ES2239613T3 - Metodo y aparato de regulacion de la temperatura de un paciente. - Google Patents
Metodo y aparato de regulacion de la temperatura de un paciente.Info
- Publication number
- ES2239613T3 ES2239613T3 ES00955269T ES00955269T ES2239613T3 ES 2239613 T3 ES2239613 T3 ES 2239613T3 ES 00955269 T ES00955269 T ES 00955269T ES 00955269 T ES00955269 T ES 00955269T ES 2239613 T3 ES2239613 T3 ES 2239613T3
- Authority
- ES
- Spain
- Prior art keywords
- heat transfer
- patient
- blood
- cooling
- transfer element
- 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
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B18/02—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by cooling, e.g. cryogenic techniques
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F7/00—Heating or cooling appliances for medical or therapeutic treatment of the human body
- A61F7/12—Devices for heating or cooling internal body cavities
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61P—SPECIFIC THERAPEUTIC ACTIVITY OF CHEMICAL COMPOUNDS OR MEDICINAL PREPARATIONS
- A61P43/00—Drugs for specific purposes, not provided for in groups A61P1/00-A61P41/00
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
- A61B17/00234—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets for minimally invasive surgery
- A61B2017/00292—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets for minimally invasive surgery mounted on or guided by flexible, e.g. catheter-like, means
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B18/02—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by cooling, e.g. cryogenic techniques
- A61B2018/0212—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by cooling, e.g. cryogenic techniques using an instrument inserted into a body lumen, e.g. catheter
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B18/02—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by cooling, e.g. cryogenic techniques
- A61B2018/0231—Characteristics of handpieces or probes
- A61B2018/0262—Characteristics of handpieces or probes using a circulating cryogenic fluid
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F7/00—Heating or cooling appliances for medical or therapeutic treatment of the human body
- A61F2007/0054—Heating or cooling appliances for medical or therapeutic treatment of the human body with a closed fluid circuit, e.g. hot water
- A61F2007/0056—Heating or cooling appliances for medical or therapeutic treatment of the human body with a closed fluid circuit, e.g. hot water for cooling
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F7/00—Heating or cooling appliances for medical or therapeutic treatment of the human body
- A61F7/12—Devices for heating or cooling internal body cavities
- A61F2007/126—Devices for heating or cooling internal body cavities for invasive application, e.g. for introducing into blood vessels
Abstract
Un sistema para enfriar intravascularmente el cuerpo de un paciente, que comprende: Un catéter (12) flexible insertable en una vena; Un elemento (14) flexible de transferencia de calor unido a un extremo distal del catéter flexible, elemento (14) flexible de transferencia de calor que incluye una pluralidad de segmentos (20, 22, 24) de transferencia de calor conectados por articulaciones flexibles; y Una manta calefactora para aplicar calor a una porción seleccionada del cuerpo del paciente, en el que la manta calefactora (66) emplea una soplante de aire caliente que incluye canales de aire para distribuir uniformemente aire caliente por el área superficial de la porción seleccionada del paciente.
Description
Método y aparato de regulación de la temperatura
de un paciente.
La presente invención se refiere de una manera
general a la disminución y control de la temperatura del cuerpo
humano. Más particularmente, la invención se refiere a un método y a
un aparato intravascular para enfriar el cuerpo sin las
consecuencias adversas asociadas con los métodos previos de
enfriamiento total del cuerpo. La invención también se refiere a un
método y a un aparato intravascular para enfriar el cuerpo sin
provocar la supresión termorreguladora del enfriamiento.
Los órganos del cuerpo humano, tales como el
cerebro, riñón y corazón, se mantienen a una temperatura constante
de aproximadamente 37ºC. La hipotermia se puede definir clínicamente
como una temperatura interna del cuerpo de 35ºC o menor. Algunas
veces, la hipotermia se caracteriza además según su gravedad. Una
temperatura interna del cuerpo en el intervalo de 33ºC a 35ºC se
describe como hipotermia suave. Una temperatura del cuerpo de 28ºC a
32ºC se describe como hipotermia moderada. Una temperatura interna
del cuerpo en el intervalo de 24ºC a 28ºC se describe como
hipotermia grave.
La hipotermia es únicamente efectiva en la
reducción de las lesiones cerebrales provocadas por una variedad de
ofensas neurológicas y finalmente puede jugar un papel importante en
la reanimación cerebral de emergencia. La evidencia experimental ha
demostrado que el enfriamiento cerebral mejora el resultado después
de la isquemia global, la isquemia focal o las lesiones cerebrales
traumáticas. Por esta razón, se puede inducir la hipotermia con el
fin de reducir el efecto de ciertas lesiones corporales en el
cerebro así como en otros órganos.
Tradicionalmente, la hipotermia cerebral se ha
conseguido mediante el enfriamiento completo del cuerpo para crear
un estado de hipotermia corporal total en el intervalo de 20ºC a
30ºC. Las técnicas y dispositivos actualmente empleados para
provocar la hipotermia corporal total conducen a varios efectos
secundarios. Además de los efectos secundarios indeseables, los
métodos actuales de administrar la hipotermia corporal total son
incómodos.
Se han desarrollado catéteres que se insertan en
la corriente sanguínea del paciente con el fin de inducir la
hipotermia corporal total. Por ejemplo, la patente de EE.UU. nº
3.425.419 de Dato describe un método y aparato para disminuir y
elevar la temperatura del cuerpo humano. Dato induce una hipotermia
moderada en un paciente usando un catéter metálico rígido. El
catéter tiene un pasillo interno a través del cual se puede hacer
circular un fluido, tal como agua. El catéter se inserta a través de
la vena femoral y a continuación a través tanto de la vena cava
inferior como de la aurícula derecha y de la vena cava superior. El
catéter de Dato tiene una forma cilíndrica alargada y está
construido de acero inoxidable. A modo de ejemplo, Dato sugiere el
uso de un catéter de aproximadamente 70 cm de longitud y
aproximadamente 6 mm de diámetro. Así, el dispositivo de Dato enfría
a lo largo de la longitud de un dispositivo muy alargado. El uso del
dispositivo de Dato es altamente incómodo debido a su tamaño y falta
de flexibilidad.
La patente de EE.UU. nº 5.837.003 de Ginsburg
también describe un método y aparato para controlar la temperatura
corporal de un paciente. En esta técnica, se inserta un catéter
flexible en la arteria o vena femoral o en la vena yugular. El
catéter puede tener forma de balón para permitir un área superficial
de transferencia de calor acrecentada. Como parte de una superficie
absorbente de calor se puede usar una hoja metálica térmicamente
conductora. Este dispositivo falla en describir o enseñar el uso de
cualquier capacidad para aumentar la transferencia de calor. Además,
el dispositivo descrito falla en la descripción de la regulación de
la temperatura.
Por lo tanto, un método y aparato prácticos que
disminuyan y controlen la temperatura del cuerpo humano satisfarían
una necesidad largo tiempo sentida.
El documento WO 99/66970 describe un aparato de
enfriamiento selectivo de órganos que comprende un catéter coaxial
flexible, capaz de insertarse en una arteria de alimentación
seleccionada, y un elemento de transferencia de calor unido a la
porción distal del catéter. El elemento de transferencia de calor
comprende una pluralidad de segmentos de transferencia de calor
conectados por articulaciones flexibles. El documento WO 99/66970
falla bajo los términos del artículo 54(3) EPC.
En un aspecto, el aparato de la presente
invención puede incluir un elemento de transferencia de calor que se
puede usar para enfriar la sangre que fluye por una vena grande que
alimenta al corazón. El elemento de calentamiento se usa para
suministrar calor a una porción del resto del cuerpo para
proporcionar confort al paciente y permitir que se alcance una baja
temperatura hipotérmica diana. El elemento de calentamiento se puede
aplicar antes o después de que se alcance la temperatura diana. La
operación de calentamiento se puede conseguir calentando
sustancialmente todo el cuerpo con una manta calefactora. La
operación de calentamiento se puede conseguir per se o en
combinación con fármacos termorreguladores.
El elemento de transferencia de calor incluye,
sólo a modo de ejemplo, un primer y un segundo segmento alargado y
articulado, teniendo cada segmento una superficie exterior inductora
del mezclado. Una articulación flexible puede conectar el primer y
el segundo segmento alargado. Dentro del primer y del segundo
segmento alargado se puede disponer un lumen interno y es capaz de
transportar un fluido energético presurizado hasta un extremo distal
del primer segmento alargado. Además, el primer y el segundo
segmento alargado pueden tener una superficie interior inductora del
mezclado para inducir el mezclado dentro del fluido energético
presurizado. La superficie exterior inductora del mezclado se puede
adaptar para inducir el mezclado dentro del flujo sanguíneo cuando
se coloca dentro de una arteria o de una vena. En una realización,
la articulación flexible incluye una sección fuelle que también
permite la compresión axial del elemento de transferencia de calor
así como potencia la flexibilidad. En realizaciones alternativas, la
sección fuelle se puede reemplazar por un sistema de tubos flexibles
tal como pequeños tubos cilíndricos de conexión fabricados de un
material polímero.
En una realización, las superficies exteriores
inductoras del mezclado del elemento de transferencia de calor
incluyen uno o más surcos y estrías helicoidales. Los segmentos
adyacentes del elemento de transferencia de calor pueden formar
espiras que giran en sentido opuesto para aumentar el mezclado. Por
ejemplo, el primer segmento alargado de transferencia de calor puede
incluir uno o más estrías helicoidales que tienen una torsión en
sentido contrario a las agujas del reloj, mientras que el segundo
segmento alargado de transferencia de calor incluye uno o más
estrías helicoidales que tienen una torsión en la dirección de las
agujas del reloj. Desde luego, alternativamente, el primer segmento
alargado de transferencia de calor puede incluir una o más estrías
helicoidales que tienen una torsión en el sentido de las agujas del
reloj y el segundo segmento alargado de transferencia de calor puede
incluir una o más estrías helicoidales que tienen una torsión en
sentido contrario al de las agujas del reloj. El primer y el segundo
segmento alargado y los segmentos articulados se pueden conformar a
partir de materiales altamente conductores tales como metales.
El dispositivo de transferencia de calor tiene un
catéter de suministro con un lumen del catéter interno acoplado al
lumen interno dentro del primer y segundo segmento alargado de
transferencia de calor. Al lumen del catéter interno, o
alternativamente al catéter de suministro, se puede acoplar una
fuente de suministro de fluido energético configurada para dispensar
el fluido energético presurizado. El suministro de fluido energético
se puede configurar para producir el fluido energético presurizado a
una temperatura de aproximadamente 0ºC y a una presión por debajo de
aproximadamente 5 atmósferas.
Incluso en otra realización alternativa, el
dispositivo de transferencia de calor puede tener tres o más
segmentos alargados y articulados de transferencia de calor teniendo
cada uno una superficie exterior inductora de mezclado, con
articulaciones flexibles adicionales que conectan los segmentos
alargados adicionales de transferencia de calor. En tal realización,
y sólo a modo de ejemplo, el primer y tercer segmento alargado de
transferencia de calor pueden incluir estrías helicoidales que giran
en el sentido de las agujas del reloj, y el segundo segmento
alargado de transferencia de calor puede incluir una o más estrías
helicoidales que giran en sentido contrario al de las agujas del
reloj. Desde luego, alternativamente, el primer y tercer segmento
alargado de transferencia de calor pueden incluir estrías
helicoidales que giran en sentido contrario al de las agujas del
reloj, y el segundo segmento alargado de transferencia de calor
puede incluir una o más estrías helicoidales que giran en el sentido
de las agujas del reloj.
La superficie exterior inductora del mezclado del
elemento de transferencia de calor puede opcionalmente incluir un
revestimiento o tratamiento superficial para inhibir la formación de
coágulos. También se puede usar un revestimiento superficial para
proporcionar un grado de lubricidad al elemento de transferencia de
calor y está asociado al catéter.
El presente aparato se usa para inducir
hipotermia en el cuerpo insertando un elemento de enfriamiento
conductor y flexible en una vena se comunica por presión con el
corazón, por ejemplo, las venas cava superior o inferior, o ambas. A
las venas cava se puede acceder vía técnicas conocidas desde la vena
yugular o, por ejemplo, desde las venas subclavia o femoral. El
elemento de transferencia de calor en una o en ambas venas cavas
puede enfriar a continuación virtualmente toda la sangre que está
retornando al corazón. La sangre enfriada entra en la aurícula
derecha lugar en el que la misma es bombeada a través del ventrículo
derecho y por la arteria pulmonar a los pulmones donde la misma es
oxigenada. Debido a la capacidad calorífica de los pulmones, la
sangre no se calienta apreciablemente durante la oxigenación. La
sangre enfriada se retorna al corazón y se bombea al cuerpo entero
vía la aorta. Así, la sangre enfriada se puede suministrar
indirectamente a un órgano seleccionado tal como el cerebro. Este
enfriamiento indirecto es especialmente efectivo ya que a los
órganos con alto flujo sanguíneo tales como el corazón y el cerebro
se les suministra preferencialmente sangre por el sistema vascular.
Para proporcionar confort al paciente y para inhibir respuestas
termorreguladoras tales como la vasoconstricción, se aplica a
porciones del cuerpo una manta calefactora u otro dispositivo de
calentamiento. Por esta razón también se pueden proporcionar
fármacos termorreguladores.
