ES2323866T3 - Sistema de apoyo circulatorio. - Google Patents
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Abstract
Un sistema de apoyo circulatorio (10) que comprende: un alojamiento (18) de bomba que define un eje longitudinal, el alojamiento de bomba incluye una parte (14) de extremo de entrada que define una lumbrera (24) de entrada para permitir que la sangre entre en el alojamiento de bomba y una parte (16) de extremo de salida que define una lumbrera (26) de salida para permitir que la sangre salga del alojamiento de bomba, las partes de extremo de entrada y salida tienen unas partes centrales (32, 34) de cubo con hojas enderezadas (36, 38) que se extienden desde ella para facilitar el paso de sangre a través del alojamiento de bomba; un miembro giratorio (50) montado para el movimiento giratorio en las partes centrales de cubo del alojamiento de bomba, el miembro giratorio incluye al menos una hoja (54) de impulsor para impartir energía de bomba a la sangre que pasa a través del alojamiento de bomba, el miembro giratorio tiene un rotor (58) accionado magnéticamente; y un estator (60) de motor dispuesto en el alojamiento de bomba, el estator de motor y el miembro giratorio tienen un espacio anular entre ellos que define un recorrido para que la sangre fluya a través del alojamiento de bomba, el estator de motor tiene al menos una hoja (48) de estator que se extiende desde una superficie interna suya, la hoja de estator y la hoja de impulsor del miembro giratorio están configuradas de forma cooperante para ejercer una energía de bombeo de flujo substancialmente axial a la sangre que fluye a lo largo del recorrido de sangre; un tubo (66) de entrada de flujo conectado a la parte de extremo de entrada del alojamiento de bomba y configurado para acceder a uno entre un vaso sanguíneo importante y el corazón de un paciente; un tubo (68) de salida de flujo conectado a la parte de extremo de salida del alojamiento de bomba para acceder a uno de entre un vaso sanguíneo importante o el corazón de un paciente; y caracterizado porque: el miembro giratorio es giratorio alrededor de un eje (52) acoplado a las partes centrales de cubo; y una unidad de control (100) que tiene un procesador, acoplado operativamente a la bomba de flujo, para controlar el funcionamiento de esta; y un transductor de presión (94) montado en un extremo distal del tubo de entrada de flujo o sus proximidades para la inserción dentro y la detección de la presión en el corazón o en un vaso sanguíneo asociado con el corazón de un paciente y proporcionar una señal de presión indicativa de la presión detectada a la unidad de control; la unidad de control está configurada para ordenar una reducción de la velocidad del miembro giratorio a una velocidad predeterminada cuando la presión está determinada por debajo de un umbral predeterminado.
Description
Sistema de apoyo circulatorio.
La presente descripción se relaciona
generalmente con sistemas de apoyo circulatorio y, más
particularmente, con un sistema de apoyo circulatorio para
proporcionar una derivación parcial o total del corazón. La presente
descripción se dirige además a una bomba de flujo axial y a un
controlador portátil basado en un microprocesador, estando cada uno
de ellos adaptado para su uso en el sistema de apoyo
circulatorio.
Las bombas mecánicas de sangre se utilizan
comúnmente para apoyar o sustituir temporalmente la función de
bombeo del corazón durante la cirugía de corazón o durante períodos
de fallo de corazón. Las bombas de sangre más ampliamente aplicadas
incluyen bombas de rodillos y bombas centrífugas. Típicamente, estas
bombas son un componente de un sistema de derivación cardiopulmonar
(por ejemplo, una máquina corazón-pulmón) que
incluye un oxigenador, un intercambiador de calor, reservorios y
filtros de sangre, y tubos que transportan la sangre desde el
paciente por el sistema de derivación y de vuelta al paciente. Con
estos sistemas se retira la sangre del paciente por medio de una
cánula de toma colocada dentro de las venas cavas y aurículas o
ventrículos del corazón y se bombea de nuevo hacia la arteria
pulmonar y aorta por medio de una cánula de retorno.
Aunque los sistemas de derivación cardiopulmonar
mencionados han sido eficaces generalmente para los propósitos
deseados, estos sistemas están sujetos a ciertas desventajas que le
restan valor a su utilidad. En particular, los sistemas de
derivación convencionales son relativamente complicados y caros de
fabricar, exponen la sangre a una gran área superficial de
materiales extraños que pueden dañar la sangre, requieren una
anticoagulación completa y enfriamiento del corazón, y requieren un
considerable tiempo de puesta en marcha y control continuo por un
técnico cualificado.
