ES2210835T3 - Sistema implantable de ayuda asistida para el corazon. - Google Patents
Sistema implantable de ayuda asistida para el corazon.Info
- Publication number
- ES2210835T3 ES2210835T3 ES98952225T ES98952225T ES2210835T3 ES 2210835 T3 ES2210835 T3 ES 2210835T3 ES 98952225 T ES98952225 T ES 98952225T ES 98952225 T ES98952225 T ES 98952225T ES 2210835 T3 ES2210835 T3 ES 2210835T3
- Authority
- ES
- Spain
- Prior art keywords
- pump
- patient
- blood
- flow
- heart
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
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
- A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
- A61M1/36—Other treatment of blood in a by-pass of the natural circulatory system, e.g. temperature adaptation, irradiation ; Extra-corporeal blood circuits
- A61M1/3621—Extra-corporeal blood circuits
-
- 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
- A61M60/104—Extracorporeal pumps, i.e. the blood being pumped outside the patient's body
- A61M60/117—Extracorporeal pumps, i.e. the blood being pumped outside the patient's body for assisting the heart, e.g. transcutaneous or external ventricular 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
- A61M60/10—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
-
- 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
- A61M60/152—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 branching on and drawing blood from a blood vessel
-
- 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
- A61M60/205—Non-positive displacement blood pumps
- A61M60/216—Non-positive displacement blood pumps including a rotating member acting on the blood, e.g. impeller
- A61M60/226—Non-positive displacement blood pumps including a rotating member acting on the blood, e.g. impeller the blood flow through the rotating member having mainly radial components
- A61M60/232—Centrifugal 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
- A61M60/20—Type thereof
- A61M60/205—Non-positive displacement blood pumps
- A61M60/216—Non-positive displacement blood pumps including a rotating member acting on the blood, e.g. impeller
- A61M60/237—Non-positive displacement blood pumps including a rotating member acting on the blood, e.g. impeller the blood flow through the rotating member having mainly axial components, e.g. axial flow 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
- A61M60/50—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
- A61M60/531—Regulation using real-time patient data using blood pressure data, e.g. from blood pressure sensors
-
- 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
- A61M60/562—Electronic control means, e.g. for feedback regulation for making blood flow pulsatile in blood pumps that do not intrinsically create pulsatile flow
-
- 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
- A61M60/562—Electronic control means, e.g. for feedback regulation for making blood flow pulsatile in blood pumps that do not intrinsically create pulsatile flow
- A61M60/569—Electronic control means, e.g. for feedback regulation for making blood flow pulsatile in blood pumps that do not intrinsically create pulsatile flow synchronous with the native heart beat
-
- 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
- A61M60/871—Energy supply devices; Converters therefor
- A61M60/873—Energy supply devices; Converters therefor specially adapted for wireless or transcutaneous energy transfer [TET], e.g. inductive charging
-
- 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
- A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
- A61M1/36—Other treatment of blood in a by-pass of the natural circulatory system, e.g. temperature adaptation, irradiation ; Extra-corporeal blood circuits
- A61M1/3621—Extra-corporeal blood circuits
- A61M1/3653—Interfaces between patient blood circulation and extra-corporal blood circuit
- A61M1/3655—Arterio-venous shunts or fistulae
-
- 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
- A61M60/247—Positive displacement blood pumps
- A61M60/253—Positive displacement blood pumps including a displacement member directly acting on the blood
- A61M60/268—Positive displacement blood pumps including a displacement member directly acting on the blood the displacement member being flexible, e.g. membranes, diaphragms or bladders
- A61M60/274—Positive displacement blood pumps including a displacement member directly acting on the blood the displacement member being flexible, e.g. membranes, diaphragms or bladders the inlet and outlet being the same, e.g. para-aortic counter-pulsation blood 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
- A61M60/40—Details relating to driving
- A61M60/403—Details relating to driving for non-positive displacement blood pumps
- A61M60/408—Details relating to driving for non-positive displacement blood pumps the force acting on the blood contacting member being mechanical, e.g. transmitted by a shaft or cable
- A61M60/411—Details relating to driving for non-positive displacement blood pumps the force acting on the blood contacting member being mechanical, e.g. transmitted by a shaft or cable generated by an electromotor
- A61M60/414—Details relating to driving for non-positive displacement blood pumps the force acting on the blood contacting member being mechanical, e.g. transmitted by a shaft or cable generated by an electromotor transmitted by a rotating cable, e.g. for blood pumps mounted on a catheter
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Hematology (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Anesthesiology (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Mechanical Engineering (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
- External Artificial Organs (AREA)
- Prostheses (AREA)
Abstract
Un sistema de bombeo extracardíaco (10), para suplementar la circulación sanguínea, a través de un paciente, comprendiendo, el sistema extracardíaco (10), una bomba (32) configurada para bombear sangre a través del paciente, un conducto de entrada de flujo (50), acoplado de forma fluida a la bomba (32) para conducir sangre a la bomba (32), y un conducto de salida de flujo (52), fluidamente acoplado a la bomba (32), para conducir sangre desde la bomba (32), caracterizándose, el citado sistema de bombeo extracardíaco, por el hecho de que, el sistema de bombeo extracardíaco (10), está configurado para suplementar circulación de sangre a través de un paciente que experimenta una insuficiencia cardíaca congestiva, sin que ningún componente de éste, se encuentre conectado al corazón del paciente; la citada bomba (32), tiene un caudal medio comprendido entre 0, 1 litros/minuto y 3, 0 litros/minuto, en donde, el caudal, durante el funcionamiento de ésta, es substancialmente menor que el del corazóndel paciente, cuando se encuentra sano, y está configurada para bombear sangre a través del paciente, a tasas volumétricas subcardíacas; el citado conducto de entrada de flujo (50), tiene un diámetro interior de menos de 25 milímetros y, un primer final de un tamaño y una configuración para acoplarse a un primer vaso sanguíneo periférico (26); y que, el citado conducto de salida de flujo (52), tiene un diámetro interior de menos de 25 milímetros y, un primer final de un tamaño y una configuración para acoplarse a un segundo vaso sanguíneo periférico (24).
Description
Sistema implantable de ayuda asistida para el
corazón.
La presente invención, se refiere, de una forma
general, a un sistema de ayuda asistida para el corazón y, en
particular, a un sistema de bombeo extracardíaco, para suplementar
la circulación de la sangre a través del paciente, utilizando un
procedimiento mínimamente invasivo.
Durante la última década, la insuficiencia
cardíaca congestiva (CHF - del inglés, congestive heart feilure),
(también denominada hidropesía cardiaca), se ha convertido en el más
importante problema de la medicina cardiovascular. Tal y como se
reporta por parte de Gilum, R.F., en Epidemiology of Heart Failure
in the U.S.-, Epidemiología de la insuficiencia cardíaca progresiva
en los Estados Unidos -, 126 Am. Heart J 1042 (1993), se
diagnostican cuatrocientos mil (400.000) nuevos casos de
insuficiencia cardíaca congestiva (CHF), anualmente, en los Estados
Unidos. El trastorno, según se dice, afecta a casi 5 millones de
personas al año en este país, y a cerca de 20 millones de personas,
en el mundo entero. El número de hospitalizaciones para la CHF, se
ha incrementado en más de tres veces, en los últimos 15 años.
Desafortunadamente, cerca de 250.000 pacientes, mueren anualmente de
la insuficiencia cardíaca. En concordancia con el Framingham Heart
Study (Estudio del corazón, de Framingham), la tasa de mortalidad en
un transcurso de tiempo de 5 años, para pacientes afectados de
insuficiencia cardíaca congestiva, era de un 75 por ciento para los
hombres, y de un 62 por ciento para las mujeres (Ho, K.K.L.,
Anderson, K.M., Kannel, W.B. y colegas, Survival After the Onset of
Congestive Heart Failure en Framinham Heart Study Subjet, -
Supervivencia después de un ataque de insuficiencia cardíaca
congestiva, en el estudio de Framingham sobre el corazón, realizado
por parte de Framingham -, 88 Circulation 107 (1993). Este
trastorno, representa el diagnóstico emitido más común, para
pacientes de más de 65 años de edad. A pesar del hecho de que, la
incidencia de la mayoría de los trastornos cardiovasculares, ha
decrecido, con respecto a la década comprendida entre 10 y 20 años
atrás. La incidencia y el prevalecimiento de la insuficiencia
cardíaca congestiva, se ha incrementado en una tasa alarmante. Este
número, se incrementará, debido al hecho de que los pacientes los
cuales habrían normalmente muerto, por causa de un infarto agudo de
miocardio (ataque de corazón), sobreviven y, debido al hecho de que
la población envejece.
La CHF, se manifiesta, en sí misma, en primer
lugar, por una disnea debida a un esfuerzo excesivo (dificultad
respiratoria o respiración laboriosa), y fatiga. Se utilizan tres
paradigmas para describir las causas y la terapia de la CHF. La
primera, examina esta condición, en términos de función de bombeo
alterada y la anormal dinámica circulatoria. Otros modelos, la
describen ampliamente, en términos de rendimiento celular
miocardíaco alterado, o de expresión de genes alterada, en las
células del corazón atrofiado. En su sentido extenso, la CHF, puede
definirse como la incapacidad del corazón para bombear sangre a
través del cuerpo, a la tasa necesaria para mantener un flujo de
sangre adecuado, y muchas de las funciones normales del cuerpo.
Para tratar la CHF, se han desarrollado muchos
tipos de dispositivos de ayuda asistida. Un dispositivo de ayuda
asistida cardíaca o circulatoria, es un dispositivo que ayuda de
forma asistida al corazón afectado de insuficiencia, mediante el
incremento de su función de bombeo, o permitiendo a éste una cierta
cantidad de descanso, para la recobrar su función de bombeo. A
falta de un transplante de corazón, se han desarrollado por lo menos
dos tipos de sistema de ayuda asistida crónica. Uno de estos tipos,
emplea una prótesis total o parcial, conectada entre el corazón y la
aorta, siendo un ejemplo de éstos, el comúnmente referido con la
referencia LVDA (Dispositivo de ayuda asistida ventricular
izquierda; siendo, LVAD las siglas en inglés, es decir: Left
Ventricular Asist Device). Con referencia a la figura 1, en ella, se
muestra un ejemplo de un dispositivo correspondiente al tipo LVAD 2.
El dispositivo del tipo LVAD, comprende una bomba y válvulas
asociadas 4, la cual bombea a la sangre aspirándola directamente
desde el ápex de ventrículo izquierdo 6, y dirigiéndola, a la
sangre, mediante el bombeo, al arco aórtico 8, circunvalando la
válvula aórtica, a modo de derivación o bypass. En este tipo de
aplicación, el ventrículo izquierdo, deja de funcionar, y no se
expande o se contrae. El ventrículo izquierdo, se convierte, en
efecto, en una extensión de la aurícula izquierda del corazón,
entrando en función el dispositivo LVAD 2, tomando posesión del
ventrículo izquierdo. El ventrículo izquierdo, se convierte, de esta
forma, en una cámara de baja presión. Puesto que, la pretensión, es
la entrar en función tomando posesión de ventrículo izquierdo, el
LVAD, funciona bombeando sangre, a las tasas cardíacas. Con un
dispositivo del tipo LVAD, se establece una circulación de sangre
oxigenada, que es suficiente como para satisfacer la demanda de los
órganos del paciente.
Otro tipo de sistema de ayuda asistida crónica
del corazón, es el que se da a conocer en la patente estadounidense
U.S. nº 5.267.940, adjudicada a Muolder. Moulder, describe una bomba
implantada en la aorta descendiente próxima, para ayudar de forma
asistida en la circulación de sangre, a través de la aorta.
En el tratamiento de la CHF, se han venido
utilizando dos tipos de dispositivo de ayuda asistida del corazón.
Uno de ellos, es contrapulsante por naturaleza, y se ejemplifica
mediante una bomba de balón intra-aórtico (IABP, del
inglés, intra-aortic balloon pump. Con una bomba del
tipo IABP, el balón, se colapsa durante su contracción
isovolumétrica, proporcionando una presión reducida, contra la cual,
el corazón debe bombear sangre, reduciendo con ello la carga del
corazón durante la sístole. El balón, entonces, se expande, forzando
a la sangre omnidireccionalmente a través del sistema arterial. Otro
ejemplo de este primer tipo de dispositivo, emplea una o más cámaras
colapsables, en la cuales, la sangre, fluye de una forma pasiva al
interior de la cámara, durante la sístole, tal y como se da a
conocer en la patente estadounidense U.S nº 4.240.409, adjudicada a
Robinson y colegas. La cámara, se colapsa entonces y, la sangre,
retorna de forma forzada a la aorta. Estos dispositivos, simulan una
cámara del corazón, y dependen de una "vejiga" inflable, para
efectuar la acción de bombeo, requiriendo un sistema de
accionamiento neumático externo.
Un segundo tipo de dispositivo de ayuda asistida
aguda, utiliza una bomba extracorpórea, tal como una la bomba
centrífuga Biomedicus, para bombear sangre a través del sistema
circulatorio del paciente, mientras se realiza la operación
quirúrgica en el corazón. En otro ejemplo, que se describe en la
patente estadounidense U.S. nº 4.968.293, adjudicada a Nelson, el
sistema de ayuda asistida del corazón, emplea una bomba centrífuga,
en la cual, el músculo del paciente, se monta para añadir
pulsabilidad al flujo sanguíneo. El dispositivo de Nelson, se
utiliza para circunvalar, a modo de derivación o baypass, una
porción de la aorta descendiente.