Además, el método incluye circular un fluido
energético a través del elemento de enfriamiento conductor y
flexible, con el fin de disminuir la temperatura de la sangre en la
vena cava. El elemento de transferencia de calor conductor y
flexible absorbe preferiblemente más que aproximadamente 150 ó 300
vatios de calor.
El método también puede incluir la inducción de
mezclado dentro del flujo sanguíneo exento de corrientes dentro de
la vena cava. Se advierte que, de cualquier forma, dentro de la vena
cava está generalmente presente un grado de turbulencia o mezclado.
La etapa de circulación puede incluir inducir el mezclado en el
flujo del fluido de trabajo a través del elemento flexible y
conductor de transferencia de calor. La presión del fluido de
trabajo se puede mantener por debajo de aproximadamente 5
atmósferas.
El aparato de la presente invención también se
usa en un método para inducir la hipotermia terapéutica en el cuerpo
de un paciente que incluye introducir un catéter, con un elemento de
enfriamiento, en una vena cava que suministra al corazón, teniendo
el catéter un diámetro de aproximadamente 18 mm o menos, induciendo
el mezclado en la sangre que fluye sobre el elemento de
enfriamiento, y disminuyendo la temperatura del elemento de
enfriamiento para eliminar calor de la sangre para enfriar la
sangre. En una realización, la etapa de enfriamiento elimina al
menos aproximadamente 150 vatios de calor de la sangre. En otra
realización, la etapa de enfriamiento elimina al menos 300 vatios de
calor de la sangre.
El mezclado inducido puede dar lugar a un aumento
del número de Nusselt del flujo de entre aproximadamente 5 y 80.
En otro aspecto del método, la invención se
dirige a un método para disminuir la temperatura de la sangre a la
vez que se prohíbe la intervención de las respuestas
termorreguladoras del cuerpo. Las etapas del método pueden incluir
suministrar un fármaco para disminuir el punto de consigna
termorregulador del cuerpo tal que las respuestas termorreguladoras,
que incluyen el estremecimiento y la vasoconstricción, no se
disparen por encima de una cierta temperatura, en el que la cierta
temperatura es menor que la temperatura normal del cuerpo. La
temperatura de la sangre en una vena principal tal como las venas
cava se disminuye a continuación para inducir la hipotermia en el
cuerpo. Los fármacos termorreguladores proporcionan confort al
paciente. Para asegurar más el confort del paciente se proporcionan
mantas calefactoras. Generalmente, por cada grado de enfriamiento
del interior del cuerpo, para proporcionar confort al paciente la
manta calefactora debe estar 5ºC por encima de la temperatura de la
piel. Sin embargo, la temperatura de la manta no debe generalmente
exceder de 42ºC.
Las ventajas de la invención son numerosas. A los
pacientes se les puede proporcionar los aspectos beneficiosos de la
hipotermia sin que sufran las consecuencias dañinas de la técnica
anterior. El procedimiento se pude administrar segura y fácilmente.
Numerosos cuadros neurales y cardíacos se pueden beneficiar de la
terapia hipotérmica. Por ejemplo, se pueden minimizar la isquemia y
la restenosis. De lo que sigue se entenderán otras ventajas.
Los rasgos nuevos de esta invención, así como la
invención en sí misma, se comprenderán mejor a partir de los dibujos
adjuntos, tomados junto con la descripción siguiente, en los que los
caracteres de referencia similares se refieren a partes similares, y
en los que:
La figura 1 es una vista en alzada de una
realización del elemento de transferencia de calor según la
invención;
La figura 2 es una vista de una sección
longitudinal del elemento de transferencia de calor de la figura
1;
La figura 3 es una vista de una sección
transversal del elemento de transferencia de calor de la figura
1;
La figura 4 es una vista en perspectiva del
elemento de transferencia de calor de la figura 1 en uso dentro de
un vaso sanguíneo;
La figura 5 es una vista en perspectiva en corte
de una realización alternativa del elemento de transferencia de
calor según la invención;
La figura 6 es una vista de una sección
transversal del elemento de transferencia de calor de la figura
5;
La figura 7 es una representación esquemática del
elemento de transferencia de calor que se usa en una realización
para proporcionar hipotermia a un paciente provocando el
enfriamiento total del cuerpo y, a continuación, volviendo a
calentar el cuerpo;
La figura 8 es una representación esquemática del
elemento de transferencia de calor que se usa en otra realización
para proporcionar hipotermia a un paciente provocando el
enfriamiento total del cuerpo y, a continuación, volviendo a
calentar el cuerpo;
La figura 9 es una representación esquemática del
elemento de transferencia de calor que se usa en una realización
dentro de la vena cava superior;
La figura 10 es un gráfico que muestra el
enfriamiento preferencial de los órganos del cuerpo con alto flujo
en una terapia hipotérmica; y
La figura 11 es un diagrama de flujo que muestra
un método ejemplo de la invención que emplea mantas calefactores y
fármacos termorreguladores.
Para disminuir intravascularmente la temperatura
de un cuerpo con el fin de inducir hipotermia terapéutica se puede
emplear un procedimiento de una o dos etapas y un dispositivo de una
o dos piezas. Para absorber calor de la sangre que fluye hacia el
corazón se puede colocar un elemento de enfriamiento en una vena de
alto flujo, tal como las venas cava. Esta transferencia de calor
provoca un enfriamiento de la sangre que fluye a través del corazón
y, por tanto, a través del sistema vascular. Tal método y
dispositivo se pueden usar terapéuticamente para inducir un estado
artificial de hipotermia.
Un elemento de transferencia de calor que
sistemáticamente enfríe la sangre debe ser capaz de proporcionar la
velocidad de transferencia de calor necesaria para producir el
efecto de enfriamiento deseado a lo largo del sistema vascular. Éste
puede ser de hasta o mayor que 300 vatios, y depende, al menos
parcialmente, de la masa del paciente y de la velocidad de flujo
sanguíneo. Para aumentar la velocidad de transferencia de calor se
pueden emplear características superficiales en el elemento de
transferencia de calor. Las características superficiales y otros
componentes del elemento de transferencia de calor se describen con
más detalle más adelante.
Un problema con la hipotermia como terapia es que
se inician las defensas termorreguladores del paciente intentando
vencer la hipotermia. Para reducir la respuesta termorreguladora se
pueden usar métodos y dispositivos. Una manta calefactora cubre al
paciente. De esta forma se puede hacer que el paciente esté más
confortable. Para disminuir el punto de consigna al cual el sistema
termorregulador del paciente comienza a iniciar las defensas también
se pueden emplear fármacos termorreguladores. Tales fármacos se
describen con más detalle más adelante. Más adelante también se
describe un método que emplea fármacos termorreguladores, mantas
calefactoras y elementos de transferencia de calor.
La vena que directamente drena el cerebro es la
vena yugular interna. La yugular externa se une a la yugular interna
en la base del cuello. Las venas yugulares internas se unen a las
venas subclavias para formar las venas braquiocefálicas que a su vez
drenan en la parte superior de la vena cava. La vena cava superior
drena en la aurícula derecha del corazón como puede verse teniendo
delante la figura 9. La vena cava superior suministra sangre al
corazón desde la parte superior del cuerpo.
Para enfriar el cuerpo se puede colocar un
elemento de enfriamiento en la vena cava superior, vena cava
inferior, o si no en una vena que alimente la vena cava superior o
si no en el corazón. Un médico coloca percutáneamente el catéter en
las venas yugulares internas o externas o en las venas subclavias,
para acceder a la vena cava superior. La sangre, enfriada por el
elemento de transferencia de calor, puede ser procesada por el
corazón y suministrada al cuerpo en forma oxigenada para ser usada
como un medio conductor para enfriar el cuerpo. Los pulmones tienen
una capacidad calorífica bastante baja, y por lo tanto los pulmones
no provocan un recalentamiento apreciable del la sangre que
fluye.
El sistema vascular, por su propia naturaleza,
proporciona un flujo sanguíneo preferencial a los órganos que
precisan un elevado flujo sanguíneo tales como el cerebro y el
corazón. Por lo tanto, estos órganos son enfriados preferencialmente
mediante tal procedimiento como también se muestra experimentalmente
en la figura 10. La figura 10 es un gráfico de la temperatura medida
representada frente al tiempo de enfriamiento. Este gráfico muestra
el efecto de colocar un elemento de enfriamiento en las venas cavas
superiores de una oveja. La temperatura interna del cuerpo, medida
por una sonda esofágica, se muestra mediante la curva 82. La
temperatura del cerebro se muestra mediante la curva 86. Se ve que a
lo largo del experimento la temperatura del cerebro desciende más
rápidamente que la temperatura corporal interna. Los inventores
creen que este efecto es debido al suministro preferencial de sangre
proporcionado al cerebro y al corazón. Este efecto puede incluso ser
más pronunciado si se producen efectos termorreguladores, tales como
la vasoconstricción, que tienden a focalizar el suministro sanguíneo
en el sistema vascular interno y alejarlo del sistema vascular
periférico.
Cuando un elemento de transferencia de calor se
inserta aproximadamente coaxialmente en una vena o en una arteria,
el mecanismo primario de transferencia de calor entre la superficie
del elemento de transferencia de calor y la sangre es la convección
forzada. La convección descansa en el movimiento del fluido que
transfiere calor. La convección forzada resulta cuando una fuerza
externa provoca movimiento dentro del fluido. En el caso del flujo
arterial o venoso, el latido del corazón provoca el movimiento de la
sangre alrededor del elemento de transferencia de calor.
La magnitud de la velocidad de transferencia de
calor es proporcional al área superficial del elemento de
transferencia de calor, el diferencial de temperatura y el
coeficiente de transferencia de calor del elemento de transferencia
de calor.
La arteria o vena receptora en la que se coloca
el elemento de transferencia de calor tiene un diámetro y una
longitud limitados. Así, se tiene que limitar el área superficial
del elemento de transferencia de calor para evitar una obstrucción
significativa de la arteria o de la vena para permitir que el
elemento de transferencia de calor pase fácilmente a través del
sistema vascular. Para colocarlo dentro de la vena cava superior vía
la yugular externa, el diámetro transversal del elemento de
transferencia de calor puede limitarse a aproximadamente
5-6 mm, y su longitud puede limitarse a
aproximadamente 10-15 cm. Para colocarlo dentro de
la vena cava inferior, el diámetro transversal del elemento de
transferencia de calor puede limitarse a aproximadamente
6-7 mm, y su longitud puede limitarse a
aproximadamente 25-35 cm.
La disminución de la temperatura superficial del
elemento de transferencia de calor puede aumentar el diferencial de
temperatura. Sin embargo, la temperatura superficial mínima
permisible está limitada por las características de la sangre. La
sangre se congela a aproximadamente 0ºC. Cuando la sangre se
aproxima a la congelación se puede formar en la sangre una embolia
de hielo que puede alojarse aguas abajo provocando una grave lesión
isquémica. Además, la reducción de la temperatura de la sangre
también aumenta su viscosidad, lo cual da lugar a una pequeña
disminución del valor del coeficiente de transferencia de calor por
convección. Además, la viscosidad acrecentada de la sangre puede dar
lugar a un aumento de la caída de presión dentro de la arteria
comprometiendo así el flujo de sangre hacia el cerebro. Dadas las
restricciones anteriores, es ventajoso limitar la temperatura
superficial mínima permisible del elemento de enfriamiento a
aproximadamente 5ºC. Esto da lugar a un diferencial máximo de
temperatura entre la corriente sanguínea y el elemento de
enfriamiento de aproximadamente 32ºC. Por otras razones
fisiológicas, existen límites para la temperatura superficial máxima
permisible del elemento de calentamiento.
Los mecanismos mediante los que se puede aumentar
el valor del coeficiente de transferencia de calor por convección
son complejos. Sin embargo, es bien sabido que el coeficiente de
transferencia de calor por convección aumenta con el grado de
"mezclado" o energía cinética "turbulenta" del flujo de
fluido. Así, es ventajoso tener un flujo sanguíneo con un alto grado
de mezclado en contacto con el elemento de transferencia de
calor.
El flujo sanguíneo tiene un flujo
considerablemente más estable en la vena cava que en una arteria.
Sin embargo, en la vena cava superior el flujo sanguíneo aún tiene
un alto grado de mezclado o turbulencia intrínseca. Por ejemplo, en
la vena cava superior los números de Reynolds pueden variar de 2.000
a 5.000. Por tanto, el enfriamiento de la sangre en la vena cava
superior puede beneficiarse del aumento del grado de mezclado con el
elemento de transferencia de calor, pero este beneficio puede ser
sustancialmente menor que el provocado por el mezclado
intrínseco.
Durante el ciclo cardíaco se ha mostrado que se
forma una fina capa límite. Las capas límite se desarrollan
adyacentes al elemento de transferencia de calor así como próximas a
las paredes de la arteria o de la vena. Cada una de estas capas
límite tiene aproximadamente el mismo espesor que la capa límite que
se hubiera desarrollado en la pared de la arteria en ausencia del
elemento de transferencia de calor. La región de flujo exento de
corrientes se desarrolla en un anillo anular alrededor del elemento
de transferencia de calor. El elemento de transferencia de calor
usado en tal vaso debe reducir la formación de tales capas límites
viscosas.