Estos sistemas también requieren oxigenación
mecánica de la sangre que puede tener efectos adversos sobre el
paciente.
El documento de patente de EE.UU. nº 4.610.656
de la Sociedad Mortensen/Mehelaus describe un sistema semiautomático
de sustitución corazón-pulmón. El sistema de
Mortensen '656 incluye una bomba rotatoria que bombea sangre desde
el hemicardio derecho del paciente a través de una cánula venosa
hacia un oxigenador de membrana conectado a la salida de la bomba
rotatoria. Desde el oxigenador, la sangre fluye hacia un reservorio
elástico que está conectado a una bomba pulsátil de hemicardio
izquierdo. La bomba pulsátil de hemicardio izquierdo bombea la
sangre a través de un filtro y una trampa para burbujas y después la
devuelve al sistema arterial del paciente por una cánula arterial.
El sistema de la patente de Mortensen '656, sin embargo, es también
un dispositivo relativamente complejo que incluye varias bombas y
un oxigenador y, en consecuencia, requiere la asistencia de
técnicos cualificados para su puesta en marcha y funcionamiento.
El documento de patente de EE.UU. nº 5.211.546
describe una bomba de sangre de flujo axial con un rotor suspendido
hidrodinámicamente, mientras que el documento de patente de EE.UU.
nº 4.995.857 describe un dispositivo de ayuda ventricular izquierda
y un método para procedimientos temporales y permanentes.
La invención se define por la reivindicación
independiente, cuyo preámbulo está basado en el documento de
patente de EE.UU nº 5.211.546. Las reivindicaciones dependientes
están dirigidas hacia realizaciones preferidas.
De acuerdo con esto, la presente descripción se
dirige a un sistema circulatorio de apoyo para apoyar el
funcionamiento del corazón. En una realización preferida, el
sistema de apoyo incluye un miembro de bomba extracorpórea que
tiene un alojamiento de bomba con unas dimensiones que permiten
colocarlo directamente sobre la zona del pecho de un paciente o
adyacente y que define lumbreras de entrada y salida, un elemento
giratorio montado rotativamente en el alojamiento de la bomba para
proporcionar energía mecánica a la sangre que entra por la lumbrera
de entrada y para dirigir la sangre por la lumbrera de salida, un
tubo de entrada canulado conectado a la lumbrera de entrada del
alojamiento de la bomba y que tiene una parte extremo de entrada
abierto con unas dimensiones que permiten su inserción dentro del
corazón del paciente, por donde se extrae la sangre del corazón por
un tubo canulado de entrada y se dirige al interior del alojamiento
de la bomba, y un tubo canulado de salida conectado a la lumbrera
de salida del alojamiento de la bomba y que tiene una parte de
extremo de salida con unas dimensiones que permiten su inserción en
un vaso sanguíneo principal asociado con el corazón por donde la
sangre que sale por la lumbrera de salida del alojamiento de la
bomba es transportada por el tubo canulado de salida al interior
del vaso sanguíneo principal para su transferencia por el sistema
arterial del paciente.
\newpage
El sistema de apoyo se contempla particularmente
para derivación de hemicardio izquierdo mientras el hemicardio
derecho funciona para dirigir la sangre hacia los pulmones. Está
previsto que el hemicardio derecho pueda ralentizarse o incluso
detenerse mientras se utiliza el sistema de apoyo para el derivación
de hemicardio izquierdo.
También se describe un método para proporcionar
al menos una derivación parcial del corazón para complementar la
función de bombeo del corazón para de este modo permitir al cirujano
realizar diversos procedimientos quirúrgicos en el mismo. El método
incluye las etapas de proporcionar un sistema de asistencia
circulatoria que tiene una bomba de flujo axial extracorpórea
portátil con un alojamiento de bomba y lumbreras de entrada y
salida, un miembro giratorio de bombeo dispuesto en el alojamiento
de la bomba y tubos canulados de entrada y salida conectados
respectivamente a las lumbreras de entrada y salida del alojamiento
de la bomba, acceder al ventrículo izquierdo del corazón del
paciente con el tubo canulado de entrada, acceder a la aorta con el
tubo canulado de salida, accionar el elemento rotatorio de bombeo
para extraer la sangre oxigenada del ventrículo izquierdo del
corazón a través de la luz del tubo canulado de entrada y hacia el
interior de la lumbrera de entrada del alojamiento de la bomba, por
donde el elemento de bombeo imparte energía mecánica a la sangre
oxigenada que pasa por el alojamiento de la bomba y dirige la
sangre oxigenada por la lumbrera de salida y por la luz del tubo
canulado de salida para transferirse por la aorta a las arterias
sistémicas, y permitir el retorno de la sangre por las venas
sistémicas a la aurícula derecha para dirigirla a través del
ventrículo derecho a los pulmones del paciente para su oxigenación
y posterior circulación pulmonar. Se puede acceder al ventrículo
izquierdo a través de la pared del corazón, la válvula mitral o la
válvula aórtica. En una realización alternativa puede usarse un
segundo sistema de asistencia circulatoria para facilitar la función
de bombeo del lado derecho del corazón.