Otro dispositivo, mostrado en la patente
estadounidense U.S. nº 4.080.958, adjudicado a Bregman y colegas,
utiliza una vejiga inflable y colapsable, para ayudar de forma
asistida a la perfusión de sangre, durante el trauma cardíaco, y se
pretende como objetivo el suplementar una máquina convencional del
tipo corazón - pulmón artificial, procediendo a impartir una
actuación pulsante. En la primera forma de presentación, dada a
conocer por Bregman, el balón, se controla, para mantener una
suficiente presión en la raíz aórtica, durante la diástole, para
asegurar una suficiente perfusión de sangre a las arterias
coronarias. En una forma alternativa de presentación, se proporciona
una salida de reducida resistencia, desde la aorta, al interior de
la vena cava, con objeto de reducir presión aórtica durante la
sístole, reduciendo de esta forma la carga termodinámica en el
ventrículo izquierdo.
Otros dispositivos, tales como el que se presenta
en la patente estadounidense U.S. nº 4.034.742, adjudicada a Thoma,
dependen de la interacción y coordinación con una cámara de bombeo
mecánico, que contiene un diafragma de bombeo, móvil. Estos tipos de
dispositivos, están previstos, primariamente, para su aplicación en
las proximidades del corazón, y en el interior del tórax del
paciente, requiriendo una operación quirúrgica invasora mayor.
En la actualidad, se utilizan muchos dispositivos
para tratar la CHF, en el período perioperativo. Así, por ejemplo,
la patente estadounidense U.S. 4.995.857, adjudicada a Arnold, da a
conocer un dispositivo perioperativo para bombear a tasas
esencialmente cardíacas, durante la operación quirúrgica, cuando el
corazón ha sufrido un ataque, o se ha parado, para realizar la
operación quirúrgica cardíaca. El sistema de Arnold, reemplaza
temporalmente al corazón del paciente, y bombea sangre a tasas
cardíacas, de una forma típica, de 5 a 6 litros / minuto. De igual
modo que todos los sistemas basados en una derivación del tipo
bypass, del corazón y de los pulmones, se requiere un oxigenador.
Por supuesto, con cualquier sistema que incluye un oxigenador, tal
como por ejemplo una máquina del tipo corazón - pulmón artificial,
el paciente, no puede tratarse de forma ambulatoria o externa.
Con los dispositivos de IABP más tempranos, un
balón de poliuretano, se montaba en un catéter vascular, se
insertaba en el interior de la arteria femoral y se colocaba en la
aorta descendiente, justo de forma distal con respecto a la arteria
subclavia izquierda. El catéter del balón, se conectaba a una
consola que bombeaba helio y dióxido de carbono, al interior del
balón, durante la diástole, para inflarlo. Durante la contracción
isovolumétrica, es decir, durante el breve transcurso de tiempo que
la válvula aórtica se cierra y el ventrículo izquierdo continúa
contractándose, el gas utilizado para actuar sobre el balón, se
eliminaba rápidamente, para desinflar el balón. Esto, reducía la
presión de la raíz aórtica, cuando se habría la válvula aórtica.
Como contraste de ello, durante la diástole, el balón se inflaba,
provocando el que la presión diastólica creciera y empujara a la
sangre, en la aorta, distalmente, hacia la parte inferior del cuerpo
(en un lado del balón), y próximamente, hacia al corazón y al
interior de la arterias coronarias (en el otro lado del balón).
La mayor desventaja, en un dispositivo de
contrapulsación de este tipo, consistía en el desinflado sistólico,
el cual reducía el volumen infra-aórtico y la
presión infra-aórtica, reduciendo con ello, ambos,
la carga posterior y el consumo de oxígeno miocardíaco. En otras
palabras, cuando el balón se infla, se crea una presión
artificialmente mayor en la aorta, lo cual tiene el beneficio
secundario de una mayor perfusión a través de las arterias
coronarias. Cuando el balón se desinfla, justo antes de que se abra
la válvula aórtica, la presión y el volumen en la aorta, decrecen,
liberando algo de la carga hemodinámica en el corazón. Estas
respuestas fisiológicas, mejoraban el rendimiento cardíaco y la
circulación coronaria, mejorando temporalmente la hemodinámica. De
una forma general, la contrapulsación, con una IABP, puede aumentar
el rendimiento cardíaco en aproximadamente un 15%, siendo ello
frecuentemente suficiente como para estabilizar el estatus
hemodinámico del paciente, el cual, de otro modo, se deterioraría
rápidamente. Cuando existe una evidencia en cuanto al hecho de una
mayor capacidad de bombeo eficiente, por parte del corazón, y el
paciente ha cambiado a una clase mejorada de estatus hemodinámico,
la contrapulsación, puede suspenderse, procediendo a desconectar
lentamente al paciente, al mismo tiempo que se controla para
posibles empeoramientos.
Hasta el año 1979, todos los catéteres de IABP,
se insertaban vía una incisión quirúrgica, generalmente, en la
arteria femoral. Desde entonces, el desarrollo del catéter IABP
percutáneo, ha venido permitiendo una inserción más rápida y,
quizás, más segura, y ha dada como resultado una instauración más
acelerada de la terapia y la expansión de aplicaciones clínicas. El
inflado y desinflado del balón, no obstante, requiere una bomba
pneumática que sea lo suficientemente grande, la cual debe
utilizarse extracoporalmente, limitando con ello los movimientos y
capacidad del paciente para llevar a cabo las actividades normales
diarias. Los dispositivos del tipo IAPB, se encuentran de esta forma
limitados a un corto uso, del orden de algunos días hasta algunas
semanas.
Tal y como se ha discutido anteriormente, se han
diseñado una gran variedad del mecanismos de bombeo de ayuda
ventricular asistida. De una forma típica, asociado con los
dispositivos del tipo LVADs, existen válvulas que se utilizan en
los conductos de entrada y de salida, para asegurar un flujo
sanguíneo unidireccional. Dada la cercana proximidad del corazón,
para el flujo unidireccional, era necesario el evitar el flujo de
retorno en el corazón. La utilización de tales tipos de válvulas,
minimizaban también el potencial trombogénico del dispositivo del
tipo LVAD.
De una forma típica, la bomba asociada con los
viejos dispositivos del tipo LVADs, consistía en una bomba de
volumen de flujo pulsante, del estilo de placa de impulso, o de
estilo centrífugo, tales como las que se fabrican y comercializan
por parte de las firmas Baxter Novacor ó TCI, respectivamente. Dado
que, la bomba, se implantaba en el interior del pecho y / o de la
cavidad abdominal, se requería una mayor intervención quirúrgica
invasora. Las bombas, se accionaban, típicamente, a través de un
línea de accionamiento percutánea, mediante una consola exterior
portable, que controlaba y reprogramaba las funciones.
De una forma alternativa, las bombas rotativas,
tales como las bombas centrífugas o las bombas axiales, se han
vendido utilizando en sistemas de ayuda asistida al corazón. Con las
bombas centrífugas, la sangre, entre y sale de la bomba,
prácticamente, en el mismo plano. Una bomba axial, como contraste de
ello, dirige a la sangre a lo largo de su eje de rotación del rotor.
Inspirándose en el tornillo de Arquímedes, se ha procedido a
miniaturizar una bomba axial, hasta un tamaño de aproximadamente el
de una goma de borrar, de lápiz, si bien existen también diseños de
mayor tamaño. A pesar de su reducido tamaño, una bomba axial, puede
ser suficientemente potente como para producir flujos que se
aproximan a los utilizados por los antiguos sistemas del tipo LVADs.
Incluso con bombas miniaturizadas, no obstante, la bomba, se
introduce en el interior del ventrículo izquierdo, a través de la
válvula aórtica, y a través del ápex del corazón y, su función, debe
ser controlada desde una consola situada en el exterior del cuerpo,
a través de líneas percutáneas.
Todos estos sistemas de ayuda asistida del
corazón, a los que se ha hecho referencia anteriormente, arriba,
sirven para uno de los dos siguientes objetivos, o para ambos a la
vez: (1) mejorar el rendimiento de un paciente con un corazón
operativo, pero enfermo, desde el mínimo, clasificado como NYHAC
clase IV, hasta un rendimiento prácticamente normal, clasificado
como 1 ó 0; ó (2), para suplementar la circulación de sangre
oxigenada, a través del paciente, para satisfacer las demandas de
los órganos, cuando el corazón del paciente, sufre de CHF. Con tales
tipos de sistemas, se requieren unas condiciones de bombeo extremas
y amplias cantidades de energía, volumen y disipación del calor.
Muchos de estos sistemas de ayuda asistida,
tienen ciertas características en común: 1) los dispositivos, son
cardíacos en naturales; es decir, éstos se colocan directamente en
el corazón, o de forma contigua a éste, o en el interior de vasos
primarios asociados con el corazón (aorta) y, a menudo, se unen al
corazón y / o a la aorta; 2) los dispositivos intentan reproducir el
flujo de sangre pulsante, que se encuentra de una forma natural en
los sistemas circulatorios de los mamíferos y, por lo tanto,
requieren válvulas para evitar el flujo de retorno; 3) los
dispositivos se accionan desde consolas exteriores, a menudo,
desencadenados por el electrocardiograma del paciente; y 4), el
tamaño de la bomba de sangre, incluyendo sus conectores y accesorios
asociados, es generalmente inmanejable en el interior de la anatomía
y fisiología del receptor. Debido al hecho de tener una o más de
estas características, los anteriores dispositivos de ayuda asistida
del corazón, se encuentran limitados en su efectividad y / o
practicabilidad (viabilidad). Sería ventajoso el utilizar un sistema
de ayuda asistida del corazón, que evitara una intervención
quirúrgica invasora y que también evitase el uso de un equipo
periférico que limite de una forma seria el movimiento del
paciente.
La patente estadounidense U.S. 4.995.857, enseña
un dispositivo perioperativo que mitiga al ventrículo izquierdo,
durante la operación quirúrgica. El sistema, en esta referencia,
toma sangre del sistema venoso del paciente, lo oxigena, y la
proporciona al sistema arterial del paciente.
El objetivo de la presente invención, el de
tratar el aspecto de la insuficiencia cardíaca congestiva (CHF), que
resulta de una función de bombeo alterada y de una dinámica
circulatoria anormal, al mismo tiempo que supera las limitaciones de
los sistemas de ayuda asistida del corazón anteriores. Sin funcionar
como una derivación del tipo bypass, de uno o más órganos del
paciente, la presente invención, comprende un sistema de bombeo
extracardíaco para suplementar la circulación de sangre a través del
paciente, sin que, ningún componente de éste, se encuentre conectado
al corazón o a los vasos primarios del paciente. Así, de este modo,
el dispositivo, es extracardíaco en naturaleza. Con la capacidad de
aplicarse mediante un procedimiento mínimamente invasor, la presente
invención, mejora de una forma significativa la condición del
paciente que sufre de CHF, dando como resultado el hecho de que, el
paciente, se encuentre mucho mejor, incluso en los casos en los que
la CHF continúa. Un beneficio secundario pero importante de la
presente invención, es la capacidad de aplicar la presente
invención, de tal forma que también se reduzca la carga de bombeo en
el corazón, permitiendo con ello, de una forma potencial, el que el
corazón se recupere durante su uso. Con la presente invención, no se
requieren bomba volumétrica, válvulas u oxigenador, ni tampoco se
requiere ninguna invasión torácica mediante una intervención
quirúrgica cardíaca mayor. De hecho, una significante ventaja de la
presente invención, reside en su simplicidad, al mismo tiempo que
logra resultados extraordinarios en cuanto a lo referente a la
condición de un paciente afectado de CHF.
El sistema extracardíaco de la presente
invención, comprende una bomba rotativa, configurada para bombear a
través de un paciente, a tasas subcardíacas; es decir, a un caudal
significantemente menor que el del corazón del paciente. Otros tipos
de bombas, pueden también ser efectivas. El bombeo de la sangre,
tiende a revitalizar la sangre en una cierta extensión, impartiendo
energía cinética y potencial a la sangre descargada por la bomba. De
una forma importante, la bomba preferida para el sistema de bombeo
de la presente invención, es la correspondiente a un tipo que
requiere una cantidad relativamente reducida de impulso de energía,
cuando se compara con las bombas correspondientes al arte anterior
de la técnica, para bombear a tasas cardíacas. La bomba, puede
implantarse, o no, en dependencia de la capacidad, practicabilidad
(viabilidad), o necesidades del paciente para ser atendido de forma
ambulatoria.
El presente sistema, comprende también un
conducto de flujo de entrada, acoplado de forma fluida a la bomba,
para conducir a la sangre hacia la citada bomba, desde un primer
vaso sanguíneo periférico, y un conducto de flujo de salida,
acoplado de forma fluida a la bomba, para conducir a la sangre a un
segundo vaso sanguíneo periférico. La conexión de los conductos de
flujo de entrada y de flujo de salida, a los vasos sanguíneos, se
realiza de forma subcutánea; no de una forma tan profunda como para
involucrar una operación quirúrgica mayor. En otras palabras, de una
forma mínimamente subdérmica. Esto permite la aplicación de la
conexiones mediante un procedimiento mínimamente invasor. De una
forma preferible, las conexiones a los vasos sanguíneos se
encuentran justo por debajo de la piel, o justo por debajo de la
primera capa del músculo, en dependencia de los vasos sanguíneos en
la salida o la localización de la conexión, si bien, para algunos
pacientes, pueden ser necesarias unas penetraciones ligeramente más
profundas.
En una forma de presentación del sistema
extracardíaco, la bomba es una bomba del tipo de flujo continuo y /
o bomba pulsante, la cual es implantable y se utiliza para conectar
dos arterias periféricas, tales como la arteria femoral, al flujo de
entrada y, la arteria axilar izquierda, al flujo de salida, si bien
pueden también contemplarse otros vasos sanguíneos periféricos,
incluyendo otra arterias y / o venas, así como también cualquier
combinación singular y / o acumulativa de éstos. Una forma de
presentación alternativa, emplea una bomba rotativa, la cual es
controlable de una forma sincrónica copulsante o contrapulsante, o
de alguna forma intermediaria fuera de fase, de éstas. En una
aplicación, se contempla el hecho de que, la presente invención,
puede aportarse de tal forma que, el corazón, experimente una
presión reducida en la raíz aórtica, durante la sístole,
reduciéndose con ello la carga hemodinámica en el corazón y,
permitiendo, de esta forma, el que el corazón se recupere.