El elemento intravascular de transferencia de
calor debe ser flexible con el fin de poder colocarse dentro de las
venas cavas o de otras venas o arterias. La flexibilidad del
elemento de transferencia de calor es una importante característica
porque, típicamente, el mismo se inserta en una vena tal como la
yugular externa y accede a la vena cava superior pasando
inicialmente a través de una serie de una o más ramas. Además,
idealmente, el elemento de transferencia de calor está construido de
un material de muy alta conductividad térmica, tal como un metal,
con el fin de facilitar la transferencia de calor. El uso de un
material de muy alta conductividad térmica aumenta la velocidad de
transferencia de calor para un diferencial de temperaturas dado
entre el fluido energético dentro del elemento de transferencia de
calor y la sangre. Esto facilita el uso de una temperatura de
refrigerante mayor, o de un fluido de calentamiento de menor
temperatura, dentro del elemento de transferencia de calor, lo que
permite que se usen fluidos energéticos más seguros, tales como agua
o una disolución salina. Los materiales de muy alta conductividad
térmica, tales como los metales, tienden a ser rígidos. Por lo
tanto, el diseño del elemento de transferencia de calor debe
facilitar la flexibilidad en un material intrínsecamente no
flexible.
Se estima que, para disminuir la temperatura del
cuerpo a entre aproximadamente 30ºC y 34ºC, el elemento de
enfriamiento debe absorber al menos aproximadamente 300 vatios de
calor cuando se coloca en la vena cava superior. Se piensa que estas
temperaturas son apropiadas para obtener los beneficios de la
hipotermia anteriormente descritos. La energía eliminada determina
cuan rápidamente se puede alcanzar la temperatura diana. Por
ejemplo, en una terapia contra la apoplejía en la que se desea
disminuir la temperatura del cerebro, se puede disminuir la misma
aproximadamente 4ºC por hora en un ser humano de 70 kg tras la
eliminación de 300 vatios.
Una realización de la invención usa un diseño
modular. Este diseño crea un flujo sanguíneo helicoidal y produce un
grado de mezclado en el flujo sanguíneo forzando periódicamente
cambios abruptos en la dirección del flujo sanguíneo helicoidal. Los
cambios abruptos en la dirección del flujo se consiguen mediante el
uso de una serie de dos o más segmentos de transferencia de calor,
cada uno dotado de una o más estrías helicoidales. El uso de cambios
abruptos periódicos en la dirección helicoidal del flujo sanguíneo
con el fin de inducir una fuerte turbulencia exenta de corrientes se
puede ilustrar con referencia a una máquina común para el lavado de
la ropa. El rotor de una máquina lavadora gira inicialmente en una
dirección provocando un flujo laminar. Cuando la dirección del rotor
se invierte abruptamente se crea una energía cinética turbulenta
significativa dentro de todo el depósito de lavado ya que las
corrientes cambiantes provocan un movimiento turbulento aleatorio
dentro de la suspensión ropa-agua. Estas
características superficiales también tienden a aumentar el área
superficial del elemento de transferencia de calor, potenciando más
la transferencia de calor.
La figura 1 es una vista en alzada de una
realización de un elemento de enfriamiento 14 según la presente
invención. El elemento 14 de transferencia de calor incluye una
serie de segmentos o módulos 20, 22 y 24 alargados y articulados. En
esta realización se muestran tres de tales segmentos, pero podrían
usarse dos o más de tales segmentos sin apartarse del espíritu de la
invención. Como se ve en la figura 1, un primer segmento 20 alargado
de transferencia de calor está localizado en el extremo próximo del
elemento 14 de transferencia de calor. Una superficie exterior
inductora del mezclado del segmento 20 incluye cuatro estrías 28
helicoidales paralelas con cuatro surcos 26 helicoidales paralelos
entre las mismas. También podrían usarse una, dos, tres o más
estrías 28 paralelas helicoidales sin apartarse del espíritu de la
presente invención. En esta realización, las estrías 28 helicoidales
y los surcos 26 helicoidales del segmento 20 de transferencia de
calor tienen una torsión hacia la izquierda, que en la presente
memoria se denomina una rotación helicoidal o espiral en sentido
contrario al de las agujas del reloj, cuando continúan hacia el
extremo distal del segmento 20 de transferencia de calor.
El primer segmento 20 de transferencia de calor
está acoplado a un segundo segmento 22 de transferencia de calor
alargado mediante una primera sección fuelle 25 que proporciona
flexibilidad y compresibilidad. El segundo segmento 22 de
transferencia de calor incluye una o más estrías 32 helicoidales con
uno o más surcos 30 helicoidales entre ellas. Las estrías 32 y los
surcos 30 tienen una torsión hacia la derecha, o en el sentido de
las agujas del reloj, cuando continúan hacia el extremo distal del
segmento 22 de transferencia de calor. El segundo segmento 22 de
transferencia de calor está acoplado a un tercer segmento 24
alargado de transferencia de calor mediante una segunda sección
fuelle 27. El tercer segmento 24 de transferencia de calor incluye
una o más estrías 36 helicoidales con uno o más surcos 34
helicoidales entre ellas. Las estrías 36 y los surcos 34 tienen una
torsión hacia la izquierda, o en el sentido contrario al de las
agujas del reloj, cuando continúan hacia el extremo distal del
segmento 24 de transferencia de calor. Así, los sucesivos segmentos
de transferencia de calor 20, 22 y 24 del elemento 14 de
transferencia de calor se alternan entre los que tienen torsiones
helicoidales en el sentido de las agujas del reloj y en sentido
contrario al de las agujas del reloj. La torsión real hacia la
derecha o la izquierda de cualquier elemento particular no importa
en tanto y cuanto los segmentos adyacentes tengan una torsión
helicoidal opuesta.
Además, los contornos redondeados de las estrías
28, 32 y 36 permiten que el elemento 14 de transferencia de calor
mantenga un perfil relativamente atraumático, minimizando de este
modo la posibilidad de dañar la pared del vaso sanguíneo. Un
elemento de transferencia de calor según la presente invención pude
incluir dos, tres o más segmentos de transferencia de calor.
Las secciones fuelle 25 y 27 están formadas de
materiales sin costura y no porosos, tales como un metal, y por lo
tanto son impermeables a los gases, lo cual puede ser
particularmente importante dependiendo del tipo de fluido energético
que se cicla a través del elemento 14 de transferencia de calor. La
estructura de las secciones fuelle 25 y 27 les permite doblarse,
extenderse y comprimirse, lo cual aumenta la flexibilidad del
elemento 14 de transferencia de calor de modo que sea más fácilmente
capaz de navegar a través de los vasos sanguíneos. Las secciones
fuelle 25 y 27 también tienen en cuenta la compresión axial del
elemento 14 de transferencia de calor, que puede limitar el trauma
cuando el extremo distal del elemento 14 de transferencia de calor
se apoye en la pared de un vaso sanguíneo. Las secciones fuelle 25 y
27 también son capaces de tolerar temperaturas criogénicas sin
pérdida de eficacia. En realizaciones alternativas, los fuelles se
pueden reemplazar por tubos flexibles de polímeros, que están
conectados entre segmentos adyacentes de transferencia de calor.
Las superficies exteriores del elemento 14 de
transferencia de calor pueden fabricarse de un metal y pueden
incluir materiales de muy alta conductividad térmica, tales como
níquel, facilitando de este modo la transferencia de calor.
Alternativamente, para aumentar la biocompatibilidad o inhibir la
formación de coágulos se pueden usar otros metales, tales como acero
inoxidable, titanio, aluminio, plata, cobre y semejantes, con o sin
un revestimiento o tratamiento apropiado. Los revestimientos
biocompatibles adecuados incluyen, por ejemplo, oro, platino o un
polímero tipo paralieno (polip-cloroxileno). El
elemento 14 de transferencia de calor puede fabricarse depositando
una capa fina de metal sobre un mandrino que tenga el patrón
adecuado. De esta forma, el elemento 14 de transferencia de calor
puede fabricarse de manera barata en grandes cantidades, lo cual es
una característica importante en un dispositivo médico
desechable.
Debido a que el elemento 14 de transferencia de
calor puede permanecer dentro del baso sanguíneo durante períodos de
tiempo extendidos, tales como 24-48 horas o incluso
más largos, puede ser deseable tratar las superficies del elemento
14 de transferencia de calor para evitar la formación de coágulos.
En particular, se puede desear tratar las secciones fuelle 25 y 27
porque en los pasos de hélice se puede producir el estancamiento del
flujo sanguíneo, permitiendo así que se formen coágulos y se
adhieran a la superficie para formar un trombo. Un medio mediante el
que prevenir la formación de trombos es ligar un agente
antitrombogénico a la superficie del elemento 14 de transferencia de
calor. Por ejemplo, se sabe que la heparina inhibe la formación de
coágulos y también se sabe que es útil como biorrevestimiento.
Alternativamente, las superficies del elemento 14 de transferencia
de calor se pueden bombardear con iones tales como nitrógeno. El
bombardeo con nitrógeno pude endurecer y alisar la superficie e
impedir así la adherencia de factores de formación de coágulos. Otro
revestimiento que proporciona propiedades beneficiosas puede ser un
revestimiento lubricante. Los revestimientos lubricantes, tanto
sobre el elemento de transferencia de calor como sobre su catéter
asociado, permiten una colocación más fácil en, por ejemplo, la vena
cava.
La figura 2 es una vista en sección longitudinal
del elemento 14 de transferencia de calor de una realización de la
invención, tomada a lo largo de la línea 2-2 de la
figura 1. Con fines de claridad se omiten algunos contornos
interiores. Un tubo interior 42 crea un lumen interno 40 y un lumen
externo 46 dentro del elemento 14 de transferencia de calor. Una vez
que el elemento 14 de transferencia de calor está colocado en el
vaso sanguíneo se puede circular un fluido energético, tal como una
disolución salina u otra disolución acuosa, a través del elemento 14
de transferencia de calor. El fluido fluye hacia arriba por un
catéter de suministro hacia el lumen interno 40. En el extremo
distal del elemento 14 de transferencia de calor el fluido
energético sale del lumen interno 40 y entra en el lumen externo 46.
Cuando el fluido energético fluye a través del lumen externo 46 se
transfiere calor desde el fluido energético a la superficie exterior
37 del elemento 14 de transferencia de calor. Debido a que el
elemento 14 de transferencia de calor está construido de un material
de alta conductividad, la temperatura de su superficie exterior 37
puede llegar a ser muy próxima a la temperatura del fluido
energético. El tubo 42 puede conformarse como un dispositivo divisor
aislante para separar térmicamente el lumen interno 40 del lumen
externo 46. Por ejemplo, el aislamiento se puede conseguir creando
canales longitudinales de aire en la pared del tubo aislante 42.
Alternativamente, el tubo aislante 42 puede estar construido de un
material que no sea conductor térmico como politetrafluoroetileno u
otro polímero.
Es importante advertir que los mismos mecanismos
que gobiernan la velocidad de transferencia de calor entre la
superficie exterior 37 del elemento 14 de transferencia de calor y
la sangre, también gobiernan la velocidad de transferencia de calor
entre el fluido energético y la superficie interior 38 del elemento
14 de transferencia de calor. Las características de transferencia
de calor de la superficie interior 38 son particularmente
importantes cuando como fluido energético se usa agua, una
disolución salina u otro fluido que permanezca líquido. Otros
refrigerantes tales como el freón sufren de ebullición nucleada y
crean mezclado a través de un mecanismo diferente. Una disolución
salina es un fluido energético seguro porque no es tóxico y las
fugas de disolución salina no dan lugar a una embolia por gas que se
podría producir con el uso de refrigerantes que entran en
ebullición. Puesto que el mezclado en el fluido energético se
potencia por la forma de la superficie interior 38 del elemento 14
de transferencia de calor, el fluido energético se puede suministrar
al elemento de enfriamiento 14 a una temperatura más caliente y
conseguir aún la velocidad de enfriamiento necesaria. Similarmente,
puesto que el mezclado en el fluido energético se potencia por la
forma de la superficie interior del elemento de transferencia de
calor, el fluido energético se puede suministrar al elemento de
calentamiento 14 a una temperatura más fría y conseguir aún la
velocidad de calentamiento necesaria.
Esto tiene varias implicaciones beneficiosas en
la necesidad de aislamiento a lo largo de la longitud del eje del
catéter. Debido a la necesidad de aislamiento aminorada, el diámetro
del eje del catéter se puede hacer más pequeño. Las características
acrecentadas de transferencia de calor del interior de la superficie
del elemento 14 de transferencia de calor también permiten que el
fluido energético se suministre al elemento 14 de transferencia de
calor a caudales inferiores y menores presiones. Las presiones
elevadas pueden hacer que el elemento de transferencia de calor se
torne rígido y provoquen que empuje contra la pared del vaso
sanguíneo, apantallando de este modo de la sangre parte de la
superficie exterior 37 del elemento 14 de transferencia de calor.
Debido a las características acrecentadas de transferencia de calor
logradas mediante las estrías helicoidales alternantes 28, 32 y 36,
la presión del fluido energético puede ser tan baja como 5
atmósferas, 3 atmósferas, 2 atmósferas o incluso menos que 1
atmósfera.
