwähnten Draht- uns Senkerosion, wobei alle Pumpenteile mit Zylinderkoordinaten ausreichend beεchreibbar εind, waε für die Fertigung bedeutet, daß eine Dimension keine zusätliche Bearbeitung benötigt. Die Stirneinsätze 41 und 42 sind mit Drahterosion fertigbar. Die Achse 50 ist ohnehin zylindrisch, der Innenrotor 20 ist ebenfalls mit Drahterosion fertigbar, ebenso wie der Außenrotor 30. Die Hülse 60 schließlich ist auch ein Pumpen- Bauelement, das mit Drahterosion gefertigt werden kann.
Werden die zuvor erwähnten nierenförmigen Einlaß- und Auslaß- Nuten in den Innenseiten der Stirneinεätze 41, 42 gefertigt, so kann dafür die Senkerosion eingeεetzt werden.
In großen Stückzahlen können Kunststoff- oder Metall- Spritzgußverfahren zur Anwendung kommen. Als Werkstoff für die Fertigung der Mikropumpe empfiehlt sich hartgesintertes Metall, das eine geringe Verspannung aufweist, leicht mit der Draht- und Senkerosion bearbeitet werden kann und medizinisch verträglich ist. Werden die Eroεionsverfahren eingesetzt, εo muß auf elektrische Leitfähigkeit deε Werkεtoffeε geachtet werden, wird ein Keramik-Spritzgußverfahren eingeεetzt - mit Formen, die z.B. durch Draht- und Senkeroεionen gefertigt εein können - εo ist die elektrische Leitfähigkeit des Werkstoffeε der Mikropumpe nicht mehr erforderlich.
Die anhand der Figur und des Fertigungsverfahrenε beεchriebene Pumpe läßt sich ohne weiteres in den zuvor beschriebenen Vorrichtungen zur aktiven Strömungsunterεtützung verwenden. Der erwähnte Antrieb A kann durch eine dünne, biegbare Welle vorgenommen werden. Der Antrieb A kann durch ein direkt an der Pumpe oder davon leicht beabstandeten Elektromotor mit elektrischer Zuführungsleitung bewirkt werden. Der Antrieb der Mikropumpe kann aber auch durch einen mit Flüssigkeit angetriebenen Motor erreicht werden, der in gleicher Weise gefertigt wird und das gleiche Auεεehen hat, wie die beschriebene Pumpe, nur ist bei dem Motor ein fluidischer Antrieb durch die Zufluß-Niere 41n mit einem Schlauch gewählt, der an dem Strineinsatz 41 feεt angeordnet iεt.
Da die Hülεe 30 bei dem fluidischen Mikromotor fest an dem Außenrad 30 angebracht ist - beispielsweiεe durch Kleben oder einen Paßεitz oder durch eine Schweiß- oder Lötverbindung - wird die Hülse 60 gedreht und kann ihre Antriebskraft auf den Antrieb A der Pumpe übertragen. Der Antrieb der Pumpe kann - statt über die Welle 50 mit der Drehrichtung A - auch über die Hülse 60 erfolgen. Ebenso ist es möglich, die Antriebsrichtung umzukehren, um dann auch die Förderwirkung der Mikropumpe in eine Förderrichtung von V nach V zu erreichen.