Se contempla el hecho de que, allí en donde se
implante el sistema de la presente invención en su totalidad, éste
se implante de una forma subcutánea, sin la necesidad de un sistema
quirúrgico invasor mayor y, de un modo preferible, de una forma
extratorácica. Así, por ejemplo, la bomba puede implantarse en el
área de la ingle, con el conducto de entrada de flujo (conducto de
flujo de entrada) unido a la arteria femoral o la arteria iliaca,
próxima a ésta, y el conducto de flujo de salida (conducto de salida
de flujo), unido a la arteria axilar en las proximidades del hombro.
Se contempla el hecho de que, el conducto del flujo de salida, se
conecte mediante un túnel en la piel, desde la bomba, a la arteria
axilar. Allí en donde, se implante, la bomba, se impulsa, de una
forma preferible, mediante una batería implantable, la cual pueda
recargarse externamente, mediante un sistema de inducción de RF, o
reemplazarse periódicamente.
La presente invención, puede utilizarse para
suplementar la circulación de la sangre en un paciente y reducir
potencialmente la carga de bombeo en el corazón de una paciente, sin
conectar cualquier tipo de componente al corazón del paciente. El
procedimiento, comprende las etapas de implantar una bomba
configurada para bombear sangre a tasas volumétricas que no se
encuentran por encima de la media subcardíaca, en donde, la bomba,
tiene un conducto de flujo de entrada y un conducto de flujo de
salida unidos a ésta; conectando un extremo distal del conducto de
entrada al primer vaso de primer vaso sanguíneo periférico, mediante
un procedimiento quirúrgico mínimamente invasor, para permitir el
flujo de la sangre a la bomba, desde un primer vaso sanguíneo
periférico al paciente; la implantación de conducto de entrada de
flujo de forma subcutánea; conectar el extremo distal del conducto
de salida de flujo, al segundo vaso sanguíneo periférico mediante un
procedimiento mínimamente invasor, para permitir a la sangre el que
fluya hacia fuera de la bomba, dirigiéndose a una segundo vaso
sanguíneo periférico del paciente; y haciendo funcionar a la citada
bomba para que efectué la perfusión de la sangre a través del
sistema circulatorio de paciente. En una aplicación específica, la
bomba, es capaz de un control sincrónico, con lo cual, la etapa de
hacer funcionar la bomba, incluye las etapas de iniciar la descarga
de sangre, hacia fuera de la bomba, durante la contracción
isovolumétrica y suspendiendo la descarga de sangre, cuando la
válvula aórtica, cierra a continuación de la sístole. Dependiendo
del paciente y de la forma específica de disposición del presente
sistema, el procedimiento específico, tiene como resultado una
reducida carga posterior en el corazón, al mismo tiempo que también
suplementa la circulación. Así, por ejemplo, el primer y segundo
vasos, son las arterias femoral y axilar, respectivamente.
En un procedimiento alternativo de aplicación de
la presente invención, la bomba, no se implanta y, los conductos de
flujo de entrada y de flujo de salida, se conectan al primero y
segundo vasos, percutáneamente, utilizando un conector fácilmente
retirable, tal como una cánula, para conectar los extremos distales
de cada conducto a los vasos sanguíneos.
Una importante ventaja de la presente invención,
reside en el hecho de que, ésta, utiliza los beneficios de la IABP,
sin requerir un equipo extracorpóreo o la necesidad de tener un
balón o un implemento similar, obstruyendo parcialmente un vaso
sanguíneo. La presente invención, ofrece, de este modo, una
utilización a largo plazo.
En concordancia con lo anteriormente expuesto, la
presente invención, se define en las reivindicaciones 1 a 10, y se
refiere a un sistema de bombeo extracardíaco, para suplementar la
circulación sanguínea, a través de un paciente, comprendiendo, el
sistema extracardíaco, una bomba configurada para bombear sangre a
través del paciente, un conducto de entrada de flujo, acoplado de
forma fluida a la bomba para conducir sangre a la bomba, y un
conducto de salida de flujo, fluidamente acoplado a la bomba, para
conducir sangre desde la bomba. El sistema de bombeo extracardíaco,
está configurado para suplementar circulación de sangre a través de
un paciente que experimenta una insuficiencia cardíaca congestiva,
sin que ningún componente de éste, se encuentre conectado al corazón
del paciente. La bomba, tiene un caudal medio comprendido entre 0,1
litros / minuto y 3,0 litros / minuto, en donde, el caudal, durante
el funcionamiento de ésta, es substancialmente menor que el del
corazón del paciente, cuando se encuentra sano, y está configurado
para bombear sangre a través del paciente, a tasas volumétricas
subcardíacas. El conducto de entrada de flujo, tiene un diámetro
interior de menos de 25 milímetros y, un primer final de un tamaño y
una configuración para acoplarse a un primer vaso sanguíneo
periférico; y que, el conducto de salida de flujo, tiene un diámetro
interior de menos de 25 milímetros y, un primer final de un tamaño y
una configuración para acoplarse a un segundo vaso sanguíneo
periférico.
Estas y otras características y ventajas de la
presente invención, se describirán ahora, con referencia a los
dibujos, los cuales pretenden ilustrar, y no limitar, la
invención.
La figura 1, es una vista esquemática del
dispositivo de ayuda cardíaca asistida, conocido como dispositivo de
ayuda ventricular izquierda asistida, que muestra una derivación, a
modo de bypass, desde el ápex del ventrículo izquierdo, al arco
aórtico;
La figura 2, es una vista esquemática de una
primera forma de presentación de la presente invención, mostrada
aplicada a un sistema circulatorio de un paciente.
La figura 3, es una vista esquemática de una
segunda forma de presentación de la presente invención, mostrada
aplicada a un sistema circulatorio de un paciente.
La figura 4, es una vista esquemática de una
variación de la primera forma de presentación de la figura 2,
mostrada aplicada a un sistema circulatorio de un paciente.
La figura 5, es una vista esquemática de una
tercera forma de presentación del presente invención, mostrada
aplicada a un sistema circulatorio de un paciente.
La figura 6, es una vista esquemática de una
cuarta forma de presentación del presente invención, mostrada
aplicada a un sistema circulatorio de un paciente.
Volviendo ahora a los dibujos que se han
facilitado aquí, se facilita, abajo, a continuación, una descripción
más detallada de las formas de presentación de la presente
invención. Debe no obstante tomarse debida nota en cuanto al hecho
de que, mientras algunas formas de presentación, tienen todas las
ventajas identificadas aquí, otras formas de presentación, pueden
únicamente realizar algunas, pero no todas las ventajas.
La presente invención, proporciona un sistema de
ayuda asistida al corazón, que es extracardíaca en naturaleza. En
otras palabras, la presente invención, suplementa la perfusión de
sangre, sin la necesidad de interfasar directamente con el corazón y
la aorta. Así, de esta forma, no es necesaria una operación
quirúrgica invasora, para utilizar la presente invención. En algunas
circunstancias, la presente invención, disminuye también la carga
hemodinámica en el corazón, mediante la reducción de la presión en
la raíz aórtica durante la sístole.
Con referencia a la figura 2, una primera forma
de presentación de la presente invención 10, se muestra aplicada a
un paciente 12, que tiene un corazón enfermo 14 y una aorta 16,
desde los cuales se extienden vasos braquiocefálicos periféricos,
incluyendo la subclavia derecha 18, la carótida derecha 20, la
carótida izquierda 22 y la axilar izquierda 24. Extendiéndose desde
la aorta descendiente, hay otro juego vasos sanguíneos periféricos,
las arterias femorales izquierda y derecha 26, 28.
La primera forma de presentación 10, comprende
una bomba 32, que tiene una entrada 34 y una salida 36, para la
conexión de conductos flexibles a ésta. La bomba 32, es
preferiblemente una bomba rotativa, bien ya sea del tipo axial, o
bien ya sea de un tipo centrífugo, si bien pueden también utilizarse
otros tipos de bombas, del tipo obtenible en el mercado, o de un
tipo especialmente adaptado. En ambos casos, la bomba, debe ser lo
suficientemente pequeña como para implantarse subcutáneamente y, de
una forma preferible, estratorácicamente, por ejemplo, en el área de
la ingle del paciente, sin necesidad de una operación quirúrgica
mayor. Debido al hecho de que, la presente invención, es un sistema
extracardíaco, no son necesarias válvulas. Cualquier flujo de
retorno inadvertido a través de la bomba o a través del conducto de
entrada de flujo (conducto del flujo de entrada), no perjudicaría al
paciente.
Independientemente del estilo elegido, la bomba
32, de la presente invención, está diseñada con un tamaño para
bombear a tasas volumétricas subcardíacas, menos de un 50% del
caudal medio de un corazón sano. Así, de esta forma, la bomba 32 de
la presente invención, está diseñada en un tamaño y configuración
para descargar sangre a caudales volumétricos, de cualquier modo,
comprendidos dentro de unos márgenes que van de 0,1 a 3 litros por
minuto, en dependencia de la aplicación deseada y / o el grado de
necesidad de ayuda asistida del corazón. Así, por ejemplo, para un
paciente que experimente una insuficiencia cardíaca congestiva
avanzada, puede ser preferible el emplear una bomba, la cual, tenga
una tasa subcardíaca progresiva comprendida dentro de unos márgenes
que van de 2,5 a 3 litros por minuto. En otros pacientes,
particularmente, aquéllos con nivelas mínimos de insuficiencia
cardíaca puede ser preferible el emplear una bomba que tenga una
tasa media subcardíaca de 0,5 litros por minuto o inferior.
En una forma de presentación, la bomba
seleccionada, es una bomba de flujo continuo, de tal forma que, la
perfusión de la sangre a través del sistema de circulación, sea
continua. En una forma alternativa de presentación, la bomba
seleccionada, tiene la capacidad de una actuación sincrónica, es
decir, ésta puede accionarse de un modo pulsante, en ambas formas,
copulsante o contrapulsante.
Para la acción copulsante, se contempla el hecho
de que, la bomba 32, se actúe para descargar sangre, generalmente
durante la sístole, empezando la actuación, por ejemplo, durante la
contracción isovolumétrica, antes de que la válvula aórtica se abra,
o mientras la válvula aórtica se abre. La bomba, permanecerá
estática, mientras la válvula aórtica se cierra, a continuación de
la sístole, cesando la actuación, por ejemplo, cuando la válvula
aórtica, se cierra.
Para la actuación contrapulsante, se contempla el
hecho de que, la bomba 32, se actúe generalmente durante la
diástole, cesando la actuación, por ejemplo, antes o durante la
actuación isovolumétrica. Una aplicación de este tipo, permitiría y
/ o mejoraría la perfusión sanguínea. En esta aplicación, se
encuentra contemplado el hecho de que, la bomba, esté estática
durante el equilibrio de la sístole, después de que se haya abierto
la válvula aórtica, para disminuir la carga contra la cual el
corazón debe bombear. Al encontrarse la válvula aórtica abierta, se
abarcan lo periodos de apertura y de cierre, en donde, la sangre,
fluye a su través.
Debe reconocerse el hecho de que, las
designaciones copulsante y contrapulsante, son identificaciones
generales y no se limitan a los puntos específicos en el ciclo
cardíaco del paciente, cuando la bomba inicia e interrumpe su
actuación. Más bien, éstas pretenden referirse de una forma general
a la actuación de la bomba, en la cual, la bomba, está actuando por
lo menos en parte, durante la sístole y diástole, respectivamente.
Así, por ejemplo, se contempla el hecho de que, la bomba, pueda
activarse, para estar fuera de fase, de la actuación copulsante o
contrapulsante, descrita aquí, y que todavía sea sincrónica, en
dependencia de las necesidades del paciente o del resultado deseado.
Podría procederse a cambiar la actuación de la bomba, para que
empezara antes o después de la contracción isovolumétrica, o empezar
antes o después de la expansión volumétrica.
Además, la bomba pulsante, puede hacerse actuar
de tal forma que pulse asincrónicamente con el corazón del paciente,
De una forma típica, allí en donde, el corazón del paciente está
teniendo irregularidades, puede ser un deseo el pulsar la bomba
asincrónicamente, de tal forma que, la perfusión de la sangre
mediante el sistema de bombeo extracardíaco, sea más regular y, así,
de este modo, más efectiva en la oxigenación de los órganos. Allí en
donde, el corazón del paciente, bate regularmente, pero débilmente,
puede preferirse una pulsación sincrónica de la bomba
extracardíaca.
La bomba 32, se impulsa mediante un motor
eléctrico 40, y se controla, de una forma preferente, mediante un
controlador programable 42, que es capaz de hacer actuar la bomba de
forma pulsante, allí en donde se desee, y también de controlar la
velocidad de la bomba. Para el control sincrónico, el corazón del
paciente, se controla mediante un EKG, en el cual, se proporciona
una retroalimentación al controlador 42. El controlador 42, se
programa, de un forma preferible, mediante la utilización de medios
externos. Esto puede realizarse, por ejemplo, utilizando circuitos
de telemetría de RF, del tipo comúnmente utilizado en marcapasos
implantados y desfibriladores. El regulador, puede también ser
autorregulable, para permitir la regulación automática de la
velocidad, y / o la regulación de la pulsación sincrónica o
asincrónica de la bomba, basada en la retroalimentación desde los
sensores del ambiente que controlan los parámetros, tales como
presión de la EKG del paciente. Se controla también el hecho de que,
en caso deseado, pueda utilizarse una dirección inversa de la bomba,
en la cual, el controlador, sea capaz de invertir la dirección de, o
bien ya sea el motor, o bien ya sea de los impulsores de la bomba.