La figura 3 es una vista de una sección
transversal del elemento 14 de transferencia de calor de la
invención, tomada en una localización indicada por la línea
3-3 de la figura 3. La figura 3 ilustra una
realización de cinco lóbulos, mientras que la figura 1 ilustra una
realización de cuatro lóbulos. Como se mencionó anteriormente, se
podrían usar cualquier número de lóbulos. En la figura 3, se muestra
claramente la construcción del elemento 14 de transferencia de
calor. El lumen interno 40 está definido por el tubo aislante 42. El
lumen externo 46 está definido por la superficie exterior del tubo
aislante 42 y la superficie interior 38 del elemento 14 de
transferencia de calor. Además, en la figura 3 pueden verse las
estrías helicoidales 32 y los surcos helicoidales 30. Aunque la
figura 3 muestra cuatro estrías y cuatro surcos, el número de
estrías y surcos puede variar. Así, se contemplan específicamente
los elementos de transferencia de calor con 1, 2, 3, 4, 5, 6, 7, 8 ó
más estrías.
La figura 4 es una vista en perspectiva de un
elemento 14 de transferencia de calor en uso dentro de un vaso
sanguíneo, mostrando sólo, con fines de claridad, un lóbulo
helicoidal por segmento. Comenzando desde el extremo próximo del
elemento de transferencia de calor (no mostrado en la figura 4),
cuando la sangre se mueve hacia delante, el primer segmento
helicoidal 20 de transferencia de calor induce una inercia
rotacional a la sangre en el sentido contrario al de las agujas del
reloj. Cuando la sangre alcanza el segundo segmento 22, la dirección
rotacional de la inercia se invierte, lo que provoca el mezclado
dentro de la sangre. Además, cuando la sangre alcanza el tercer
segmento 24, la dirección rotacional de la inercia de vuelve a
invertir. Los rápidos cambios en la dirección del flujo reorientan
activamente y hacen aleatorios los vectores de velocidad, asegurando
así el mezclado por toda la corriente sanguínea. Durante tal
mezclado, los vectores de velocidad de la sangre se tornan más
aleatorios y, en algunos casos, llegan a ser perpendiculares al eje
del vaso. Así, una gran porción del volumen de sangre caliente en el
vaso se pone activamente en contacto con el elemento 14 de
transferencia de calor, en el que se puede enfriar por contacto
directo más que enfriarse principalmente por conducción a través de
las capas laminares adyacentes de sangre.
Refiriéndonos de nuevo a la figura 1, el elemento
14 de transferencia de calor se ha diseñado para reunir todos los
criterios de diseño discutidos anteriormente. En primer lugar, el
elemento 14 de transferencia de calor es flexible y está fabricado
de un material altamente conductor. La flexibilidad es proporcionada
por una distribución segmentaria de secciones fuelle 25 y 27 que
proporcionan un mecanismo articulante. Los fuelles tienen un diseño
de vueltas de hélice conocido que proporciona flexibilidad. En
segundo lugar, se ha aumentado el área superficial exterior 37
mediante el uso de estrías helicoidales 28, 32 y 36, y de surcos
helicoidales 26, 30 y 34. Las estrías también permiten que el
elemento 14 de transferencia de calor mantenga un perfil
relativamente atraumático, minimizando de este modo la posibilidad
de daño de la pared del depósito. En tercer lugar, el elemento 14 de
transferencia de calor se ha diseñado para promover el mezclado
tanto interna como externamente. El diseño modular o segmentario
permite que la dirección de los surcos se invierta entre los
segmentos. Las rotaciones helicoidales alternantes crean un flujo
alternante que da lugar al mezclado de la sangre de una manera
análoga a la acción de mezclado creada por el rotor de una máquina
lavadora que cambie las direcciones hacia atrás y hacia adelante. Se
pretende que esta acción promueva el mezclado para potenciar la
velocidad de transferencia de calor. El diseño helicoidal alternante
también provoca un mezclado beneficioso, o una energía cinética
turbulenta, del fluido energético que fluye internamente.
La figura 5 es una vista en perspectiva en corte
de una realización alternativa de un elemento 50 de transferencia de
calor. Una superficie externa 52 del elemento 50 de transferencia de
calor está cubierta con una serie de salientes 54 alternados. La
naturaleza alternante de los salientes 54 alternados se ve
fácilmente con referencia a la figura 6 que es una vista de una
sección transversal tomada en una localización indicada por la línea
6-6 de la figura 5. Cuando la sangre fluye a lo
largo de la superficie externa 52 colisiona con uno de los salientes
54 alternados y detrás del saliente se crea un flujo de estela
turbulenta. Cuando la sangre se divide y forma remolinos a lo largo
del primer saliente 54 alternado, su estela turbulenta encuentra
otro saliente 54 alternado dentro de su camino impidiendo que se
vuelva al flujo laminar y creando incluso más mezclado. De esta
forma, los vectores de velocidad están aleatorizados y se crea
mezclado no sólo en la capa límite sino también a lo largo de una
gran porción de la corriente libre. Como en el caso de la
realización preferida, esta geometría también induce un efecto de
mezclado sobre el flujo interno del fluido energético.
A través de un lumen interno 56 definido por un
tubo aislante 58 se circula un fluido energético hasta un extremo
distal del elemento 50 de transferencia de calor. A continuación, el
fluido energético atraviesa un lumen externo 60 con el fin de
transferir calor a la superficie exterior 52 del elemento 50 de
transferencia de calor. La superficie interna del elemento 50 de
transferencia de calor es similar a la superficie exterior 52 con el
fin de inducir el flujo turbulento del fluido energético. Los
salientes internos pueden estar alineados con los salientes externos
54 como se muestra en la figura 6 o pueden estar descentrados de los
salientes externos 54 como se muestra en la figura 5.
La figura 7 es una representación esquemática de
la invención que se usa para enfriar el cuerpo de un paciente y
calentar una porción del cuerpo. El aparato de hipotermia mostrado
en la figura 7 incluye una primera fuente 10 de suministro de fluido
energético, que preferiblemente suministra un líquido enfriado tal
como agua, alcohol o un hidrocarburo halogenado, un primer catéter
12 de suministro y el elemento de enfriamiento 14. El primer catéter
12 de suministro puede tener una construcción sustancialmente
coaxial. Dentro del primer catéter 12 de suministro, un lumen
interno recibe refrigerante de la primera fuente 10 de suministro de
fluido energético. El refrigerante recorre la longitud del primer
catéter 12 de suministro hasta el elemento 14 de enfriamiento que
sirve como el extremo refrigerante del catéter. En el extremo distal
del elemento de enfriamiento 14 el refrigerante sale por el lumen
interior aislado y atraviesa la longitud del elemento de
enfriamiento 14 con el fin de disminuir la temperatura del elemento
de enfriamiento 14. A continuación, el refrigerante atraviesa un
lumen externo del primer catéter 12 de suministro de modo que pueda
desecharse o recirculase. El primer catéter 12 de suministro es un
catéter flexible que tiene un diámetro suficientemente pequeño para
permitir que su extremo distal sea percutáneamente insertado en una
vena accesible tal como la vena yugular externa de un paciente, como
se muestra en la figura 7. El primer catéter 12 de suministro es
suficientemente largo para permitir que el elemento de enfriamiento
14 en el extremo distal del primer catéter 12 de suministro sea
pasado a través del sistema vascular del paciente y sea colocado en
la vena cava superior 62, la vena cava inferior (no mostrada), u en
otra vena semejante.
El método de insertar el catéter en el paciente y
de encauzar el elemento de enfriamiento 14 en una vena seleccionada
es bien conocido en la técnica. La colocación percutánea del
elemento 14 de transferencia de calor en la vena yugular se consigue
directamente ya que la vena yugular está próxima a la superficie. El
catéter residiría en la yugular interna y hacia la vena cava
superior o incluso la aurícula derecha.
Aunque la fuente 10 de suministro de fluido
energético se muestra como un dispositivo de enfriamiento ejemplo,
se pueden usar otros dispositivos y fluidos energéticos. Por
ejemplo, con el fin de proporcionar enfriamiento, se pueden usar
freón, un compuesto perfluorocarbonado, agua o una disolución
salina, así como otros refrigerantes semejantes.
El elemento de enfriamiento puede absorber hasta
o más que 300 vatios de calor de la corriente sanguínea, lo que da
lugar a una absorción de tanto como 100 vatios, 150 vatios, 170
vatios o más del cerebro.
La figura 7 también muestra un elemento de
calentamiento 66, que muestra una manta calefactora. Generalmente,
las mantas calefactores 66 están equipadas con soplantes de aire
caliente forzado que inyectan aire caliente a través de rejillas de
la manta en dirección hacia el paciente. Este tipo de calentamiento
se produce a través del área superficial de la piel del paciente, y
depende parcialmente de la extensión del área superficial del
paciente. Como se muestra en la figura 7, la manta calefactora 66
puede cubrir la mayor parte del paciente para calentar y
proporcionar confort al paciente. La manta calefactora 66 no
necesita cubrir la cara y la cabeza del paciente con el fin de que
el paciente pueda respirar más
fácilmente.
fácilmente.
La manta calefactora 66 sirve para varios fines.
Calentando al paciente se evita la vasoconstricción. También se
consigue que el paciente esté más confortable. Por ejemplo,
comúnmente se está de acuerdo que por cada grado de reducción de la
temperatura corporal interna el paciente continuará sintiéndose
confortable si el mismo experimenta una elevación de la temperatura
del área superficial (piel) de cinco grados. Se pueden evitar los
espasmos debidos a la hipotermia total del cuerpo. El control de
temperatura del paciente se puede realizar más convenientemente
cuando el médico tiene otra variable (la cantidad de calentamiento)
que puede ajustarse.
En el siguiente ejemplo no limitante se ilustra
la práctica de la presente invención.
Procedimiento
ejemplo
- 1.
- Inicialmente, se evalúa, reanima y estabiliza al paciente.
- 2.
- El procedimiento se puede llevar a cabo en una sala angiográfica o quirúrgica equipada con fluoroscopía.
- 3.
- Para determinar el diámetro del vaso y el flujo sanguíneo se puede usar ultrasonidos o un angiograma de la vena cava superior y de la yugular externa; se puede seleccionar un catéter con un elemento de transferencia de calor apropiadamente dimensionado.
- 4.
- Después de la evaluación de las venas, al paciente se le infiltra estérilmente lidocaína en una región en la que se pueda acceder a la arteria femoral.
- 5.
- Se introduce una cánula por la yugular externa y se puede insertar un alambre guía a la vena cava superior. La colocación del alambre guía se confirma por fluoroscopía.
- 6.
- Si se desea, se puede alimentar un catéter angiográfico sobre el alambre e inyectarse un medio de contraste en la vena para evaluar adicionalmente la anatomía.
- 7.
- Alternativamente, se introduce una cánula en la yugular externa y se coloca un vaina introductora de 10-12,5 french (f).
- 8.
- Se coloca un catéter guía en la vena cava superior. Si se coloca un catéter guía se puede usar para suministrar un medio de contraste directamente para evaluar adicionalmente la anatomía.
- 9.
- El catéter de enfriamiento se coloca en la vena cava superior vía el catéter guía o sobre al alambre guía.
- 10.
- Si se desea, se confirma la colocación por fluoroscopía.
- 11.
- Alternativamente, el eje del catéter de enfriamiento tiene suficiente capacidad para ser empujado y suficiente torsionabilidad para ser colocado en la vena cava superior sin la ayuda de un alambre guía o de un catéter guía.
- 12.
- El catéter de enfriamiento se conecta a un circuito de bombeo también relleno con una disolución salina y exento de burbujas de aire. El circuito de bombeo tiene una sección de intercambio de calor que está sumergida en un baño de agua, y un sistema de tubos que está conectado a una bomba peristáltica. El baño de agua se enfría a aproximadamente 0ºC.
- 13.
- Se inicia la refrigeración arrancando el mecanismo de bombeo. Dentro del catéter de enfriamiento, la disolución salina se circula a 5 cm^{3}/s. La disolución salina viaja a través del intercambiador de calor por el baño de agua enfriada y se enfría a aproximadamente 1ºC.
- 14.
- Subsiguientemente, la disolución salina entra en el catéter de enfriamiento en el que es suministrada al elemento de transferencia de calor. Cuando se mueva a lo largo del lumen interno del eje del catéter hacia el extremo del elemento de transferencia de calor, la disolución salina se calienta a aproximadamente 5-7ºC.
- 15.
- A continuación, la disolución salina fluye hacia atrás a través del elemento de transferencia de calor en contacto con la superficie metálica interna. La disolución salina se calienta adicionalmente en el elemento de transferencia de calor a 12-15ºC y, en el proceso, se absorbe calor de la sangre, enfriando la sangre a 30ºC-35ºC. Durante este tiempo, se calienta al paciente con una fuente externa de calor tal como una manta calefactora.
- 16.
- A continuación, la sangre enfriada continúa enfriando el cuerpo. Se estima que se requerirá menos de una hora para enfriar el cerebro hasta 30ºC-35ºC.
- 17.
- La disolución salina calentada se mueve hacia atrás al lumen externo del eje del catéter y se retorna al baño de agua enfriada en el que la misma se enfría a 1ºC.
- 18.
- Se estima que la pérdida de carga a lo largo de la longitud del circuito está entre 1 y 10 atmósferas.
- 19.
- Se puede ajustar el enfriamiento aumentando o disminuyendo el caudal de la disolución salina. La monitorización de la caída de temperatura de la disolución salina a lo largo del elemento de transferencia de calor permitirá que el flujo sea ajustado para mantener el efecto de enfriamiento deseado.
- 20.
- Se deja colocado el catéter para proporcionar enfriamiento durante, por ejemplo, 6-48 horas.
Con referencia a la figura 8 se muestra una
realización alternativa en la que el elemento 14 de transferencia de
calor se dispone en la vena cava superior 62 desde la vena axilar
más bien que desde la yugular externa. Se imagina que para insertar
percutáneamente el elemento de transferencia de calor las siguientes
venas pueden ser apropiadas: femoral, yugular interna, subclavia, y
otras venas de tamaño y posición similar. También se imagina que
pueden ser apropiadas las siguientes venas en las que disponer el
elemento de transferencia de calor durante su uso: vena cava
inferior, vena cava superior, femoral, yugular interna, y otras
venas de tamaño y posición similar.
La figura 9 muestra una sección transversal del
corazón en la cual el elemento 14 de transferencia de calor está
dispuesto en la vena cava superior 62. El elemento 14 de
transferencia de calor tiene surcos helicoidales 22 que rotantes así
como surcos helicoidales 24 que rotan en dirección contraria. Entre
los surcos rotantes y que rotan en dirección contraria están los
fuelles 27. Se cree que un diseño de esta naturaleza aumentaría el
número de Nusselt del flujo en la vena cava superior en cerca de 5 a
80.
La anterior descripción describe métodos
mecánicos de recalentamiento de un paciente, o porciones de un
paciente, para minimizar las consecuencias dañinas de una hipotermia
total del cuerpo. Otro procedimiento que se puede realizar,
contemporáneo con o en lugar de un calentamiento mecánico, es la
administración de fármacos antivasoconstrictores y
antiestremecimientos. Tales fármacos minimizan el efecto de la
vasoconstricción que de lo contrario puede impedir la transferencia
de calor y por lo tanto el enfriamiento del paciente. En general, la
hipotermia tiende a disparar las defensas termorreguladoras
agresivas del cuerpo humano. Tales fármacos también prohíben
respuestas tales como el estremecimiento que puede provocar daño a
los pacientes con problemas cardíacos mediante el aumento de su tasa
metabólica hasta valores peligrosos.
Para limitar la efectividad de las defensas
termorreguladoras durante la hipotermia terapéutica se pueden
emplear fármacos que inducen tolerancia termorreguladora. Se ha
descubierto una variedad de estos fármacos. Por ejemplo, se pueden
emplear clonidina, meperidina, una combinación de clonidina y
meperidina, propofol, magnesio, dexmedetomidina y otros
fármacos.
Se sabe que ciertos fármacos inhiben la
termorregulación aproximadamente en proporción a sus propiedades
anestésicas. Así, los anestésicos volátiles (isoflurano, desflurano,
etc.) propofol, etc., son más efectivos en la inhibición de la
termorregulación que los opioides que a su vez son más efectivos que
el midazolam y los alfa agonistas centrales. Se cree que el fármaco
combinación de clonidina y meperidina reduce sinérgicamente los
umbrales de vasoconstricción y estremecimiento, reduce
sinérgicamente la ganancia y intensidad máxima de vasoconstricción y
estremecimiento, y produce suficiente inhibición de la actividad
termorreguladora para permitir el enfriamiento hasta 32ºC basado en
un catéter central sin excesiva hipotensión, activación del sistema
nervioso autonómico, o sedación y compromiso respiratorio.
Dado el rápido inicio de las defensas
termorreguladoras, estos fármacos pueden ser particularmente
importantes. Por ejemplo, la vasoconstricción puede iniciarse a
temperaturas de sólo 0,5 grados por debajo de la temperatura normal
del cuerpo. El estremecimiento se inicia sólo una fracción de grado
por debajo de la vasoconstricción.
La temperatura a la cual se hace descender a la
sangre puede ser tal que no se disparen las respuestas
termorreguladoras. Por ejemplo, las respuestas termorreguladoras se
pueden disparar a una temperatura de 1 - 1,5 grados por debajo de la
temperatura normal. Así, si la temperatura normal del cuerpo es
37ºC, las respuestas termorreguladores se pueden iniciar a 35ºC.
Para disminuir la temperatura del umbral de disparo termorregulador
a 33ºC se pueden usar fármacos termorreguladores. El uso de mantas
calefactores anteriormente descritas puede incluso permitir un mayor
enfriamiento del paciente. Por ejemplo, para disminuir la
temperatura del paciente de 33ºC a 31ºC, una diferencia de
temperatura de 2ºC, se puede emplear un aumento de temperatura
superficial de 2 veces 5ºC, ó 10ºC, sobre la piel del paciente para
permitir que el paciente no "sienta" un enfriamiento extra de
2ºC.
Con respecto a la figura 11 se describe un método
que combina la metodología de fármacos termorreguladores y la
metodología de mantas calefactores. Esta figura es puramente
ejemplo. Las temperaturas corporales normales de los pacientes
varían, como lo hacen sus umbrales termorreguladores.
Como se muestra en la figura 11, el paciente
puede comenzar con una temperatura corporal normal de 37ºC y un
umbral termorregulador típico de 35ºC (etapa 102). En otras
palabras, a 35ºC, el paciente comenzaría a estremecerse y
experimentar vasoconstricción. Se puede administrar un fármaco
termorregulador (etapa 104) para suprimir la respuesta
termorreguladora, cambiando la temperatura umbral a, por ejemplo,
35ºC. Este nuevo valor se muestra en la etapa 106. El elemento de
transferencia de calor se puede colocar entonces en una vena con
flujo elevado, tal como las venas cavas superior o inferior o en
ambas (etapa 108). Se puede producir enfriamiento para disminuir la
temperatura de la sangre (etapa 110). El enfriamiento puede ser de
la manera descrita con más detalle anteriormente. El enfriamiento da
lugar a que el paciente sufra hipotermia y logre una temperatura
hipotérmica de, por ejemplo, 33ºC (etapa 112). En esta etapa se
puede conseguir más enfriamiento, pero como el umbral
termorregulador sólo se ha suprimido hasta 33ºC (etapa 112), se
produciría estremecimiento y vasoconstricción dañinos. Esto puede
completar el procedimiento. Alternativamente, se puede administrar
una terapia adicional con fármacos para disminuir más el umbral
termorregulador.
Una manera alternativa de disminuir el umbral
termorregulador es usar un manta calefactora. Como se advirtió
anteriormente, una regla general común es que el confort del
paciente permanezca constante, incluso si la temperatura corporal se
disminuye 1ºC, en tanto y cuanto se aplique una manta calefactora
5ºC más caliente que su piel a una porción sustancial del área
superficial del paciente (etapa 114). Para una reducción de la
temperatura corporal de 2ºC, se aplicaría una manta 10ºC más
caliente que la temperatura de la piel. Desde luego, también se sabe
que mantas más calientes que aproximadamente 42ºC pueden dañar las
pieles de los pacientes, siendo éste entonces el límite superior de
la temperatura de la manta. Se puede entonces continuar disminuyendo
la temperatura corporal del cuerpo del paciente mediante el uso de
una manta calefactora. Por cada reducción de 1ºC de la temperatura
corporal (etapa 116), la temperatura de la manta calefactora se
puede elevar 5ºC (etapa 118). Después de cada reducción de la
temperatura corporal, el médico puede decidir si continuar o no el
procedimiento de enfriamiento (etapa 120). Después de enfriar, si se
desea se pueden llevar a cabo otros procedimientos (etapa 122) y a
continuación el paciente se puede volver a calentar (etapa 124).
Es importante advertir que se pueden realizar
independientemente los dos métodos alternativos de reducción de las
respuestas termorreguladores. En otras palabras, se pueden usar
fármacos termorreguladores o mantas calefactoras sin el uso del
otro. El diagrama de flujo dado en la figura 11 se puede usar
omitiendo la etapa 104 ó las etapas 114 y 118.
La figura 10 muestra la respuesta más rápida a la
hipotermia de los órganos con alto flujo sanguíneo que la de la
circulación periférica. Esta respuesta se puede mantener o aumentar
aplicando, como método alternativo de llevar a cabo la hipotermia,
una manta refrigerante más bien que una manta calefactora. La manta
refrigerante pude servir para provocar la vasoconstricción de los
vasos de la circulación periférica, dirigiendo además el flujo
sanguíneo hacia el corazón y el cerebro.
Un método alternativo de realizar la misma
función es proporcionar fármacos vasoconstrictores separadamente,
los cuales afectan al hipotálamo posterior de tal forma que provocan
la vasoconstricción de la circulación periférica a la vez que
permiten que continúe sin impedimentos la circulación en el corazón
y en el cerebro. Tales fármacos son conocidos e incluyen los
fármacos del tipo de los alfa-receptores. Estos
fármacos, así como las mantas refrigerantes anteriormente descritas,
también pueden aumentar el intercambio contracorriente, forzando de
nuevo el enfriamiento hacia el corazón y el cerebro. Generalmente,
cualquier fármaco o manta refrigerante que proporcione suficiente
refrigeración par iniciar una respuesta vasoconstrictora cutánea
periférica en gran escala sería capaz de forzar el enfriamiento del
flujo sanguíneo hacia el cerebro y el corazón (es decir, los
volúmenes "centrales"). En esta solicitud, la expresión
"circulación periférica" o "sistema vascular periférico"
se refiere a una porción del sistema vascular que sirve a las
piernas, brazos, músculos y piel.
Volviendo ahora de los fármacos termorreguladores
a las terapias tradicionales, el método y el dispositivo según las
realizaciones de la invención también pueden jugar un papel
significativo en el tratamiento de una variedad de enfermedades que
suponen el daño celular.
Una solicitud de patente incorporada
anteriormente por referencia describe dispositivos y métodos para
potenciar la fibrinolisis de un coágulo enfriando el flujo sanguíneo
en una arteria. La presente invención también puede usar el
enfriamiento de la sangre para reducir sustancialmente la agregación
de las plaquetas ya que hay una reducción significativa de la
actividad de las plaquetas a temperaturas reducidas. Tal reducción
puede ocurrir por inhibición de la función enzimática, aunque la
metodología real no está clara. Esta reducción de la agregación de
las plaquetas, así como la fibrinolisis acrecentada anteriormente
señalada, puede reducir o eliminar la dependencia actual de tales
fármacos como tPA o Rheopro.
El enfriamiento venoso anteriormente descrito
también puede proporcionar varios beneficios para pacientes que
sufren de infarto de miocardio.
Las terapias actuales para tratar el infarto de
miocardio suponen tres áreas. La trombolisis o stenting se usan para
establecer el reflujo. El suministro de oxígeno se aumenta
suministrando oxígeno directamente al paciente y por vasodilatación
con nitratos. Y la demanda de oxígeno se reduce disminuyendo el
ritmo cardíaco y la presión sanguínea.
Los dispositivos y métodos de la presente
invención pueden trabajar bien en combinación con estas terapias
actuales. Por ejemplo, el dispositivo y el método pueden reducir la
demanda de oxígeno del corazón proporcionando sangre enfriada al
corazón. A su vez, la sangre enfriada enfría las cámaras internas
del corazón, esencialmente desde el interior. Los corazones que
sufren infarto de miocardio pueden latir muy rápido debido a un
estado agitado de la víctima. Sin embargo, la sangre enfriada puede
inducir un estado de bradicardia que reduce la demanda de oxígeno
del corazón per se.
Para establecer el reflujo y la demanda de
oxígeno la fibrinolisis acrecentada, anteriormente discutida,
también puede disolver el coágulo permitiendo que se suministren al
corazón más flujo sanguíneo y más oxígeno. Como se mencionó
anteriormente, se puede reducir la agregación de las plaquetas.
Adicionalmente, la conducción a través del subendocardio, enfriando
el corazón, puede reducir la actividad metabólica global del corazón
así como proteger al subendocardio del daño celular.
Adicionalmente, se advierte que, con frecuencia,
el reflujo es acompañado por lesión por reperfusión, la cual puede
además dañar a las células. Como parte de la lesión por reperfusión
se produce la activación de los neutrófilos. La hipotermia puede
limitar tal activación y, por lo tanto, puede limitar la lesión por
reperfusión.
Así, mediante un dispositivo se pueden
administrar numerosas terapias. Por lo tanto, por ejemplo, puede que
los fármacos "beta-bloqueantes", actualmente
empleados usados para reducir el ritmo cardíaco en pacientes que
sufren infartos, no necesiten emplearse en pacientes que sufren
estas terapias hipotérmicas.
Otra aplicación del dispositivo y método puede
ser en el tratamiento de arterias estenóticas. Las arterias
estenóticas son vasos que se han estrechado debido a una acumulación
de tejido y/o placas de ateroma. Los vasos estenóticos se tratan por
angioplastia o stenting, que abre las arterias. Durante el
tratamiento, se puede dañar la pared del vaso. Con frecuencia, tales
lesiones provocan (20-50%) una reacción inflamatoria
que finalmente provoca que el vaso sufra restenosis después de un
período de tiempo, el cual puede variar de 6 a 12 meses o incluso
varios años más tarde.