Tal tipo de bomba, puede utilizarse allí en donde se desee tener la
opción de invertir la dirección de la circulación entre dos vasos
sanguíneos periféricos.
La energía necesaria para el motor 40 y el
controlador 42, se proporciona mediante una batería 44, la cual es,
de una forma preferible, del tipo recargable, mediante una fuente
externa de inducción (tal como una bobina de inducción de RF, la
cual puede acoplarse electromagnéticamente a la batería, para
inducir una carga en ella. La bomba, puede pararse temporalmente,
durante la recarga, sin ningún peligro o amenaza apreciable para la
vida, debido al hecho de que, el sistema, únicamente suplementa al
corazón, más bien que sustituir al corazón.
Mientras que, el controlador 42 y la batería 44,
se premontan en la bomba 32 y se implantan con ella, se contempla
también el hecho de que, la bomba 32 y el motor 40, se implanten en
una localización y, el controlador 42 y la batería 44, se implanten
en una localización separada. En otra una forma correspondiente a un
orden de disposición alternativo, la bomba 32, puede accionarse
externamente, a través de una línea de accionamiento percutánea. En
otra forma correspondiente a un orden de disposición alternativo, la
bomba, el motor y el controlador, pueden implantarse y abastecerse
de energía, mediante una bateria extracorporal. En este último caso,
la batería podría unirse a un lado del paciente, con objeto de
permitir un movimiento ambulatorio completo.
La entrada 34 de la bomba 32, se encuentra
preferible conectada a un conducto flexible de flujo de entrada
(50), y a un conducto flexible de salida (52), para conducir al
flujo de sangre, desde un vaso sanguíneo periférico, a otro. Los
conductos de flujo de entrada y de flujo de salida, 50, 52, pueden
estar formados, por ejemplo, por materiales del tipo Dacron,
Hemashield o Gortex, si bien pueden también ser apropiados otros
materiales. En algunos casos, los conductos de entrada de flujo y de
salida de flujo, pueden venir ya, del mercado, de una forma
comercial, unidos a la bomba. Allí en donde se desee el implantar la
bomba 32 y los conductos, 50, 52, es preferible el hecho de que, los
diámetros de los conductos, sean inferiores a 25 mm, si bien,
diámetros que sean ligeramente superiores, pueden también ser
efectivos.
En una aplicación preferida de la presente
invención, la primera forma de presentación, se aplica de un modo
del tipo arterial - arterial; como por ejemplo, una derivación
femoral - axilar, a modo bypass, tal y como se muestra en la figura
2. Debería apreciarse, por parte de aquéllas personas especializadas
en este arte de la técnica, el hecho de que, una derivación axilar -
femoral, a modo de bypass, sería también efectiva utilizando las
formas de presentación descritas aquí. De hecho, debería
reconocerse, por parte de una persona especializada en este arte de
la técnica, el hecho de que, la presente invención, podría aplicarse
a cualquiera de los vasos sanguíneos periféricos, en el
paciente.
El conducto de flujo de entrada 50, tiene un
primer final o extremo próximo 56, que conecta con la entrada 34 de
la bomba 32, y un segundo final o extremo distal 58, que conecta con
un primer vaso sanguíneo periférico, el cual es, de una forma
preferible, la arteria femoral izquierda, 26, del paciente 12, sin
bien, la arteria femoral derecha, o cualquier otra arteria
periférica, podría ser aceptable. En una aplicación, la conexión
entre el conducto de flujo de entrada 50 y el primer vaso de
sanguíneo, es vía una anastomosis del tipo "final a lado", si
bien, una conexión de anastomosis del tipo "lado con lado",
podría ser utilizada en la parte media del conducto, en donde, el
conducto de flujo de entrada se encontrara conectado a su segundo
final, y a un vaso sanguíneo adicional (no mostrado).
De una forma similar, el conducto de flujo de
salida 52, tiene un primer final próximo 62, que conecta con la
salida 36 de la bomba 32, y un segundo final o extremo distal 64,
que conecta con un segundo vaso sanguíneo periférico, el cual es, de
una forma preferible, la arteria axilar derecha, 24, del paciente
12, sin bien, la arteria axilar izquierda, o cualquier otra arteria
periférica, podría ser aceptable. En una aplicación, la conexión
entre el conducto de flujo de salida 52 y el segundo vaso sanguíneo,
es vía una anastomosis del tipo final a lado, si bien, una conexión
de anastomosis del tipo lado con lado, podría ser utilizada en la
parte media del conducto, en donde, el conducto de flujo de salida,
se encontrara conectado a su segundo final, y a un vaso sanguíneo
adicional (no mostrado). De una forma preferible, el conducto de
flujo de salida, se une a un segundo vaso sanguíneo, en un ángulo,
que resulta en el flujo predominante de sangre, fuera de la bomba
que se encuentra en las proximidades, hacia la aorta y el
corazón.
Se prefiere el hecho de que, la aplicación de la
presente invención, a los vasos sanguíneos periféricos, se realice
de una forma subcutánea; es decir, a poca profundidad, justo por
debajo de la piel, o la primera capa muscular, con objeto de evitar
una operación quirúrgica invasora mayor. Se prefiere también el
hecho de que, la presente invención, se aplique de forma
extratorácica, con objeto de evitar el invadir la cavidad del pecho
del paciente.
Allí en donde se desee, puede implantarse el
sistema extracardíaco de la presente invención, en su totalidad, 10,
en el paciente 12. En este caso, la bomba 32, puede implantarse, por
ejemplo, en el área de la ingle, con el conducto de flujo de entrada
50, conectado de forma subcutánea, por ejemplo, la arteria femoral
26, en las proximidades de la bomba 32. El conducto de flujo de
salida, se colocará por debajo de la piel, mediante un túnel
subcutáneo, a través de por ejemplo, la arteria axilar izquierda 24.
En una forma correspondiente a un orden de disposición alternativo,
la bomba 32, y el accionamiento y controlador asociados, podrían
sujetarse temporalmente, a la piel exterior del paciente, con los
conductos de flujo de entrada y de flujo de salida, 50, 52,
conectados de percutáneamente. En ambos casos, el paciente puede
permanecer de forma ambulatoria, es decir descamado, sin restricción
de líneas de atadura.
Se contempla el hecho de que, allí en donde no se
desee una conexión de anastomosis, puede utilizarse un conector
especial, para conectar los conductos 50, 52, a los vasos sanguíneos
periféricos. Con referencia a la figura 3, se muestra una segunda
forma de presentación de la presente invención, en donde, el
conducto de flujo de entrada 50 y el conducto de flujo de salida 52,
se conectan a los vasos sanguíneos periféricos, vía un primer
conector y un segundo conector, 68, 70, comprendiendo, cada uno de
ellos, accesorios de tres aperturas. En la forma preferida de
presentación, los conectores 68, 70, comprenden un accesorio
intravascular, generalmente, un accesorio de tres aperturas 72, que
tiene un final o extremo próximo 74, un extremo distal 76, y una
divergencia 78, que permite la conexión a los conductos de flujo de
entrada y de flujo de salida, 50, 52, y a los vasos sanguíneos. Los
extremos próximo y distal 74, 76, de los accesorios 72, permiten la
conexión al vaso sanguíneo, en cuyo interior se coloca el accesorio.
El ángulo de divergencia 78 de los accesorios 72, puede ser de 90
grados, o menos, desde el eje de flujo, hasta el vaso sanguíneo. En
otra forma de presentación, los conectores 68, 70, son fundas o
manguitos (no mostrados), que rodean y se unen a la parte exterior
del vaso sanguíneo periférico, en donde, en el interior de la funda,
se aporta una compuerta al vaso sanguíneo, sanguíneo, para permitir
el que la sangre fluya desde los conductos 50, 52, cuando éstos se
encuentran conectados a los conectores 68, 70, respectivamente. Se
contemplan otros tipos de conectores que tienen otras
configuraciones, los cuales pueden evitar la necesidad de la
conexión de una anastomosis, o que permiten la conexión de los
conductos a los vasos sanguíneos. Se contempla el hecho de que, la
conexión de los vasos sanguíneos, pueda realizarse a través de una
cánula, en donde, la cánula, se implanta conjuntamente con los
circuitos de flujo de entrada y de flujo de salida.
La ventaja de los conectores discretos, reside en
su potencial de aplicación a pacientes con CHF crónica. Un conector,
elimina la necesidad de una conexión de anastomosis entre los
conductos del sistema de la presente invención y los vasos
sanguíneos periféricos, en donde se desea el retirar y / o
reemplazar el sistema más de una vez. Los conectores, podrían
aplicarse al primer y al segundo vaso sanguíneos, de forma
semipermanente, aplicándose un tapón bloqueante del terminal, en la
divergencia, para una posterior conexión rápida de del sistema de la
presente invención al paciente. En este sentido, un paciente, podría
experimentar el beneficio de la presente invención, de forma
periódica, sin la necesidad de reconertar y redesconectar los
conductos de las vasos sanguíneos, vía un procedimiento de
anastomosis, cada vez. Cada vez que se desee implementar la presente
invención, los tapones de bloqueo de los terminales, se retirarían y
el conducto, se uniría a los conectores rápidamente.
En la forma de presentación preferida del
conector 70, la divergencia 78, se encuentra orientada en un ángulo
agudo, significativamente inferior a 90º, a partir del eje del
accesorio 72, tal y como se muestra en la figura 3, de tal forma
que, una mayoría de la sangre que fluye a través del conducto de
flujo de salida 52, hacia el interior de vaso sanguíneo (por
ejemplo, la axilar izquierda 24), fluya en una dirección próxima, a
través del corazón 14, más bien que en la dirección distal. En una
forma de presentación alternativa, el final o extremo próximo 74 del
accesorio 72, puede tener un diámetro mayor que el diámetro del
final o extremo distal 76, sin la necesidad de tener una
divergencia angular, para lograr el mismo resultado.
Con conector, o sin conector, con el flujo de
sangre dirigido de forma próxima hacia la aorta, el resultado,
puede ser un flujo concurrente por debajo de la aorta descendente,
lo cual traería como resultado la reducción de la presión de la raíz
aórtica. Así, de esta forma la invención, puede aplicarse para
reducir la carga posterior del corazón del paciente, permitiendo por
lo menos parcialmente, sino completamente, la recuperación de una
CHF, al mismo tiempo que se suplementa la circulación de la sangre.
El flujo concurrente, depende de la fase de operación de la bomba
pulsante y la elección del segundo vaso sanguíneo, al cual se
encuentra conectado el conducto de flujo de salida.
Mientras que, la presente invención, puede
aplicarse para crear una derivación a modo de bypass, del tipo
arterial - arterial, dada la naturaleza de la presente invención, es
decir, la suplementación de la circulación para hacer frente a la
demanda de los órganos, puede también emplearse una derivación, a
modo de bypass, del tipo venosa - arterial. Así, por ejemplo,
haciendo referencia a la figura 4, puede aplicarse una forma de
presentación de la presente invención 10, al paciente, 12, de tal
forma que, el conducto de flujo de entrada 50, se encuentre
conectado a una vena periférica, tal como la vena femoral izquierda
80. En esta forma de orden de disposición el conducto de flujo de
salida 50, puede estar conectado a una de las arterias periféricas,
tal como la axilar izquierda 24. Se contemplan, también, órdenes de
distribución del tipo arterial - venoso. En aquéllos casos del tipo
venoso -arterial, en donde, el flujo de entrada, se conecta a una
vena y, el flujo de salida, se conecta a una arteria, la bomba 32,
debe estar diseñada en un tamaño que permita un flujo
suficientemente reducido, de tal forma que, la sangre deficiente en
oxígeno, no crezca a unos niveles inaceptables en las arterias. Se
apreciará el hecho de que, las conexiones a las venas periféricas,
podrían realizarse de una forma que corresponde a uno o varios
procedimientos descritos anteriormente, arriba, para la conexión a
la arteria periférica. Debería también apreciarse el hecho de que,
la presente invención, podría aplicarse como una derivación, a modo
de bypass, del tipo venosa - venosa, en donde, el flujo de entrada y
el flujo de salida, se conectan para separar las venas periféricas.
Adicionalmente, una forma de presentación alternativa, comprende dos
órdenes de disposición discretos, de bombas y conductos,
aplicándose, uno de ellos, como una derivación a modo de bypass, del
tipo venoso - venoso, y aplicándose, el otro, como una derivación, o
modo de bypass, del tipo arterial - arterial.
Una aplicación parcialmente externa de la
presente invención, se contempla allí en donde, la insuficiencia
cardíaca del paciente, es aguda; es decir, que se espera que no dure
demasiado tiempo, o en estados tempranos de insuficiencia cardíaca
(en donde, el paciente, se encuentra clasificado con la clases
funcionales II ó III, según la New York Heart Association
Classification [NYHAC] - Clasificación según la asociación del
corazón de Nueva York -). Con referencia a la figura 5, en ésta, se
representa una tercera forma de presentación de la presente
invención 110, aplicándose ésta de una forma percutánea a un
paciente 112, para circundar, haciendo las funciones de derivación,
a modo de bypass, entre dos vasos sanguíneos, en donde, la bomba
132, y su motor y controles asociados con ésta, se emplean
extracorporalmente. La bomba 132, tiene un conducto de entrada de
flujo 150 y un conducto de salida de flujo 152, asociados con ésta,
para la conexión de dos vasos sanguíneos periféricos. El conducto de
flujo de entrada 150, tiene un primer final 156 y un segundo final
158, en donde, el segundo final, se encuentra conectado al primer
vaso sanguíneo periférico (por ejemplo, la arteria femoral 126), por
vía de una cánula 180. La cánula 180, tiene un primer final 182,
conectado de forma estanca al segundo final 158, del conducto de
flujo de entrada 150. La cánula 180, tiene también un segundo final
184, utilizado para perforar la piel de la primera capa muscular, a
través de una abertura quirúrgica, y para perforar la fuente del
vaso sanguíneo (por ejemplo, la arteria femoral 126).