Se sabe que la hipotermia mitiga las respuestas
inflamatorias. Por ejemplo, una de las etapas iniciales en el
proceso de restenosis es la migración de macrófagos o leucocitos al
área lesionada. La hipotermia puede limitar esta migración. La
hipotermia también puede inhibir reacciones y procesos iniciados por
moléculas que actúan de una manera autocrina o paracrina. La
hipotermia también puede limitar la liberación de varios factores de
crecimiento (en el lugar de la lesión) tales como PDGF y EGF, que
actúan de estas maneras.
Aunque la invención descrita en la presente
memoria es capaz de obtener los objetos especificados anteriormente
en la presente memoria, se ha de entender que esta descripción es
meramente ilustrativa de las realizaciones actualmente preferidas de
la invención y que no se pretende ninguna limitación aparte que las
descritas en las reivindicaciones adjuntas.
Claims (7)
1. Un sistema para enfriar intravascularmente el
cuerpo de un paciente, que comprende:
Un catéter (12) flexible insertable en una
vena;
Un elemento (14) flexible de transferencia de
calor unido a un extremo distal del catéter flexible, elemento (14)
flexible de transferencia de calor que incluye una pluralidad de
segmentos (20, 22, 24) de transferencia de calor conectados por
articulaciones flexibles; y
Una manta calefactora para aplicar calor a una
porción seleccionada del cuerpo del paciente, en el que la manta
calefactora (66) emplea una soplante de aire caliente que incluye
canales de aire para distribuir uniformemente aire caliente por el
área superficial de la porción seleccionada del paciente.
2. El sistema según la reivindicación 1, en el
que los segmentos (20, 22, 24) de transferencia de calor comprenden
además una pluralidad de irregularidades superficiales,
irregularidades superficiales que están conformadas y agrupadas para
crear mezclado en el fluido circundante.
3. El sistema según la reivindicación 1 ó 2, en
el que la manta calefactora (66) incluye un calentador por
resistencia eléctrica.
4. El sistema según una cualquiera de las
reivindicaciones precedentes, en el que la articulación flexible
incluye un fuelle (25, 27).
5. El sistema según una cualquiera de las
reivindicaciones precedentes, en el que la articulación flexible
incluye un tubo flexible.
6. El sistema según una cualquiera de las
reivindicaciones 3 a 5, en el que las irregularidades superficiales
comprenden una estría helicoidal (28, 32, 36) y un surco helicoidal
(26, 30, 34) formados en cada segmento (20, 22, 24) de transferencia
de calor; y la estría helicoidal de cada segmento (20, 22, 24) de
transferencia de calor tiene una torsión helicoidal opuesta a las
estrías helicoidales de lo segmentos de transferencia de calor
adyacentes.
7. El sistema según una cualquiera de las
reivindicaciones precedentes, en el que las irregularidades
superficiales se conforman y agrupan para crear
mezclado en el fluido dentro del elemento de enfriamiento.
mezclado en el fluido dentro del elemento de enfriamiento.
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US09/373,112 US6843800B1 (en) | 1998-01-23 | 1999-08-11 | Patient temperature regulation method and apparatus |
US373112 | 1999-08-11 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
ES2239613T3 true ES2239613T3 (es) | 2005-10-01 |
Family
ID=23471013
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
ES00955269T Expired - Lifetime ES2239613T3 (es) | 1999-08-11 | 2000-07-28 | Metodo y aparato de regulacion de la temperatura de un paciente. |
Country Status (11)
Country | Link |
---|---|
US (3) | US6843800B1 (es) |
EP (2) | EP1506755A3 (es) |
JP (1) | JP3676299B2 (es) |
AT (1) | ATE296600T1 (es) |
AU (1) | AU759075B2 (es) |
CA (1) | CA2346961C (es) |
DE (1) | DE60020512T2 (es) |
DK (1) | DK1119321T3 (es) |
ES (1) | ES2239613T3 (es) |
PT (1) | PT1119321E (es) |
WO (1) | WO2001010365A1 (es) |
Families Citing this family (91)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6913604B2 (en) * | 1997-02-27 | 2005-07-05 | Cryocath Technologies Inc. | Cryosurgical catheter |
US7371254B2 (en) | 1998-01-23 | 2008-05-13 | Innercool Therapies, Inc. | Medical procedure |
US6379378B1 (en) | 2000-03-03 | 2002-04-30 | Innercool Therapies, Inc. | Lumen design for catheter |
US6325818B1 (en) | 1999-10-07 | 2001-12-04 | Innercool Therapies, Inc. | Inflatable cooling apparatus for selective organ hypothermia |
US6464716B1 (en) | 1998-01-23 | 2002-10-15 | Innercool Therapies, Inc. | Selective organ cooling apparatus and method |
US6719779B2 (en) | 2000-11-07 | 2004-04-13 | Innercool Therapies, Inc. | Circulation set for temperature-controlled catheter and method of using the same |
US6585752B2 (en) | 1998-06-23 | 2003-07-01 | Innercool Therapies, Inc. | Fever regulation method and apparatus |
US6096068A (en) | 1998-01-23 | 2000-08-01 | Innercool Therapies, Inc. | Selective organ cooling catheter and method of using the same |
US6383210B1 (en) | 2000-06-02 | 2002-05-07 | Innercool Therapies, Inc. | Method for determining the effective thermal mass of a body or organ using cooling catheter |
US6312452B1 (en) | 1998-01-23 | 2001-11-06 | Innercool Therapies, Inc. | Selective organ cooling catheter with guidewire apparatus and temperature-monitoring device |
US6261312B1 (en) | 1998-06-23 | 2001-07-17 | Innercool Therapies, Inc. | Inflatable catheter for selective organ heating and cooling and method of using the same |
US6491039B1 (en) | 1998-01-23 | 2002-12-10 | Innercool Therapies, Inc. | Medical procedure |
US6231595B1 (en) | 1998-03-31 | 2001-05-15 | Innercool Therapies, Inc. | Circulating fluid hypothermia method and apparatus |
US6251130B1 (en) | 1998-03-24 | 2001-06-26 | Innercool Therapies, Inc. | Device for applications of selective organ cooling |
US6974463B2 (en) | 1999-02-09 | 2005-12-13 | Innercool Therapies, Inc. | System and method for patient temperature control employing temperature projection algorithm |
US6599312B2 (en) | 1998-03-24 | 2003-07-29 | Innercool Therapies, Inc. | Isolated selective organ cooling apparatus |
US6576002B2 (en) | 1998-03-24 | 2003-06-10 | Innercool Therapies, Inc. | Isolated selective organ cooling method and apparatus |
US6685732B2 (en) | 1998-03-31 | 2004-02-03 | Innercool Therapies, Inc. | Method and device for performing cooling- or cryo-therapies for, e.g., angioplasty with reduced restenosis or pulmonary vein cell necrosis to inhibit atrial fibrillation employing microporous balloon |
US6905494B2 (en) | 1998-03-31 | 2005-06-14 | Innercool Therapies, Inc. | Method and device for performing cooling- or cryo-therapies for, e.g., angioplasty with reduced restenosis or pulmonary vein cell necrosis to inhibit atrial fibrillation employing tissue protection |
US7291144B2 (en) | 1998-03-31 | 2007-11-06 | Innercool Therapies, Inc. | Method and device for performing cooling- or cryo-therapies for, e.g., angioplasty with reduced restenosis or pulmonary vein cell necrosis to inhibit atrial fibrillation |
US6602276B2 (en) | 1998-03-31 | 2003-08-05 | Innercool Therapies, Inc. | Method and device for performing cooling- or cryo-therapies for, e.g., angioplasty with reduced restenosis or pulmonary vein cell necrosis to inhibit atrial fibrillation |
US6338727B1 (en) | 1998-08-13 | 2002-01-15 | Alsius Corporation | Indwelling heat exchange catheter and method of using same |
US6589271B1 (en) | 1998-04-21 | 2003-07-08 | Alsius Corporations | Indwelling heat exchange catheter |
US6149670A (en) * | 1999-03-11 | 2000-11-21 | Alsius Corporation | Method and system for treating cardiac arrest using hypothermia |
US8128595B2 (en) | 1998-04-21 | 2012-03-06 | Zoll Circulation, Inc. | Method for a central venous line catheter having a temperature control system |
US7914564B2 (en) | 1999-02-09 | 2011-03-29 | Innercool Therapies, Inc. | System and method for patient temperature control employing temperature projection algorithm |
US6830581B2 (en) | 1999-02-09 | 2004-12-14 | Innercool Therspies, Inc. | Method and device for patient temperature control employing optimized rewarming |
US6585692B1 (en) | 1999-02-19 | 2003-07-01 | Alsius Corporation | Method and system for patient temperature management and central venous access |
US6554797B1 (en) | 1999-02-19 | 2003-04-29 | Alsius Corporation | Method and system for patient temperature management and central venous access |
US6231594B1 (en) | 1999-08-11 | 2001-05-15 | Radiant Medical, Inc. | Method of controlling body temperature while reducing shivering |
US6726710B2 (en) | 1999-08-16 | 2004-04-27 | Alsius Corporation | Method and system for treating cardiac arrest using hypothermia |
AU4523301A (en) * | 1999-12-14 | 2001-06-25 | Radiant Medical, Inc. | Method for reducing myocardial infarct by applicaton of intravascular hypothermia |
US6648906B2 (en) | 2000-04-06 | 2003-11-18 | Innercool Therapies, Inc. | Method and apparatus for regulating patient temperature by irrigating the bladder with a fluid |
US6530945B1 (en) * | 2000-11-28 | 2003-03-11 | Alsius Corporation | System and method for controlling patient temperature |
US6719723B2 (en) | 2000-12-06 | 2004-04-13 | Innercool Therapies, Inc. | Multipurpose catheter assembly |
US6450987B1 (en) | 2001-02-01 | 2002-09-17 | Innercool Therapies, Inc. | Collapsible guidewire lumen |
US6544282B1 (en) * | 2001-02-21 | 2003-04-08 | Radiant Medical, Inc. | Inhibition of platelet activation, aggregation and/or adhesion by hypothermia |
US6800068B1 (en) * | 2001-10-26 | 2004-10-05 | Radiant Medical, Inc. | Intra-aortic balloon counterpulsation with concurrent hypothermia |
US6685733B1 (en) * | 2002-04-10 | 2004-02-03 | Radiant Medical, Inc. | Methods and systems for reducing substance-induced renal damage |
US20040087606A1 (en) * | 2002-11-01 | 2004-05-06 | Voorhees Marc E. | Shivering suppression during cooling to lower body temperature |
JP2007503266A (ja) * | 2003-08-25 | 2007-02-22 | メディヴァンス インコーポレイテッド | 体温を低下させるための血管拡張による能動的な身体冷却 |
US8491636B2 (en) | 2004-03-23 | 2013-07-23 | Medtronic Cryopath LP | Method and apparatus for inflating and deflating balloon catheters |
US9555223B2 (en) | 2004-03-23 | 2017-01-31 | Medtronic Cryocath Lp | Method and apparatus for inflating and deflating balloon catheters |
US7727228B2 (en) | 2004-03-23 | 2010-06-01 | Medtronic Cryocath Lp | Method and apparatus for inflating and deflating balloon catheters |
US8337482B2 (en) | 2004-04-19 | 2012-12-25 | The Invention Science Fund I, Llc | System for perfusion management |
US8024036B2 (en) | 2007-03-19 | 2011-09-20 | The Invention Science Fund I, Llc | Lumen-traveling biological interface device and method of use |
US9801527B2 (en) | 2004-04-19 | 2017-10-31 | Gearbox, Llc | Lumen-traveling biological interface device |
US9011329B2 (en) | 2004-04-19 | 2015-04-21 | Searete Llc | Lumenally-active device |
US8361013B2 (en) | 2004-04-19 | 2013-01-29 | The Invention Science Fund I, Llc | Telescoping perfusion management system |
US8092549B2 (en) | 2004-09-24 | 2012-01-10 | The Invention Science Fund I, Llc | Ciliated stent-like-system |
US7998060B2 (en) | 2004-04-19 | 2011-08-16 | The Invention Science Fund I, Llc | Lumen-traveling delivery device |
US7850676B2 (en) | 2004-04-19 | 2010-12-14 | The Invention Science Fund I, Llc | System with a reservoir for perfusion management |
US8000784B2 (en) | 2004-04-19 | 2011-08-16 | The Invention Science Fund I, Llc | Lumen-traveling device |
US8353896B2 (en) | 2004-04-19 | 2013-01-15 | The Invention Science Fund I, Llc | Controllable release nasal system |
US8672988B2 (en) | 2004-10-22 | 2014-03-18 | Medtronic Cryocath Lp | Method and device for local cooling within an organ using an intravascular device |
US7892269B2 (en) | 2005-04-18 | 2011-02-22 | Zoll Circulation, Inc. | External heat exchange pad for patient |