De una forma similar, el conducto de flujo de
salida 152, tiene un primer final 162 y un segundo final 164, en
donde, el segundo final, se encuentra conectado a un segundo vaso
sanguíneo periférico (por ejemplo, la arteria axilar 124), por
mediación de una cánula 180. De la misma forma que la cánula de
entrada de flujo, la cánula de salida de flujo 180, tiene un primer
final 182, conectado de forma estanca a un segundo final 164 del
conducto de flujo de salida 152. La cánula de flujo de salida 180,
tiene también un segundo final 184, utilizado para perforar la piel
o la primera capa muscular, a través de una abertura quirúrgica 190,
y para perforar el segundo vaso sanguíneo (por ejemplo, la arteria
axilar 124). Mediante la utilización de una aplicación percutánea,
la presente invención, puede aplicarse temporalmente sin la
necesidad de implantar ningún aspecto de ésta, o de realizar
conexiones de anastomosis a los vasos sanguíneos.
Una variante alternativa de la tercera forma de
presentación, puede ser utilizada, allí en donde se desee el tratar
a un paciente periódicamente, pero durante cortos periodos de
tiempo, en cada ocasión, y sin necesidad de utilizar conectores
especiales. Mediante esta variante, se contempla el hecho de que,
los segundos finales de los conductos de flujo de entrada y de flujo
de salida, se encuentren conectados de una forma más permanente, a
los vasos sanguíneos asociados, vía, por ejemplo, una conexión de
anastomosis, en donde, una porción de cada conducto en las
proximidades de la conexión al vaso sanguíneo, se implante de forma
percutánea, con un tapón extraíble, incluyendo el primer final
externamente expuesto (o un final interviniente de éste) del
conducto externo, al paciente. Cuando se desea proporcionar una
derivación circulatoria, a modo de bypass, para suplementar el flujo
de sangre, el tapón extraible, podría ser extraído, en cada conducto
expuesto, percutáneamente posicionado y, la bomba (o la bomba, con
una longitud de conducto de flujo de entrada y / o de flujo de
salida, unidos a ésta), insertarse entre los conductos percutáneos
expuestos. En este sentido, un paciente, puede experimentar los
beneficios de la presente invención, periódicamente, sin tener que
reconectar y redesconectar los conductos, de los vasos sanguíneos,
cada vez.
Otra forma de presentación de la presente
invención, incluye una pluralidad de conductos de flujo de entrada y
/ o de flujo de salida. Así, por ejemplo, con referencia a la figura
6, ésta corresponde a una cuarta forma de presentación de la
presente invención, 210, la cual incluye una bomba 232, en
comunicación fluida con una pluralidad de conductos de entrada de
flujo 250A, 250B, y una pluralidad de conductos de flujo de salida
252A, 252B. Cada par de conductos, converge a una convergencia
generalmente en forma de Y, 296, que hace converger el flujo en el
final o extremo de flujo de entrada, y diverge el flujo en el final
o extremo de salida de flujo. Cada conducto, puede estar conectado a
un vaso sanguíneo periférico separado, si bien es posible el tener
dos conexiones del mismo vaso sanguíneo, en ubicaciones remotas. En
un orden de disposición, todo los conductos, se encuentran
conectados a las arterias periféricas. De una forma alternativa, uno
o más conductos, podrían conectarse a venas. En la aplicación
mostrada en la figura 6, el conducto de flujo de entrada 250A, se
encuentra conectado a la arteria femoral 226, mientras que, el
conducto de flujo de entrada 250B, se encuentra conectado a la vena
femoral izquierda, 278. El conducto de flujo de salida 252A, es
encuentra conectado a la arteria axilar izquierda 224, mientras que,
el conducto de salida de flujo 252B, se encuentra conectado a la
arteria carótida izquierda 222. Debería tomarse debida nota en
cuanto al hecho de que, las conexiones de cualquiera o de todos los
conductos a los vasos sanguíneos, pueden ser vía una conexión de
anastomosis, o vía un conector especial, tal y como se describe
anteriormente, arriba. Adicionalmente a ello, la forma de
presentación de la figura 6, puede aplicarse a cualquier combinación
de vasos sanguíneos periféricos, que sean los más apropiados para la
condición del paciente. Así, por ejemplo, podría desearse el tener
un conducto de flujo de entrada y dos conductos de flujo de salida,
o viceversa. Finalmente, debería tomarse debida nota en cuanto al
hecho de que, pueden utilizarse más de dos conductos, en el lado de
flujo de entrada o de flujo de salida, en donde, el número de
conductos de flujo de entrada, no es necesariamente igual al número
de conductos de flujo de salida.
Claims (10)
1. Un sistema de bombeo extracardíaco (10), para
suplementar la circulación sanguínea, a través de un paciente,
comprendiendo, el sistema extracardíaco (10), una bomba (32)
configurada para bombear sangre a través del paciente, un conducto
de entrada de flujo (50), acoplado de forma fluida a la bomba (32)
para conducir sangre a la bomba (32), y un conducto de salida de
flujo (52), fluidamente acoplado a la bomba (32), para conducir
sangre desde la bomba (32),
caracterizándose, el citado sistema de
bombeo extracardíaco, por el hecho de que,
el sistema de bombeo extracardíaco (10), está
configurado para suplementar circulación de sangre a través de un
paciente que experimenta una insuficiencia cardíaca congestiva, sin
que ningún componente de éste, se encuentre conectado al corazón del
paciente;
la citada bomba (32), tiene un caudal medio
comprendido entre 0,1 litros / minuto y 3,0 litros / minuto, en
donde, el caudal, durante el funcionamiento de ésta, es
substancialmente menor que el del corazón del paciente, cuando se
encuentra sano, y está configurada para bombear sangre a través del
paciente, a tasas volumétricas subcardíacas;
el citado conducto de entrada de flujo (50),
tiene un diámetro interior de menos de 25 milímetros y, un primer
final de un tamaño y una configuración para acoplarse a un primer
vaso sanguíneo periférico (26); y que,
el citado conducto de salida de flujo (52), tiene
un diámetro interior de menos de 25 milímetros y, un primer final de
un tamaño y una configuración para acoplarse a un segundo vaso
sanguíneo periférico (24).
2. El sistema de la reivindicación 1, en donde,
la bomba (32), se encuentra configurada para hacer circular sangre a
una tasa volumétrica de menos de aproximadamente 2,5 litros /
minuto, durante un substancial período de tiempo.
3. El sistema de la reivindicación 1, en donde,
la bomba (32), es una bomba pulsante, y en donde, el sistema,
comprende adicionalmente un circuito de control (42) para hacer
actuar a la bomba (32), de una forma sincrónica, de tal forma que
empiece a bombear durante la contracción volumétrica e interrumpa el
bombeo, cuando la válvula aórtica se cierra.
4. El sistema de la reivindicación 1, en donde,
la bomba (32), es una bomba pulsante, y en donde, el sistema,
comprende adicionalmente un circuito de control (42) para hacer
actuar a la bomba (32), de una forma sincrónica, durante la
diástole, y hacer que se interrumpa la actuación de la bomba,
mientras la válvula aórtica se encuentra abierta, para proporcionar
un flujo sanguíneo contrapulsante, entre el primer y segundo vasos
sanguíneos periféricos (24, 26).
5. El sistema de bombeo de la reivindicación 1,
en donde, la bomba (32), el conducto de entrada de flujo (32), y el
conducto de salida de flujo (52), son de una tamaño y una
configuración para poderse implantar utilizando un procedimiento
quirúrgico mínimanente invasivo.
6. El sistema, según la reivindicación 5, que
comprende adicionalmente una batería implantable (44).
7. El sistema, según la reivindicación 6, que
comprende adicionalmente una bobina de inducción configurada para
acoplarse magnéticamente a la batería (44), para cargar la batería,
a continuación de la implantación de las citadas batería (44) y
bomba (32).
8. El sistema de la reivindicación 1, que
comprende adicionalmente un conector (70) para ser fijado en uno de
los vasos sanguíneos periféricos (24, 26), y para conectar con uno
de los conductos (50, 52).
9. El sistema de la reivindicación 1, que
comprende adicionalmente por lo menos un conducto de entrada de
flujo (250B), teniendo, cada uno de los conductos de entrada de
flujo (50, 250B), un primer final, configurado para conectar a un
vaso sanguíneo periférico (74, 26).
10. El sistema de la reivindicación 1, que
comprende adicionalmente por lo menos un conducto de salida de flujo
(252B), teniendo, cada uno de los conductos de entrada de flujo (52,
250B), un primer final, configurado para conectar a un vaso
sanguíneo periférico (24, 26).
Applications Claiming Priority (4)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US166005 | 1988-03-09 | ||
US6143497P | 1997-10-09 | 1997-10-09 | |
US61434P | 1997-10-09 | ||
US09/166,005 US6200260B1 (en) | 1997-10-09 | 1998-10-02 | Implantable heart assist system |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
ES2210835T3 true ES2210835T3 (es) | 2004-07-01 |
Family
ID=26741066
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
ES98952225T Expired - Lifetime ES2210835T3 (es) | 1997-10-09 | 1998-10-09 | Sistema implantable de ayuda asistida para el corazon. |
Country Status (16)
Country | Link |
---|---|
US (3) | US6200260B1 (es) |
EP (1) | EP1021218B1 (es) |
JP (3) | JP4115666B2 (es) |
KR (1) | KR100544944B1 (es) |
CN (1) | CN1211132C (es) |
AT (1) | ATE255923T1 (es) |
AU (1) | AU728804B2 (es) |
BR (1) | BR9814060A (es) |
CA (1) | CA2305443C (es) |
CZ (1) | CZ295454B6 (es) |
DE (1) | DE69820466T2 (es) |
ES (1) | ES2210835T3 (es) |
IL (1) | IL135209A0 (es) |
RU (1) | RU2203686C2 (es) |
UA (1) | UA56262C2 (es) |
WO (1) | WO1999019010A1 (es) |
Families Citing this family (166)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6387037B1 (en) * | 1997-10-09 | 2002-05-14 | 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 |
US6610004B2 (en) * | 1997-10-09 | 2003-08-26 | Orqis Medical Corporation | Implantable heart assist system and method of applying same |
AUPP995999A0 (en) | 1999-04-23 | 1999-05-20 | University Of Technology, Sydney | Non-contact estimation and control system |
US20050165269A9 (en) * | 1999-06-18 | 2005-07-28 | Aboul-Hosn Walid N. | Cannulation system and related methods |
US6253768B1 (en) * | 1999-08-04 | 2001-07-03 | Percardia, Inc. | Vascular graft bypass |
US6592567B1 (en) | 1999-12-07 | 2003-07-15 | Chf Solutions, Inc. | Kidney perfusion catheter |
US6514226B1 (en) | 2000-02-10 | 2003-02-04 | Chf Solutions, Inc. | Method and apparatus for treatment of congestive heart failure by improving perfusion of the kidney |
WO2001072352A2 (en) * | 2000-03-27 | 2001-10-04 | The Cleveland Clinic Foundation | Chronic performance control system for rotodynamic blood pumps |
US6530876B1 (en) * | 2000-04-25 | 2003-03-11 | Paul A. Spence | Supplemental heart pump methods and systems for supplementing blood through the heart |
US6890315B1 (en) | 2000-05-23 | 2005-05-10 | Chf Solutions, Inc. | Method and apparatus for vein fluid removal in heart failure |
AU2000257517A1 (en) * | 2000-06-20 | 2002-01-02 | Intellicardia, Inc. | Split circulation apparatus and method |
AU2000260532A1 (en) * | 2000-06-20 | 2002-01-02 | CHF Soultions, Inc | Apparatus and method for perfusing the kidney with venous blood |
US6343251B1 (en) | 2000-10-20 | 2002-01-29 | General Electric Company | Method and system for monitoring the operation of and predicting part life consumption for turbomachinery |
US6547716B1 (en) | 2000-11-28 | 2003-04-15 | Abiomed, Inc. | Passive cardiac restraint systems having multiple layers of inflatable elements |
US6616596B1 (en) * | 2000-11-28 | 2003-09-09 | Abiomed, Inc. | Cardiac assistance systems having multiple layers of inflatable elements |
US6602182B1 (en) | 2000-11-28 | 2003-08-05 | Abiomed, Inc. | Cardiac assistance systems having multiple fluid plenums |
US6540659B1 (en) | 2000-11-28 | 2003-04-01 | Abiomed, Inc. | Cardiac assistance systems having bi-directional pumping elements |
US6488662B2 (en) * | 2000-12-19 | 2002-12-03 | Laksen Sirimanne | Percutaneous catheter assembly |
US6761700B2 (en) | 2001-02-09 | 2004-07-13 | Orqis Medical Corporation | Extra-corporeal vascular conduit |
AU2006230718B2 (en) * | 2001-02-16 | 2008-09-25 | Berlin Heart Gmbh | Device for axially conveying body fluids |
ITTO20010448A1 (it) * | 2001-05-14 | 2001-08-14 | Eva Hubertova | Dispositivo biomeccanico di supporto alla rivascolarizzazione. |
US7048680B2 (en) * | 2001-06-06 | 2006-05-23 | Orqis Medical Corporation | Multilumen catheter for minimizing limb ischemia |
US20020188167A1 (en) * | 2001-06-06 | 2002-12-12 | Anthony Viole | Multilumen catheter for minimizing limb ischemia |
US6685664B2 (en) * | 2001-06-08 | 2004-02-03 | Chf Solutions, Inc. | Method and apparatus for ultrafiltration utilizing a long peripheral access venous cannula for blood withdrawal |
EP1482999A4 (en) * | 2002-02-11 | 2007-12-05 | Univ Singapore | PHYSIOLOGICAL COMPATIBLE DEVICE FOR SUPPORTING THE HEART AND METHOD |
US6669624B2 (en) | 2002-03-26 | 2003-12-30 | O. Howard Frazier | Temporary heart-assist system |
JP2005538807A (ja) * | 2002-09-17 | 2005-12-22 | トライカーディア, エル.エル.シー. | 血管の伸展性デバイスおよび使用の方法 |
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 |
WO2004073484A2 (en) * | 2003-02-24 | 2004-09-02 | Yossi Gross | Fully-implantable cardiac recovery system |
US20040186545A1 (en) * | 2003-03-20 | 2004-09-23 | Rosero Spencer Z. | Temporary percutaneous cardioverter-defibrillator |
WO2005028872A2 (en) * | 2003-09-18 | 2005-03-31 | Myrakelle, Llc | Rotary blood pump |
US20050085683A1 (en) * | 2003-10-15 | 2005-04-21 | Bolling Steven F. | Implantable heart assist system and method of applying same |
US7273446B2 (en) | 2003-10-31 | 2007-09-25 | Spence Paul A | Methods, devices and systems for counterpulsation of blood flow to and from the circulatory system |
US20050131385A1 (en) * | 2003-12-12 | 2005-06-16 | Bolling Steven F. | Cannulae for selectively enhancing blood flow |
US7066874B2 (en) * | 2004-01-06 | 2006-06-27 | Bay Innovation Group, Llc | Devices and methods for blood flow assistance |
DK1715902T3 (en) * | 2004-01-08 | 2016-09-05 | Sullivan Paul Joseph | Non-destructive fluid transfer device |
WO2005074384A2 (en) * | 2004-02-10 | 2005-08-18 | Yossi Gross | Extracardiac blood flow amplification device |
US7172551B2 (en) * | 2004-04-12 | 2007-02-06 | Scimed Life Systems, Inc. | Cyclical pressure coronary assist pump |
US20050277870A1 (en) * | 2004-06-10 | 2005-12-15 | Robert Pecor | Cannula having reduced flow resistance |
US7445592B2 (en) * | 2004-06-10 | 2008-11-04 | Orqis Medical Corporation | Cannulae having reduced flow resistance |
US7828711B2 (en) * | 2004-08-16 | 2010-11-09 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for modulating cellular growth and regeneration using ventricular assist device |
US7841976B2 (en) | 2006-03-23 | 2010-11-30 | Thoratec Corporation | Heart assist device with expandable impeller pump |
US7393181B2 (en) | 2004-09-17 | 2008-07-01 | The Penn State Research Foundation | Expandable impeller pump |
US8419609B2 (en) | 2005-10-05 | 2013-04-16 | Heartware Inc. | Impeller for a rotary ventricular assist device |
US7972122B2 (en) * | 2005-04-29 | 2011-07-05 | Heartware, Inc. | Multiple rotor, wide blade, axial flow pump |
US7749152B2 (en) * | 2005-01-10 | 2010-07-06 | California Institute Of Technology | Impedance pump used in bypass grafts |
US7544160B2 (en) * | 2005-02-10 | 2009-06-09 | Yossi Gross | Extracardiac blood flow amplification device |
US20060184199A1 (en) * | 2005-02-14 | 2006-08-17 | O'leary Shawn | Apparatus and methods for reducing bleeding from a cannulation site |
US20060224110A1 (en) * | 2005-03-17 | 2006-10-05 | Scott Michael J | Methods for minimally invasive vascular access |
US8672611B2 (en) | 2006-01-13 | 2014-03-18 | Heartware, Inc. | Stabilizing drive for contactless rotary blood pump impeller |
EP1977110B8 (en) | 2006-01-13 | 2018-12-26 | HeartWare, Inc. | Rotary blood pump |
CA2636105C (en) * | 2006-01-27 | 2015-05-05 | Circulite, Inc | Heart assist system |
CN101932837A (zh) * | 2006-03-31 | 2010-12-29 | 索罗泰克公司 | 旋转式血泵 |
US8196580B2 (en) * | 2006-05-11 | 2012-06-12 | Yossi Gross | Implantable respiration therapy device |
US7905823B2 (en) * | 2006-08-30 | 2011-03-15 | Circulite, Inc. | Devices, methods and systems for establishing supplemental blood flow in the circulatory system |
US8333686B2 (en) * | 2006-08-30 | 2012-12-18 | Circulite, Inc. | Cannula insertion devices, systems, and methods including a compressible member |
CA2666881C (en) * | 2006-08-30 | 2015-03-24 | Circulite, Inc. | Devices, methods and systems for establishing supplemental blood flow in the circulatory system |
CA2663586C (en) * | 2006-09-14 | 2014-10-28 | Circulite, Inc | Intravascular blood pump and catheter |
US9028392B2 (en) * | 2006-12-01 | 2015-05-12 | NuCardia, Inc. | Medical device |
EP2131888B1 (en) | 2007-02-26 | 2017-04-05 | HeartWare, Inc. | Intravascular ventricular assist device |
US7828710B2 (en) * | 2007-06-05 | 2010-11-09 | Medical Value Partners, Llc | Apparatus comprising a drive cable for a medical device |
WO2009009131A2 (en) | 2007-07-11 | 2009-01-15 | California Institute Of Technology | Cardiac assist system using helical arrangement of contractile bands and helically-twisting cardiac assist device |
EP2170449B1 (en) * | 2007-07-19 | 2013-01-16 | CircuLite, Inc. | Cannula for heart chamber implantation and related systems and methods |
US8079948B2 (en) | 2007-08-29 | 2011-12-20 | NuCardia, Inc. | Article comprising an impeller |
US8376930B2 (en) * | 2007-09-28 | 2013-02-19 | Fawzy T. Abdelmalek | Implantable pump for erectile dysfunction treatment |
BRPI0817870B8 (pt) * | 2007-10-11 | 2021-06-22 | Implantica Patent Ltd | dispositivo para tratamento de aneurisma |
US9795320B2 (en) * | 2007-10-11 | 2017-10-24 | Peter Forsell | Device for treatment of aneurysm |
US8343029B2 (en) * | 2007-10-24 | 2013-01-01 | Circulite, Inc. | Transseptal cannula, tip, delivery system, and method |
EP2288392B1 (en) * | 2008-06-23 | 2013-11-27 | Cardiobridge GmbH | Catheter pump for circulatory support |
EP2292282B1 (en) | 2008-06-23 | 2017-11-15 | Thoratec Corporation | Blood pump apparatus |
US8845715B2 (en) * | 2008-08-18 | 2014-09-30 | Hisham M. F. SHERIF | Total aortic arch reconstruction graft |
CN102239334B (zh) | 2008-12-08 | 2015-03-04 | 胸腔科技有限公司 | 离心式泵装置 |
US20100160939A1 (en) * | 2008-12-19 | 2010-06-24 | St. Jude Medical, Inc. | Systems, apparatuses, and methods for cardiovascular cutting devices and valves |
US8905961B2 (en) * | 2008-12-19 | 2014-12-09 | St. Jude Medical, Inc. | Systems, apparatuses, and methods for cardiovascular conduits and connectors |
US8728012B2 (en) * | 2008-12-19 | 2014-05-20 | St. Jude Medical, Inc. | Apparatus and method for measuring blood vessels |
US9566146B2 (en) * | 2008-12-19 | 2017-02-14 | St. Jude Medical, Inc. | Cardiovascular valve and valve housing apparatuses and systems |
CZ303905B6 (cs) * | 2009-02-10 | 2013-06-19 | CVUT v Praze, Fakulta elektrotechnická | Systém pro mechanickou podporu cirkulace |
JP5378010B2 (ja) | 2009-03-05 | 2013-12-25 | ソラテック コーポレーション | 遠心式ポンプ装置 |
WO2010101107A1 (ja) | 2009-03-06 | 2010-09-10 | Ntn株式会社 | 遠心式ポンプ装置 |
US8460168B2 (en) * | 2009-03-27 | 2013-06-11 | Circulite, Inc. | Transseptal cannula device, coaxial balloon delivery device, and methods of using the same |
US20100249491A1 (en) * | 2009-03-27 | 2010-09-30 | Circulite, Inc. | Two-piece transseptal cannula, delivery system, and method of delivery |
CN102481398A (zh) * | 2009-07-01 | 2012-05-30 | 宾夕法尼亚州研究基金会 | 具有可扩张套管的血泵 |
EP2461465B1 (en) | 2009-07-29 | 2018-12-19 | Thoratec Corporation | Rotation drive device and centrifugal pump device |
US20110112353A1 (en) * | 2009-11-09 | 2011-05-12 | Circulite, Inc. | Bifurcated outflow cannulae |
KR101105818B1 (ko) | 2009-11-18 | 2012-01-17 | 주식회사 리브라하트 | 혈액펌프를 이용한 응급처치 장치 및 그 사용 방법 |
EP2533824B1 (en) | 2010-02-11 | 2019-01-02 | CircuLite, Inc. | Devices for establishing supplemental blood flow in the circulatory system |
US9750866B2 (en) * | 2010-02-11 | 2017-09-05 | Circulite, Inc. | Cannula lined with tissue in-growth material |
JP5443197B2 (ja) | 2010-02-16 | 2014-03-19 | ソラテック コーポレーション | 遠心式ポンプ装置 |
US9662431B2 (en) | 2010-02-17 | 2017-05-30 | Flow Forward Medical, Inc. | Blood pump systems and methods |
KR101963799B1 (ko) | 2010-02-17 | 2019-03-29 | 플로우 포워드 메디컬, 인크. | 정맥의 전체 직경을 증가시키는 방법 및 시스템 |
US9555174B2 (en) | 2010-02-17 | 2017-01-31 | Flow Forward Medical, Inc. | Blood pump systems and methods |
SE535690C2 (sv) * | 2010-03-25 | 2012-11-13 | Jan Otto Solem | En implanterbar anordning och kit för hjärtunderstöd, innefattande medel för generering av longitudinell rörelse av mitralisklaffen |
EP2554191B1 (en) | 2010-03-26 | 2019-05-08 | Thoratec Corporation | Centrifugal blood pump device |
JP5681403B2 (ja) | 2010-07-12 | 2015-03-11 | ソーラテック コーポレイション | 遠心式ポンプ装置 |
US9125655B2 (en) | 2010-07-16 | 2015-09-08 | California Institute Of Technology | Correction and optimization of wave reflection in blood vessels |
US9463268B2 (en) | 2010-09-07 | 2016-10-11 | Paul A. Spence | Cannula systems and methods |
JP5577506B2 (ja) | 2010-09-14 | 2014-08-27 | ソーラテック コーポレイション | 遠心式ポンプ装置 |
WO2012054435A1 (en) | 2010-10-18 | 2012-04-26 | World Heart Corporation | Blood pump with separate mixed-flow and axial-flow impeller stages, components therefor and related methods |
US8485961B2 (en) | 2011-01-05 | 2013-07-16 | Thoratec Corporation | Impeller housing for percutaneous heart pump |
US8597170B2 (en) | 2011-01-05 | 2013-12-03 | Thoratec Corporation | Catheter pump |
WO2012094641A2 (en) | 2011-01-06 | 2012-07-12 | Thoratec Corporation | Percutaneous heart pump |
WO2012094535A2 (en) | 2011-01-06 | 2012-07-12 | Thoratec Corporation | Percutaneous heart pump |
WO2012132850A1 (ja) | 2011-03-28 | 2012-10-04 | Ntn株式会社 | 回転駆動装置およびそれを用いた遠心式ポンプ装置 |
JP6106673B2 (ja) | 2011-08-17 | 2017-04-05 | フロー フォワード メディカル,インク. | 静脈と動脈の全体直径を増大させるシステムと方法 |
KR102062132B1 (ko) * | 2011-08-17 | 2020-01-03 | 플로우 포워드 메디컬, 인크. | 혈액 펌프 시스템 및 방법 |
US20130085439A1 (en) * | 2011-09-30 | 2013-04-04 | Tyco Healthcare Group Lp | Device to encourage blood circulation between dialysis |
KR102109391B1 (ko) | 2011-11-28 | 2020-05-13 | 미-바드, 아이엔씨. | 심실 보조 장치 및 방법 |
JP6083929B2 (ja) | 2012-01-18 | 2017-02-22 | ソーラテック コーポレイション | 遠心式ポンプ装置 |
US11389638B2 (en) | 2012-02-07 | 2022-07-19 | Hridaya, Inc. | Hemodynamic assist device |
BR112014019342A8 (pt) * | 2012-02-07 | 2017-07-11 | Hridaya Inc | Dispositivo de auxílio hemodinâmico |