US8911485B2 (en) | 2005-06-29 | 2014-12-16 | Zoll Circulation, Inc. | Devices, systems and methods for rapid endovascular cooling |
US7951182B2 (en) | 2005-07-14 | 2011-05-31 | Zoll Circulation, Inc. | System and method for leak detection in external cooling pad |
US20070225781A1 (en) * | 2006-03-21 | 2007-09-27 | Nidus Medical, Llc | Apparatus and methods for altering temperature in a region within the body |
US20120035437A1 (en) | 2006-04-12 | 2012-02-09 | Searete Llc, A Limited Liability Corporation Of The State Of Delaware | Navigation of a lumen traveling device toward a target |
US7822485B2 (en) | 2006-09-25 | 2010-10-26 | Zoll Circulation, Inc. | Method and apparatus for spinal cooling |
US7867266B2 (en) | 2006-11-13 | 2011-01-11 | Zoll Circulation, Inc. | Temperature management system with assist mode for use with heart-lung machine |
US7892270B2 (en) | 2006-11-21 | 2011-02-22 | Zoll Circulation Inc. | Temperature management system and method for burn patients |
US8353893B2 (en) | 2007-03-07 | 2013-01-15 | Zoll Circulation, Inc. | System and method for rapidly cooling cardiac arrest patient |
US9737692B2 (en) | 2007-05-18 | 2017-08-22 | Zoll Circulation, Inc. | System and method for effecting non-standard fluid line connections |
GB2498274B (en) * | 2008-10-08 | 2013-08-21 | Bedrock Inv S Llc | Shivering during therapeutic temperature control |
US8608696B1 (en) | 2009-02-24 | 2013-12-17 | North Carolina State University | Rapid fluid cooling devices and methods for cooling fluids |
US9283110B2 (en) | 2011-09-20 | 2016-03-15 | Zoll Circulation, Inc. | Patient temperature control catheter with outer sleeve cooled by inner sleeve |
US9314370B2 (en) | 2011-09-28 | 2016-04-19 | Zoll Circulation, Inc. | Self-centering patient temperature control catheter |
US9259348B2 (en) | 2011-09-28 | 2016-02-16 | Zoll Circulation, Inc. | Transatrial patient temperature control catheter |
US8888832B2 (en) | 2011-09-28 | 2014-11-18 | Zoll Circulation, Inc. | System and method for doubled use of patient temperature control catheter |
US10045881B2 (en) | 2011-09-28 | 2018-08-14 | Zoll Circulation, Inc. | Patient temperature control catheter with helical heat exchange paths |
EP2788078B1 (en) | 2011-12-09 | 2020-09-02 | Metavention, Inc. | Therapeutic neuromodulation of the hepatic system |
US9717625B2 (en) | 2012-09-28 | 2017-08-01 | Zoll Circulation, Inc. | Intravascular heat exchange catheter with non-round coiled coolant path |
US9433528B2 (en) | 2012-09-28 | 2016-09-06 | Zoll Circulation, Inc. | Intravascular heat exchange catheter with rib cage-like coolant path |
US9801756B2 (en) | 2012-09-28 | 2017-10-31 | Zoll Circulation, Inc. | Intravascular heat exchange catheter and system with RFID coupling |
US9241827B2 (en) | 2012-09-28 | 2016-01-26 | Zoll Circulation, Inc. | Intravascular heat exchange catheter with multiple spaced apart discrete coolant loops |
US9474644B2 (en) | 2014-02-07 | 2016-10-25 | Zoll Circulation, Inc. | Heat exchange system for patient temperature control with multiple coolant chambers for multiple heat exchange modalities |
US10792185B2 (en) | 2014-02-14 | 2020-10-06 | Zoll Circulation, Inc. | Fluid cassette with polymeric membranes and integral inlet and outlet tubes for patient heat exchange system |
US11033424B2 (en) | 2014-02-14 | 2021-06-15 | Zoll Circulation, Inc. | Fluid cassette with tensioned polymeric membranes for patient heat exchange system |
US10500088B2 (en) | 2014-02-14 | 2019-12-10 | Zoll Circulation, Inc. | Patient heat exchange system with two and only two fluid loops |
US11359620B2 (en) | 2015-04-01 | 2022-06-14 | Zoll Circulation, Inc. | Heat exchange system for patient temperature control with easy loading high performance peristaltic pump |
US9784263B2 (en) | 2014-11-06 | 2017-10-10 | Zoll Circulation, Inc. | Heat exchange system for patient temperature control with easy loading high performance peristaltic pump |
US11213423B2 (en) | 2015-03-31 | 2022-01-04 | Zoll Circulation, Inc. | Proximal mounting of temperature sensor in intravascular temperature management catheter |
US10537465B2 (en) | 2015-03-31 | 2020-01-21 | Zoll Circulation, Inc. | Cold plate design in heat exchanger for intravascular temperature management catheter and/or heat exchange pad |
US10022265B2 (en) | 2015-04-01 | 2018-07-17 | Zoll Circulation, Inc. | Working fluid cassette with hinged plenum or enclosure for interfacing heat exchanger with intravascular temperature management catheter |
WO2017079553A1 (en) * | 2015-11-04 | 2017-05-11 | Cedars-Sinai Medical Center | Staircase method for optimized therapeutic hypothermia |
US11337851B2 (en) | 2017-02-02 | 2022-05-24 | Zoll Circulation, Inc. | Devices, systems and methods for endovascular temperature control |
US11116657B2 (en) | 2017-02-02 | 2021-09-14 | Zoll Circulation, Inc. | Devices, systems and methods for endovascular temperature control |
US11185440B2 (en) | 2017-02-02 | 2021-11-30 | Zoll Circulation, Inc. | Devices, systems and methods for endovascular temperature control |
CA3059407A1 (en) | 2017-04-07 | 2018-10-11 | Palmera Medical, Inc. | Tissue cooling device comprising a thermal member in fluid connection with a cooling unit |
Family Cites Families (123)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US3125096A (en) | 1964-03-17 | Compressor | ||
US2374609A (en) | 1945-04-24 | Heating apparatus | ||
US1011606A (en) | 1910-03-05 | 1911-12-12 | Jacob A Fulton | Appliance for subjecting portions of the human system to heat or cold. |
US2308484A (en) | 1939-01-16 | 1943-01-19 | Davol Rubber Co | Catheter |
US2374604A (en) | 1943-09-03 | 1945-04-24 | Claude M Blankenship | Pipe wrench |
US2615686A (en) | 1948-05-29 | 1952-10-28 | Servel Inc | Heat transfer device |
US2672032A (en) | 1951-10-19 | 1954-03-16 | Towse Robert Albert Edward | Carcass freezing device |
US2913009A (en) | 1956-07-16 | 1959-11-17 | Calumet & Hecla | Internal and internal-external surface heat exchange tubing |
US3425419A (en) | 1964-08-08 | 1969-02-04 | Angelo Actis Dato | Method of lowering and raising the temperature of the human body |
US3298371A (en) | 1965-02-11 | 1967-01-17 | Arnold S J Lee | Freezing probe for the treatment of tissue, especially in neurosurgery |
US3504674A (en) | 1966-12-22 | 1970-04-07 | Emil S Swenson | Method and apparatus for performing hypothermia |
US3612175A (en) | 1969-07-01 | 1971-10-12 | Olin Corp | Corrugated metal tubing |
US3865116A (en) | 1973-04-09 | 1975-02-11 | Harold W Brooks | Method of controlling tissue hypothermia |
US3888259A (en) | 1973-08-21 | 1975-06-10 | Robert C Miley | Hypothermia system |
NL7414546A (nl) | 1973-11-15 | 1975-05-20 | Rhone Poulenc Sa | Soepele verwarmingsbuis en werkwijze voor het vervaardigen ervan. |
DE2422103C2 (de) | 1974-05-07 | 1986-12-18 | Erbe Elektromedizin Gmbh, 7400 Tuebingen | Kryochirurgiegerät |
US4190033A (en) | 1977-02-23 | 1980-02-26 | Foti Thomas M | Closed flow caloric test method |
US4275734A (en) | 1977-08-12 | 1981-06-30 | Valleylab, Inc. | Cryosurgical apparatus and method |
US4153048A (en) | 1977-09-14 | 1979-05-08 | Cleveland Clinic Foundation | Thermodilution catheter and method |
US4231425A (en) | 1978-02-27 | 1980-11-04 | Engstrom William R | Extracorporeal circuit blood heat exchanger |
US4323071A (en) | 1978-04-24 | 1982-04-06 | Advanced Catheter Systems, Inc. | Vascular guiding catheter assembly and vascular dilating catheter assembly and a combination thereof and methods of making the same |
US4318722A (en) | 1980-04-09 | 1982-03-09 | Gerald Altman | Infrared radiation cooler for producing physiologic conditions such as a comfort or hypothermia |
US4445500A (en) | 1982-03-03 | 1984-05-01 | Thomas Jefferson University | Stroke treatment utilizing extravascular circulation of oxygenated synthetic nutrients to treat tissue hypoxic and ischemic disorders |
US4298006A (en) | 1980-04-30 | 1981-11-03 | Research Against Cancer, Inc. | Systemic hyperthermia with improved temperature sensing apparatus and method |
US4427009A (en) | 1981-06-30 | 1984-01-24 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Integrated cardioplegia delivery system |
US4569355A (en) | 1982-05-28 | 1986-02-11 | Hemodynamics Technology, Inc. | Method and apparatus for monitoring and diagnosing peripheral blood flow |
JPS5929985A (ja) | 1982-08-11 | 1984-02-17 | Hitachi Ltd | 定圧型沸騰冷却装置 |
US4483341A (en) | 1982-12-09 | 1984-11-20 | Atlantic Richfield Company | Therapeutic hypothermia instrument |
US4581017B1 (en) | 1983-03-07 | 1994-05-17 | Bard Inc C R | Catheter systems |
US4747826A (en) | 1983-06-08 | 1988-05-31 | University Of Pittsburgh | Rapid venous infusion system |
US4672962A (en) | 1983-09-28 | 1987-06-16 | Cordis Corporation | Plaque softening method |
US4602642A (en) | 1984-10-23 | 1986-07-29 | Intelligent Medical Systems, Inc. | Method and apparatus for measuring internal body temperature utilizing infrared emissions |
US5019075A (en) | 1984-10-24 | 1991-05-28 | The Beth Israel Hospital | Method and apparatus for angioplasty |
DE3442736A1 (de) | 1984-11-23 | 1986-06-05 | Tassilo Dr.med. 7800 Freiburg Bonzel | Dilatationskatheter |
US4748979A (en) | 1985-10-07 | 1988-06-07 | Cordis Corporation | Plaque resolving device |
US4655746A (en) | 1985-12-02 | 1987-04-07 | Target Therapeutics | Catheter device |
US4750493A (en) | 1986-02-28 | 1988-06-14 | Brader Eric W | Method of preventing brain damage during cardiac arrest, CPR or severe shock |
US4920963A (en) | 1986-02-28 | 1990-05-01 | Brader Eric W | Apparatus for preventing brain damage during cardiac arrest, CPR or severe shock |
US5089260A (en) | 1986-05-15 | 1992-02-18 | Emory University | Method of treating ischemic tissue |
DE3621350A1 (de) | 1986-06-26 | 1988-01-14 | Bonzel Tassilo | Dilatationskatheter mit einem aufweitbaren ballon |
US4745922A (en) | 1986-07-11 | 1988-05-24 | Taylor Kenneth G | Cervical heat transfer and immobilization device |
US5018521A (en) | 1986-10-24 | 1991-05-28 | Campbell William P | Method of and apparatus for increased transfer of heat into or out of the body |
DE3636995A1 (de) | 1986-10-30 | 1988-05-11 | Fresenius Ag | Verfahren und vorrichtung zum entziehen von waerme aus blut im extrakorporalen kreislauf |
US5046497A (en) | 1986-11-14 | 1991-09-10 | Millar Instruments, Inc. | Structure for coupling a guidewire and a catheter |
US4781799A (en) | 1986-12-08 | 1988-11-01 | Xerox Corporation | Electroforming apparatus and process |
US4762130A (en) | 1987-01-15 | 1988-08-09 | Thomas J. Fogarty | Catheter with corkscrew-like balloon |
US5024668A (en) | 1987-01-20 | 1991-06-18 | Rocky Mountain Research, Inc. | Retrograde perfusion system, components and method |
US4820349A (en) | 1987-08-21 | 1989-04-11 | C. R. Bard, Inc. | Dilatation catheter with collapsible outer diameter |
JPS6446056U (es) | 1987-09-17 | 1989-03-22 | ||
US4964409A (en) | 1989-05-11 | 1990-10-23 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Flexible hollow guiding member with means for fluid communication therethrough |
US4860744A (en) | 1987-11-02 | 1989-08-29 | Raj K. Anand | Thermoelectrically controlled heat medical catheter |
US5041089A (en) | 1987-12-11 | 1991-08-20 | Devices For Vascular Intervention, Inc. | Vascular dilation catheter construction |
FR2626476B1 (fr) | 1988-02-01 | 1997-10-17 | Boussignac Georges | Sonde destinee a etre introduite a l'interieur d'un corps vivant |
US4951677A (en) | 1988-03-21 | 1990-08-28 | Prutech Research And Development Partnership Ii | Acoustic imaging catheter and the like |
US5423745A (en) | 1988-04-28 | 1995-06-13 | Research Medical, Inc. | Irregular surface balloon catheters for body passageways and methods of use |
US4904237A (en) | 1988-05-16 | 1990-02-27 | Janese Woodrow W | Apparatus for the exchange of cerebrospinal fluid and a method of treating brain and spinal cord injuries |
US4883455A (en) | 1988-09-13 | 1989-11-28 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Cardioplegia administration set |
US5147355A (en) | 1988-09-23 | 1992-09-15 | Brigham And Womens Hospital | Cryoablation catheter and method of performing cryoablation |
US5014695A (en) | 1988-10-04 | 1991-05-14 | Benak Arnold M | Kidney cooling jacket |
US5151100A (en) | 1988-10-28 | 1992-09-29 | Boston Scientific Corporation | Heating catheters |
US5191883A (en) | 1988-10-28 | 1993-03-09 | Prutech Research And Development Partnership Ii | Device for heating tissue in a patient's body |
US4955377A (en) | 1988-10-28 | 1990-09-11 | Lennox Charles D | Device and method for heating tissue in a patient's body |
US5108390A (en) | 1988-11-14 | 1992-04-28 | Frigitronics, Inc. | Flexible cryoprobe |
GB2226497B (en) | 1988-12-01 | 1992-07-01 | Spembly Medical Ltd | Cryosurgical probe |
US5110721A (en) | 1989-02-10 | 1992-05-05 | The Research Foundation Of State University Of New York | Method for hypothermic organ protection during organ retrieval |
US5174285A (en) | 1990-01-08 | 1992-12-29 | Lake Shore Medical Development Partners Ltd. | Localized heat transfer device |
IL93842A (en) | 1990-03-22 | 1995-10-31 | Argomed Ltd | Device for local treatment of mammals using heat |
US5265670A (en) | 1990-04-27 | 1993-11-30 | International Business Machines Corporation | Convection transfer system |
US5342301A (en) | 1992-08-13 | 1994-08-30 | Advanced Polymers Incorporated | Multi-lumen balloons and catheters made therewith |
US5624392A (en) | 1990-05-11 | 1997-04-29 | Saab; Mark A. | Heat transfer catheters and methods of making and using same |
US5092841A (en) | 1990-05-17 | 1992-03-03 | Wayne State University | Method for treating an arterial wall injured during angioplasty |
US5196024A (en) | 1990-07-03 | 1993-03-23 | Cedars-Sinai Medical Center | Balloon catheter with cutting edge |
US5417686A (en) | 1990-07-10 | 1995-05-23 | The Texas A&M University System | Temperature control mechanisms for a micro heat pipe catheter |
US5190539A (en) | 1990-07-10 | 1993-03-02 | Texas A & M University System | Micro-heat-pipe catheter |
US5149321A (en) | 1990-10-10 | 1992-09-22 | Klatz Ronald M | Brain resuscitation device and method for performing the same |
US5584804A (en) | 1990-10-10 | 1996-12-17 | Life Resuscitation Technologies, Inc. | Brain resuscitation and organ preservation device and method for performing the same |
US5395314A (en) | 1990-10-10 | 1995-03-07 | Life Resuscitation Technologies, Inc. | Brain resuscitation and organ preservation device and method for performing the same |
US5112438A (en) | 1990-11-29 | 1992-05-12 | Hughes Aircraft Company | Photolithographic method for making helices for traveling wave tubes and other cylindrical objects |
US5308320A (en) | 1990-12-28 | 1994-05-03 | University Of Pittsburgh Of The Commonwealth System Of Higher Education | Portable and modular cardiopulmonary bypass apparatus and associated aortic balloon catheter and associated method |
US5553622A (en) | 1991-01-29 | 1996-09-10 | Mckown; Russell C. | System and method for controlling the temperature of a catheter-mounted heater |
US5117822A (en) | 1991-04-05 | 1992-06-02 | Laghi Aldo A | Silicone heart spoon |
JP3091253B2 (ja) | 1991-04-25 | 2000-09-25 | オリンパス光学工業株式会社 | 温熱治療装置 |
US5250070A (en) | 1991-05-28 | 1993-10-05 | Parodi Juan C | Less traumatic angioplasty balloon for arterial dilatation |
US5264260A (en) | 1991-06-20 | 1993-11-23 | Saab Mark A | Dilatation balloon fabricated from low molecular weight polymers |
US5180364A (en) | 1991-07-03 | 1993-01-19 | Robert Ginsburg | Valved self-perfusing catheter guide |
US5558644A (en) | 1991-07-16 | 1996-09-24 | Heartport, Inc. | Retrograde delivery catheter and method for inducing cardioplegic arrest |
US5211631A (en) | 1991-07-24 | 1993-05-18 | Sheaff Charles M | Patient warming apparatus |
US5150706A (en) | 1991-08-15 | 1992-09-29 | Cox James L | Cooling net for cardiac or transplant surgery |
US5267341A (en) | 1991-10-30 | 1993-11-30 | Baxter International Inc. | Fluid catheter with aqueous fluid core and method of use |
US5269369A (en) | 1991-11-18 | 1993-12-14 | Wright State University | Temperature regulation system for the human body using heat pipes |
US5413588A (en) | 1992-03-06 | 1995-05-09 | Urologix, Inc. | Device and method for asymmetrical thermal therapy with helical dipole microwave antenna |
US5423807A (en) | 1992-04-16 | 1995-06-13 | Implemed, Inc. | Cryogenic mapping and ablation catheter |
US5281213A (en) | 1992-04-16 | 1994-01-25 | Implemed, Inc. | Catheter for ice mapping and ablation |
US5281215A (en) | 1992-04-16 | 1994-01-25 | Implemed, Inc. | Cryogenic catheter |
US5395331A (en) | 1992-04-27 | 1995-03-07 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Retrograde coronary sinus catheter having a ribbed balloon |
US5269758A (en) | 1992-04-29 | 1993-12-14 | Taheri Syde A | Intravascular catheter and method for treatment of hypothermia |
US5269749A (en) | 1992-05-08 | 1993-12-14 | Cobe Laboratories, Inc. | Heat exchange device for inducing cardioplegia |
US5248312A (en) | 1992-06-01 | 1993-09-28 | Sensor Electronics, Inc. | Liquid metal-filled balloon |
US5383918A (en) | 1992-08-31 | 1995-01-24 | Panetta; Thomas F. | Hypothermia reducing body exclosure |
US5403281A (en) | 1992-09-25 | 1995-04-04 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Inline heat exchanger and cardioplegia system |
US5334193A (en) | 1992-11-13 | 1994-08-02 | American Cardiac Ablation Co., Inc. | Fluid cooled ablation catheter |
US5365750A (en) | 1992-12-18 | 1994-11-22 | California Aquarium Supply | Remote refrigerative probe |
US5306261A (en) | 1993-01-22 | 1994-04-26 | Misonix, Inc. | Catheter with collapsible wire guide |
US5437673A (en) | 1993-02-04 | 1995-08-01 | Cryomedical Sciences, Inc. | Closed circulation tissue warming apparatus and method of using the same in prostate surgery |
US5486208A (en) | 1993-02-10 | 1996-01-23 | Ginsburg; Robert | Method and apparatus for controlling a patient's body temperature by in situ blood temperature modification |
US5837003A (en) * | 1993-02-10 | 1998-11-17 | Radiant Medical, Inc. | Method and apparatus for controlling a patient's body temperature by in situ blood temperature modification |
US6620188B1 (en) * | 1998-08-24 | 2003-09-16 | Radiant Medical, Inc. | Methods and apparatus for regional and whole body temperature modification |
US5713941A (en) | 1993-04-27 | 1998-02-03 | Cancer Research Institute | Apparatus for inducing whole body hyperthermia and method for treatment utilizing said whole body hyperthermia inducing apparatus |
US5626618A (en) | 1993-09-24 | 1997-05-06 | The Ohio State University | Mechanical adjunct to cardiopulmonary resuscitation (CPR), and an electrical adjunct to defibrillation countershock, cardiac pacing, and cardiac monitoring |
US5462521A (en) | 1993-12-21 | 1995-10-31 | Angeion Corporation | Fluid cooled and perfused tip for a catheter |
US5716386A (en) | 1994-06-27 | 1998-02-10 | The Ohio State University | Non-invasive aortic impingement and core and cerebral temperature manipulation |
US5486204A (en) | 1994-09-20 | 1996-01-23 | University Of Texas Health Science Center Houston | Method of treating a non-penetrating head wound with hypothermia |
US5545194A (en) * | 1994-09-30 | 1996-08-13 | Augustine Medical, Inc. | Convertible thermal blanket |
US5573532A (en) | 1995-01-13 | 1996-11-12 | Cryomedical Sciences, Inc. | Cryogenic surgical instrument and method of manufacturing the same |
US5647051A (en) | 1995-02-22 | 1997-07-08 | Seabrook Medical Systems, Inc. | Cold therapy system with intermittent fluid pumping for temperature control |
US5624342A (en) * | 1995-06-26 | 1997-04-29 | Younger; Gilbert W. | Method for modifying an original automatic transmission |
US5735809A (en) | 1996-12-05 | 1998-04-07 | Matria Healthcare, Inc. | Fiber assembly for in vivo plasma separation |
US5899898A (en) * | 1997-02-27 | 1999-05-04 | Cryocath Technologies Inc. | Cryosurgical linear ablation |
US6051019A (en) * | 1998-01-23 | 2000-04-18 | Del Mar Medical Technologies, Inc. | Selective organ hypothermia method and apparatus |
US6261312B1 (en) * | 1998-06-23 | 2001-07-17 | Innercool Therapies, Inc. | Inflatable catheter for selective organ heating and cooling and method of using the same |
WO1999048449A1 (en) * | 1998-03-24 | 1999-09-30 | Innercool Therapies, Inc. | Selective organ cooling apparatus and method |
US6338727B1 (en) * | 1998-08-13 | 2002-01-15 | Alsius Corporation | Indwelling heat exchange catheter and method of using same |
US6582457B2 (en) * | 2001-02-15 | 2003-06-24 | Radiant Medical, Inc. | Method of controlling body temperature while reducing shivering |
-
1999
- 1999-08-11 US US09/373,112 patent/US6843800B1/en not_active Expired - Fee Related
-
2000
- 2000-07-28 DK DK00955269T patent/DK1119321T3/da active
- 2000-07-28 EP EP04090387A patent/EP1506755A3/en not_active Withdrawn
- 2000-07-28 DE DE60020512T patent/DE60020512T2/de not_active Expired - Lifetime
- 2000-07-28 ES ES00955269T patent/ES2239613T3/es not_active Expired - Lifetime
- 2000-07-28 AT AT00955269T patent/ATE296600T1/de not_active IP Right Cessation
- 2000-07-28 EP EP00955269A patent/EP1119321B1/en not_active Expired - Lifetime
- 2000-07-28 CA CA002346961A patent/CA2346961C/en not_active Expired - Fee Related
- 2000-07-28 PT PT00955269T patent/PT1119321E/pt unknown
- 2000-07-28 JP JP2001514892A patent/JP3676299B2/ja not_active Expired - Fee Related
- 2000-07-28 WO PCT/US2000/020622 patent/WO2001010365A1/en active IP Right Grant
- 2000-07-28 AU AU67496/00A patent/AU759075B2/en not_active Ceased
-
2001
- 2001-07-18 US US09/907,782 patent/US20010041923A1/en not_active Abandoned
-
2002
- 2002-08-15 US US10/219,735 patent/US7101386B2/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
CA2346961C (en) | 2005-12-27 |
EP1506755A3 (en) | 2005-03-02 |
AU759075B2 (en) | 2003-04-03 |
PT1119321E (pt) | 2005-09-30 |
JP3676299B2 (ja) | 2005-07-27 |
WO2001010365A1 (en) | 2001-02-15 |
US7101386B2 (en) | 2006-09-05 |
US6843800B1 (en) | 2005-01-18 |
EP1506755A2 (en) | 2005-02-16 |
US20010041923A1 (en) | 2001-11-15 |
EP1119321B1 (en) | 2005-06-01 |
DK1119321T3 (da) | 2005-09-19 |
EP1119321A1 (en) | 2001-08-01 |
EP1119321A4 (en) | 2002-10-02 |
CA2346961A1 (en) | 2001-02-15 |
ATE296600T1 (de) | 2005-06-15 |
DE60020512D1 (de) | 2005-07-07 |
US20020193855A1 (en) | 2002-12-19 |
AU6749600A (en) | 2001-03-05 |
JP2003506147A (ja) | 2003-02-18 |
DE60020512T2 (de) | 2006-05-04 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
ES2239613T3 (es) | Metodo y aparato de regulacion de la temperatura de un paciente. | |
US7311725B2 (en) | Patient temperature regulation method and apparatus | |
US6585752B2 (en) | Fever regulation method and apparatus | |
US6254626B1 (en) | Articulation device for selective organ cooling apparatus | |
US6261312B1 (en) | Inflatable catheter for selective organ heating and cooling and method of using the same | |
US6740109B2 (en) | Isolated selective organ cooling method | |
US6576002B2 (en) | Isolated selective organ cooling method and apparatus | |
JP3535830B2 (ja) | 選択された臓器を冷却する器具及び方法 | |
US20020099427A1 (en) | Isolated selective organ cooling methd and apparatus | |
CA2729122C (en) | Fever regulation method and apparatus | |
CA2524524C (en) | Patient temperature regulation method and apparatus | |
AU2006201198B2 (en) | Patient temperature regulation method and apparatus | |
AU2002246582A1 (en) | Fever regulation method and apparatus | |
AU2003200067B2 (en) | Patient temperature regulation method and apparatus |