EP4218887A1 (en) | 2012-05-14 | 2023-08-02 | Tc1 Llc | Mechanical circulatory support device for stabilizing a patient after cardiogenic shock |
US9446179B2 (en) | 2012-05-14 | 2016-09-20 | Thoratec Corporation | Distal bearing support |
US8721517B2 (en) | 2012-05-14 | 2014-05-13 | Thoratec Corporation | Impeller for catheter pump |
US9872947B2 (en) | 2012-05-14 | 2018-01-23 | Tc1 Llc | Sheath system for catheter pump |
US9327067B2 (en) | 2012-05-14 | 2016-05-03 | Thoratec Corporation | Impeller for catheter pump |
US9421311B2 (en) | 2012-07-03 | 2016-08-23 | Thoratec Corporation | Motor assembly for catheter pump |
EP4186557A1 (en) | 2012-07-03 | 2023-05-31 | Tc1 Llc | Motor assembly for catheter pump |
US9358329B2 (en) | 2012-07-03 | 2016-06-07 | Thoratec Corporation | Catheter pump |
US10258730B2 (en) | 2012-08-17 | 2019-04-16 | Flow Forward Medical, Inc. | Blood pump systems and methods |
US9585991B2 (en) | 2012-10-16 | 2017-03-07 | Heartware, Inc. | Devices, systems, and methods for facilitating flow from the heart to a blood pump |
US9371826B2 (en) | 2013-01-24 | 2016-06-21 | Thoratec Corporation | Impeller position compensation using field oriented control |
US9556873B2 (en) | 2013-02-27 | 2017-01-31 | Tc1 Llc | Startup sequence for centrifugal pump with levitated impeller |
US11077294B2 (en) | 2013-03-13 | 2021-08-03 | Tc1 Llc | Sheath assembly for catheter pump |
US11033728B2 (en) | 2013-03-13 | 2021-06-15 | Tc1 Llc | Fluid handling system |
EP2968718B1 (en) | 2013-03-13 | 2021-04-21 | Tc1 Llc | Fluid handling system |
US9308302B2 (en) | 2013-03-15 | 2016-04-12 | Thoratec Corporation | Catheter pump assembly including a stator |
WO2014143593A1 (en) | 2013-03-15 | 2014-09-18 | Thoratec Corporation | Catheter pump assembly including a stator |
US9713663B2 (en) | 2013-04-30 | 2017-07-25 | Tc1 Llc | Cardiac pump with speed adapted for ventricle unloading |
US10052420B2 (en) | 2013-04-30 | 2018-08-21 | Tc1 Llc | Heart beat identification and pump speed synchronization |
DE102013208038B4 (de) | 2013-05-02 | 2016-09-08 | Michael Siegenthaler | Katheterbasierendes Herzunterstützungssystem |
US10111994B2 (en) | 2013-05-14 | 2018-10-30 | Heartware, Inc. | Blood pump with separate mixed-flow and axial-flow impeller stages and multi-stage stators |
EP3076884B1 (en) | 2013-12-04 | 2020-02-05 | Heartware, Inc. | Apparatus for cutting an atrial wall |
WO2015112971A1 (en) | 2014-01-27 | 2015-07-30 | Children's Medical Center Corporation | Mechanical assist device |
US10426880B2 (en) | 2014-02-25 | 2019-10-01 | MI-VAD, Inc. | Ventricular assist device and method |
EP3791920B1 (en) | 2014-04-15 | 2024-07-03 | Tc1 Llc | Catheter pump introducer system |
EP3131615B1 (en) | 2014-04-15 | 2021-06-09 | Tc1 Llc | Sensors for catheter pumps |
EP3479854A1 (en) | 2014-04-15 | 2019-05-08 | Tc1 Llc | Catheter pump with access ports |
US10583232B2 (en) | 2014-04-15 | 2020-03-10 | Tc1 Llc | Catheter pump with off-set motor position |
WO2016028644A1 (en) | 2014-08-18 | 2016-02-25 | Thoratec Corporation | Guide features for percutaneous catheter pump |
US9623161B2 (en) | 2014-08-26 | 2017-04-18 | Tc1 Llc | Blood pump and method of suction detection |
US9675739B2 (en) | 2015-01-22 | 2017-06-13 | Tc1 Llc | Motor assembly with heat exchanger for catheter pump |
US9675738B2 (en) | 2015-01-22 | 2017-06-13 | Tc1 Llc | Attachment mechanisms for motor of catheter pump |
EP3247420B1 (en) | 2015-01-22 | 2019-10-02 | Tc1 Llc | Reduced rotational mass motor assembly for catheter pump |
EP3256183A4 (en) | 2015-02-11 | 2018-09-19 | Tc1 Llc | Heart beat identification and pump speed synchronization |
US10166318B2 (en) | 2015-02-12 | 2019-01-01 | Tc1 Llc | System and method for controlling the position of a levitated rotor |
US10371152B2 (en) | 2015-02-12 | 2019-08-06 | Tc1 Llc | Alternating pump gaps |
US10245361B2 (en) | 2015-02-13 | 2019-04-02 | Tc1 Llc | Impeller suspension mechanism for heart pump |
US9907890B2 (en) | 2015-04-16 | 2018-03-06 | Tc1 Llc | Catheter pump with positioning brace |
US10117983B2 (en) | 2015-11-16 | 2018-11-06 | Tc1 Llc | Pressure/flow characteristic modification of a centrifugal pump in a ventricular assist device |
WO2017093483A1 (en) * | 2015-12-02 | 2017-06-08 | Neurescue Aps | A device for emergency treatment of cardiac arrest |
EP3448487A4 (en) | 2016-04-29 | 2020-04-29 | Flow Forward Medical, Inc. | PIPING TIPS AND SYSTEMS AND METHODS FOR USE |
WO2018017678A1 (en) | 2016-07-21 | 2018-01-25 | Thoratec Corporation | Fluid seals for catheter pump motor assembly |
EP3808401A1 (en) | 2016-07-21 | 2021-04-21 | Tc1 Llc | Gas-filled chamber for catheter pump motor assembly |
EP3490630B1 (en) * | 2016-08-01 | 2020-10-14 | Heartware, Inc. | Suction detection devices |
RU2632806C1 (ru) * | 2016-12-29 | 2017-10-09 | Федеральное государственное бюджетное учреждение "Национальный медицинский исследовательский центр сердечно-сосудистой хирургии имени А.Н. Бакулева" Министерства здравоохранения Российской Федерации (ФГБУ "НМИЦССХ им. А.Н. Бакулева" Минздрава России) | Способ имплантации миниконтура для вспомогательного кровообращения у пациентов детского возраста |
WO2018158747A1 (en) * | 2017-03-03 | 2018-09-07 | V-Wave Ltd. | Shunt for redistributing atrial blood volume |
CA3066361A1 (en) | 2017-06-07 | 2018-12-13 | Shifamed Holdings, Llc | Intravascular fluid movement devices, systems, and methods of use |
CN111556763B (zh) | 2017-11-13 | 2023-09-01 | 施菲姆德控股有限责任公司 | 血管内流体运动装置、系统 |
EP3746149A4 (en) | 2018-02-01 | 2021-10-27 | Shifamed Holdings, LLC | INTRAVASCULAR BLOOD PUMPS AND METHODS OF USE AND METHODS OF MANUFACTURING |
US10888644B2 (en) | 2019-02-06 | 2021-01-12 | inQB8 Medical Technologies, LLC | Intra-cardiac left atrial and dual support systems |
WO2021011473A1 (en) | 2019-07-12 | 2021-01-21 | Shifamed Holdings, Llc | Intravascular blood pumps and methods of manufacture and use |
WO2021016372A1 (en) | 2019-07-22 | 2021-01-28 | Shifamed Holdings, Llc | Intravascular blood pumps with struts and methods of use and manufacture |
US11724089B2 (en) | 2019-09-25 | 2023-08-15 | Shifamed Holdings, Llc | Intravascular blood pump systems and methods of use and control thereof |
PL441947A1 (pl) * | 2022-08-05 | 2024-02-12 | Infinity Flow Spółka Z Ograniczoną Odpowiedzialnością | Wyrób medyczny przeznaczony do operacji schorzeń naczyń krwionośnych |
Family Cites Families (110)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US2935068A (en) | 1955-08-04 | 1960-05-03 | Donaldson John Shearman | Surgical procedure and apparatus for use in carrying out the same |
US2876769A (en) | 1955-10-11 | 1959-03-10 | Cordova Jose Juan | Apparatus for oxygenating, centrifuging and changing the temperature of blood |
US3017885A (en) * | 1959-03-30 | 1962-01-23 | Robicsek Francis | Blood flow meter |
US3592184A (en) | 1969-12-16 | 1971-07-13 | David H Watkins | Heart assist method and catheter |
US3692018A (en) | 1970-02-11 | 1972-09-19 | Robert H Goetz | Cardiac assistance device |
US3835864A (en) | 1970-09-21 | 1974-09-17 | Rasor Ass Inc | Intra-cardiac stimulator |
US4034742A (en) | 1973-01-31 | 1977-07-12 | Thoma Dipl Ing Dr Techn Herwig | Apparatus for mechanically assisting circulation of the blood in the human body |
US3885251A (en) | 1973-03-05 | 1975-05-27 | Philips Corp | Artificial heart pump or assist |
US3939820A (en) | 1974-10-29 | 1976-02-24 | Datascope Corporation | Single-chamber, multi-section balloon for cardiac assistance |
US3964479A (en) | 1974-11-20 | 1976-06-22 | Cobe Laboratories, Inc. | Extracorporeal blood circulation system and drip chamber with adjustable blood level |
US4051840A (en) | 1976-01-05 | 1977-10-04 | Sinai Hospital Of Detroit | Dynamic aortic patch |
US4047849A (en) | 1976-01-09 | 1977-09-13 | Thermo Electron Corporation | Pneumatic pulsator pumping system with pulsator fluid venting valve |
US4135496A (en) | 1976-01-30 | 1979-01-23 | Institut Kardiologii Imeni A.L. Myasnikova Akademii Meditsinskikh Nauk Sssr | Extracorporeal circulation apparatus |
US4004299A (en) | 1976-02-12 | 1977-01-25 | Runge Thomas M | Cardiac replacement and assist devices |
US4080958A (en) * | 1976-02-27 | 1978-03-28 | Datascope Corporation | Apparatus for aiding and improving the blood flow in patients |
US4077394A (en) | 1976-08-25 | 1978-03-07 | Mccurdy Martin D | Integral pressure sensor probe for a cardiac assistance device |
US4143616A (en) | 1977-03-18 | 1979-03-13 | Robertshaw Controls Company | Process machinery control system and individual safety control systems therefor or the like |
US4154227A (en) | 1977-10-11 | 1979-05-15 | Krause Horst E | Method and apparatus for pumping blood within a vessel |
US4167046A (en) | 1977-12-12 | 1979-09-11 | Andros, Inc. | Blood pumping device |
US4240409A (en) | 1979-02-21 | 1980-12-23 | Thermo Electron Corporation | Apparatus for assisting circulation of blood |
US4302854A (en) | 1980-06-04 | 1981-12-01 | Runge Thomas M | Electrically activated ferromagnetic/diamagnetic vascular shunt for left ventricular assist |
US4407271A (en) | 1980-07-28 | 1983-10-04 | Peter Schiff | Apparatus for left heart assist |
US4457673A (en) | 1980-11-28 | 1984-07-03 | Novacor Medical Corporation | Pump and actuator mechanism |
US4384829A (en) | 1980-11-28 | 1983-05-24 | Andros Incorporated | Pump and actuator mechanism |
US4688998A (en) | 1981-03-18 | 1987-08-25 | Olsen Don B | Magnetically suspended and rotated impellor pump apparatus and method |
FR2502499B1 (fr) | 1981-03-27 | 1987-01-23 | Farcot Jean Christian | Appareil pour la retroperfusion sanguine, destine notamment au traitement d'infarctus par injection de sang arteriel dans le sinus coronaire |
US4522195A (en) | 1981-05-25 | 1985-06-11 | Peter Schiff | Apparatus for left heart assist |
US4838889A (en) | 1981-09-01 | 1989-06-13 | University Of Utah Research Foundation | Ventricular assist device and method of manufacture |
DE3205449C2 (de) | 1982-02-16 | 1985-10-17 | Fresenius AG, 6380 Bad Homburg | Vorrichtung zum Reinigen des Blutes von Stoffwechselprodukten |
JPS59108559A (ja) * | 1982-12-14 | 1984-06-23 | 泉工医科工業株式会社 | 拍動血流量自動設定機構付ロ−ラポンプ |
US4569332A (en) | 1983-04-13 | 1986-02-11 | Peter Schiff | Method and apparatus for treating a heart patient through the coordinating efforts of balloon pumping and dispensing catheters |
DE3316101C1 (de) | 1983-05-03 | 1984-08-23 | Forschungsgesellschaft für Biomedizinische Technik, 5100 Aachen | Redundante Kolbenpumpe zum Betrieb ein- oder mehrkammriger pneumatischer Blutpumpen |
JPS59218159A (ja) * | 1983-05-27 | 1984-12-08 | 日本ゼオン株式会社 | サツク型血液ポンプ |
US4546759A (en) | 1983-07-29 | 1985-10-15 | Mladen Solar | Method and apparatus for assisting human heart function |
US4625712A (en) | 1983-09-28 | 1986-12-02 | Nimbus, Inc. | High-capacity intravascular blood pump utilizing percutaneous access |
CA1211610A (en) | 1983-12-23 | 1986-09-23 | Hugh Van Melle | Segmented spacer ring |
US4902273A (en) | 1984-02-21 | 1990-02-20 | Choy Daniel S J | Heart assist device |
US4685446A (en) | 1984-02-21 | 1987-08-11 | Choy Daniel S J | Method for using a ventricular assist device |
US4771765A (en) | 1984-02-21 | 1988-09-20 | Choy Daniel S J | Heart assist device and method of use |
US4573997A (en) | 1984-03-19 | 1986-03-04 | Research Corporation | Right ventricular assist device |
FR2577423B1 (fr) | 1985-02-20 | 1989-05-05 | Gilles Karcher | Pompe d'assistance circulatoire et coronaire a ballonnets intra-aortiques |
GB2174151A (en) | 1985-04-22 | 1986-10-29 | Bard Inc C R | Blood retroperfusion system |
US4690134A (en) | 1985-07-01 | 1987-09-01 | Snyders Robert V | Ventricular assist device |
US4719921A (en) | 1985-08-28 | 1988-01-19 | Raul Chirife | Cardiac pacemaker adaptive to physiological requirements |
US4795446A (en) | 1986-01-30 | 1989-01-03 | Sherwood Medical Company | Medical tube device |
US4666443A (en) * | 1986-04-18 | 1987-05-19 | Novacor Medical Corporation | Biventricular circulatory assist system and method |
US4759760A (en) | 1986-10-30 | 1988-07-26 | Snapp Jr Edward A | Cardiovascular pump system |
US4756302A (en) | 1986-11-20 | 1988-07-12 | Novacor Medical Corporation | Blood pumping system and method |
US4883462A (en) | 1987-01-30 | 1989-11-28 | Baxter Travenol Laboratories, Inc. | Blood extraction assist apparatus and method |
US4861330A (en) | 1987-03-12 | 1989-08-29 | Gene Voss | Cardiac assist device and method |
US4822357A (en) | 1987-04-29 | 1989-04-18 | Articor Limited | Auxiliary artificial heart |
US4872874A (en) | 1987-05-29 | 1989-10-10 | Taheri Syde A | Method and apparatus for transarterial aortic graft insertion and implantation |
US5059167A (en) * | 1987-05-29 | 1991-10-22 | Retroperfusion Systems, Inc. | Retroperfusion and retroinfusion control apparatus, system and method |
US4902272A (en) | 1987-06-17 | 1990-02-20 | Abiomed Cardiovascular, Inc. | Intra-arterial cardiac support system |
IL85249A0 (en) | 1988-01-29 | 1988-07-31 | Galram Technology Ind Ltd | Heart assist device |
US4994078A (en) | 1988-02-17 | 1991-02-19 | Jarvik Robert K | Intraventricular artificial hearts and methods of their surgical implantation and use |
US4895150A (en) | 1988-03-24 | 1990-01-23 | Nu-Tech Industries, Inc. | Implanted power source |
US5020516A (en) | 1988-03-31 | 1991-06-04 | Cardiopulmonary Corporation | Circulatory assist method and apparatus |
US4906229A (en) | 1988-05-03 | 1990-03-06 | Nimbus Medical, Inc. | High-frequency transvalvular axisymmetric blood pump |
US4908012A (en) | 1988-08-08 | 1990-03-13 | Nimbus Medical, Inc. | Chronic ventricular assist system |
DE3834545A1 (de) | 1988-10-11 | 1990-04-12 | Rau Guenter | Flexibles schliessorgan, insbesondere herzklappe, und verfahren zur herstellung desselben |
US5069662A (en) | 1988-10-21 | 1991-12-03 | Delcath Systems, Inc. | Cancer treatment |
US4957504A (en) | 1988-12-02 | 1990-09-18 | Chardack William M | Implantable blood pump |
US5089017A (en) | 1989-01-17 | 1992-02-18 | Young David B | Drive system for artificial hearts and left-ventricular assist devices |
US4968293A (en) | 1989-03-20 | 1990-11-06 | Medtronic, Inc. | Circulatory assist device |
US4995857A (en) | 1989-04-07 | 1991-02-26 | Arnold John R | Left ventricular assist device and method for temporary and permanent procedures |
ES2016888A6 (es) | 1989-04-26 | 1990-12-01 | Ramos Martinez Wilson | Corazon mecanico artificial tubular-valvulado de vida media. |
JPH02286170A (ja) * | 1989-04-27 | 1990-11-26 | Terumo Corp | 体外循環装置 |
US5176619A (en) | 1989-05-05 | 1993-01-05 | Jacob Segalowitz | Heart-assist balloon pump with segmented ventricular balloon |
US4995856A (en) | 1989-06-14 | 1991-02-26 | Pudenz-Schulte Medical Research Corporation | Ventriculostomy reservoir |
US5169379A (en) | 1989-06-14 | 1992-12-08 | L-Vad Technology | In-series ventricular assist system and method of controlling same |
US4927407A (en) | 1989-06-19 | 1990-05-22 | Regents Of The University Of Minnesota | Cardiac assist pump with steady rate supply of fluid lubricant |
US4955856A (en) | 1989-06-30 | 1990-09-11 | Phillips Steven J | Method and apparatus for installing a ventricular assist device cannulae |
EP0411605B1 (en) | 1989-08-04 | 1995-06-07 | Terumo Kabushiki Kaisha | Catheter and assembly for extracorporeal circulation |
JPH03112563A (ja) | 1989-09-28 | 1991-05-14 | Toyobo Co Ltd | 補助循環装置およびその駆動方法 |
US5267940A (en) | 1989-11-29 | 1993-12-07 | The Administrators Of The Tulane Educational Fund | Cardiovascular flow enhancer and method of operation |
JPH03198864A (ja) * | 1989-12-28 | 1991-08-30 | Sumitomo Bakelite Co Ltd | 補助循環装置 |
US5352180A (en) | 1990-02-09 | 1994-10-04 | Societe Teracor | Method and apparatus for regulating the flow rate of a periodic flow heart prosthesis |
JPH0636821B2 (ja) | 1990-03-08 | 1994-05-18 | 健二 山崎 | 体内埋設形の補助人工心臓 |
IT1240357B (it) | 1990-03-20 | 1993-12-10 | Mini Ricerca Scient Tecnolog | Dispositivo per assistenza ventricolare cardiaca, particolarmente per il ricupero della funzione miocardica depressa e per il mantenimento delle funzioni vitali dell'organismo |
US5092844A (en) | 1990-04-10 | 1992-03-03 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | Intracatheter perfusion pump apparatus and method |
US5147281A (en) * | 1990-04-23 | 1992-09-15 | Advanced Medical Systems, Inc. | Biological fluid pumping means and method |
DE4020120A1 (de) | 1990-06-25 | 1991-01-31 | Klaus Prof Dr Ing Affeld | Medizinische vorrichtung zur erzeugung eines alternierenden volumenstroms fuer den antrieb von implantierbaren blutpumpen |
US5131905A (en) | 1990-07-16 | 1992-07-21 | Grooters Ronald K | External cardiac assist device |
ES2020787A6 (es) | 1990-07-20 | 1991-09-16 | Figuera Aymerich Diego | Bomba intra-ventricular expansible de asistencia circulatoria. |
US5584804A (en) | 1990-10-10 | 1996-12-17 | Life Resuscitation Technologies, Inc. | Brain resuscitation and organ preservation device and method for performing the same |
US5211659A (en) | 1990-11-05 | 1993-05-18 | Strimling Walter E | Pump system suitable as a heart assist device |
US5429584A (en) | 1990-11-09 | 1995-07-04 | Mcgill University | Cardiac assist method and apparatus |
US5171207A (en) | 1991-04-03 | 1992-12-15 | Whalen Biomedical, Inc. | Apparatus and method of use for pulsatile blood flow |
IT1255000B (it) | 1991-06-27 | 1995-10-11 | Nippon Zeon Co | Catetere a palloncino per pompaggio intra-aortico |
DE4129970C1 (es) | 1991-09-10 | 1993-03-04 | Forschungsgesellschaft Fuer Biomedizinische Technik E.V., 5100 Aachen, De | |
JP2800585B2 (ja) * | 1991-09-30 | 1998-09-21 | 日本ゼオン株式会社 | 血液循環補助装置 |
US5273518A (en) | 1992-01-31 | 1993-12-28 | Medtronic, Inc. | Cardiac assist apparatus |
US5437601A (en) | 1992-03-03 | 1995-08-01 | Runge; Thomas M. | Blood conduit and pulsatile cardiopulmonary bypass pump system |
CA2111588A1 (en) | 1992-04-17 | 1993-10-28 | Yoshiharu Kiyota | Internal cardiac assist apparatus |
US5374239A (en) | 1992-08-04 | 1994-12-20 | Metatech Corporation | Arterial shunt with blood flow indicator |
US5290227A (en) | 1992-08-06 | 1994-03-01 | Pasque Michael K | Method of implanting blood pump in ascending aorta or main pulmonary artery |
US5332403A (en) | 1992-08-17 | 1994-07-26 | Jack Kolff | LVAD with t-shape and unidirectional valve |
US5344443A (en) * | 1992-09-17 | 1994-09-06 | Rem Technologies, Inc. | Heart pump |
SE9301055D0 (sv) | 1993-03-29 | 1993-03-29 | Siemens-Elema Ab | Mekanisk defibrillering |
US5533958A (en) | 1993-06-17 | 1996-07-09 | Wilk; Peter J. | Intrapericardial assist device and associated method |
DE4321260C1 (de) | 1993-06-25 | 1995-03-09 | Westphal Dieter Dipl Ing Dipl | Blutpumpe als Zentrifugalpumpe |
US5413549A (en) | 1993-10-07 | 1995-05-09 | Datascope Investment Corp. | Devices and methods for efficient intra-aortic balloon pumping |
JPH07194694A (ja) * | 1993-11-30 | 1995-08-01 | Tulane Educational Fund | 心臓血管流れエンハンサー |
US5511958A (en) | 1994-02-10 | 1996-04-30 | Baxter International, Inc. | Blood pump system |
US5503615A (en) | 1994-08-26 | 1996-04-02 | Goldstein; Bernard | Implantable cardiac ventricular assist device and controller thereof |
US5562595A (en) | 1995-08-17 | 1996-10-08 | Medtronic, Inc. | Multiple therapy cardiac assist device having battery voltage safety monitor |
US5824070A (en) | 1995-10-30 | 1998-10-20 | Jarvik; Robert | Hybrid flow blood pump |
DE19629614A1 (de) | 1996-07-23 | 1998-01-29 | Cardiotools Herzchirurgietechn | Linksherzassistpumpe |
US5851174A (en) | 1996-09-17 | 1998-12-22 | Robert Jarvik | Cardiac support device |
-
1998
- 1998-09-10 UA UA2000041978A patent/UA56262C2/uk unknown
- 1998-10-02 US US09/166,005 patent/US6200260B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1998-10-09 WO PCT/US1998/021424 patent/WO1999019010A1/en active IP Right Grant
- 1998-10-09 BR BR9814060-4A patent/BR9814060A/pt not_active IP Right Cessation
- 1998-10-09 RU RU2000107816/14A patent/RU2203686C2/ru not_active IP Right Cessation
- 1998-10-09 CZ CZ20001173A patent/CZ295454B6/cs not_active IP Right Cessation
- 1998-10-09 JP JP2000515640A patent/JP4115666B2/ja not_active Expired - Lifetime
- 1998-10-09 EP EP98952225A patent/EP1021218B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1998-10-09 KR KR1020007003855A patent/KR100544944B1/ko not_active IP Right Cessation
- 1998-10-09 AU AU97976/98A patent/AU728804B2/en not_active Ceased
- 1998-10-09 DE DE69820466T patent/DE69820466T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1998-10-09 CA CA002305443A patent/CA2305443C/en not_active Expired - Fee Related
- 1998-10-09 CN CNB988099918A patent/CN1211132C/zh not_active Expired - Fee Related
- 1998-10-09 IL IL13520998A patent/IL135209A0/xx not_active IP Right Cessation
- 1998-10-09 AT AT98952225T patent/ATE255923T1/de not_active IP Right Cessation
- 1998-10-09 ES ES98952225T patent/ES2210835T3/es not_active Expired - Lifetime
-
1999
- 1999-04-09 US US09/289,231 patent/US6428464B1/en not_active Expired - Lifetime
-
2000
- 2000-04-25 US US09/558,445 patent/US6299575B1/en not_active Expired - Lifetime
-
2004
- 2004-12-22 JP JP2004372152A patent/JP4532256B2/ja not_active Expired - Lifetime
-
2010
- 2010-02-23 JP JP2010037404A patent/JP5676118B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
CN1274293A (zh) | 2000-11-22 |
WO1999019010A1 (en) | 1999-04-22 |
RU2203686C2 (ru) | 2003-05-10 |
IL135209A0 (en) | 2001-05-20 |
CZ20001173A3 (cs) | 2000-08-16 |
KR20010031038A (ko) | 2001-04-16 |
DE69820466T2 (de) | 2004-10-28 |
AU9797698A (en) | 1999-05-03 |
JP4532256B2 (ja) | 2010-08-25 |
CA2305443A1 (en) | 1999-04-22 |
JP2003520611A (ja) | 2003-07-08 |
JP4115666B2 (ja) | 2008-07-09 |
ATE255923T1 (de) | 2003-12-15 |
US6428464B1 (en) | 2002-08-06 |
JP2010148901A (ja) | 2010-07-08 |
CA2305443C (en) | 2003-12-16 |
KR100544944B1 (ko) | 2006-01-24 |
US6200260B1 (en) | 2001-03-13 |
JP5676118B2 (ja) | 2015-02-25 |
UA56262C2 (uk) | 2003-05-15 |
AU728804B2 (en) | 2001-01-18 |
DE69820466D1 (de) | 2004-01-22 |
US6299575B1 (en) | 2001-10-09 |
EP1021218A1 (en) | 2000-07-26 |
JP2005095667A (ja) | 2005-04-14 |
EP1021218B1 (en) | 2003-12-10 |
CZ295454B6 (cs) | 2005-08-17 |
CN1211132C (zh) | 2005-07-20 |
BR9814060A (pt) | 2000-09-26 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
ES2210835T3 (es) | Sistema implantable de ayuda asistida para el corazon. | |
ES2242611T3 (es) | Sistema de asistencia cardiaca. | |
ES2276130T3 (es) | Sistema de ayuda cardiaco implantable. | |
CA2480467C (en) | Implantable heart assist system | |
US6390969B1 (en) | Implantable heart assist system and method of applying same | |
MXPA00003173A (es) | Sistema implantable para asistir al corazon | |
CA2466577A1 (en) | Heart assist system |