La presente descripción describe además una
bomba para su uso en el sistema de apoyo circulatorio. La bomba
incluye un alojamiento de bomba que incluye una parte de extremo de
entrada que define una lumbrera de entrada para permitir que la
sangre entre en el alojamiento de la bomba y una parte de extremo de
salida que define una lumbrera de salida para permitir que la
sangre salga del alojamiento de la bomba. Preferiblemente cada una
de las partes de extremos de entrada y salida tienen partes
centrales del cubo con álabes enderezadas que se extienden
partiendo de aquellas para facilitar el paso de sangre a través del
alojamiento de la bomba. Se monta un elemento giratorio para el
movimiento rotacional en las partes centrales de cubo del
alojamiento de la bomba. El elemento giratorio incluye al menos un
álabe impulsor para comunicar la energía de la bomba a la sangre
que pasa por el alojamiento de la bomba y un rotor accionado
magnéticamente. Se dispone un estator de motor en el alojamiento de
la bomba y tiene al menos un álabe de estator que se extiende a
partir de una superficie interna del mismo. El álabe único del
estator y el álabe único del impulsor del elemento giratorio están
configurados de manera cooperativa para ejercer una energía de
bombeo de flujo sustancialmente axial sobre la sangre que fluye a
lo largo del camino de la sangre. Preferiblemente, el álabe del
impulsor y el álabe estator se extienden axial y periféricamente
dentro del alojamiento de la bomba.
La presente descripción describe además a una
unidad de control para su uso en el sistema de apoyo circulatorio.
En un ejemplo, la unidad de control incluye circuitería para
proporcionar alimentación a la bomba de flujo para hacer que la
bomba gire, y circuitería sensible a una señal de detección de
presión procedente de un transductor de presión localizado en el
lado de entrada de la bomba (por ejemplo, dentro de la aurícula),
para ordenar una reducción de la velocidad del motor a una velocidad
inferior cuando se determina que la presión está por debajo de un
umbral predeterminado. Preferiblemente, la unidad de control también
incluye circuitería sensible a una señal de detección de burbujas
proporcionada por un detector de burbujas montado en una de las
cánulas, para generar una alarma de burbujas y para hacer que cese
el giro de la bomba si la señal de detección de burbujas indica la
presencia de una burbuja de aire. La unidad de control puede incluir
además circuitería sensible a la señal de detección de burbuja que
indica la presencia de una burbuja de aire para hacer que un
dispositivo tipo abrazadera montado sobre una de las cánulas sujete
firmemente la cánula para impedir que entre aire al torrente
sanguíneo del paciente.
La realización o realizaciones preferidas de la
presente descripción se describen en esta memoria haciendo
referencia a los dibujos, en los que:
La Fig. 1 es una vista del plano lateral del
sistema de apoyo circulatorio de la presente descripción que
ilustra la bomba portátil y las secciones de entrada y salida de
flujo de la bomba;
La Fig. 2A es una vista en perspectiva de la
bomba portátil del sistema de apoyo circulatorio con secciones de
entrada y salida de flujo;
La Fig. 2B es una vista en perspectiva de la
bomba portátil;
La Fig. 3 es una vista en perspectiva con partes
separadas de la bomba portátil;
La Fig. 4 es una vista en perspectiva de la
bomba portátil con partes cortadas y en sección transversal;
La Fig. 5 es una vista en sección transversal
tomada a lo largo de las líneas 5-5 de la Fig. 2B
que ilustra los álabes enderezados a la entrada del alojamiento de
la bomba;
La Fig. 6 es una vista en perspectiva del
alojamiento del impulsor y del estator de la bomba portátil;
La Fig. 7 es una vista axial del alojamiento del
estator que ilustra la disposición de los álabes del estator;
La Fig. 8 es una vista de la sección transversal
del alojamiento del estator tomada a lo largo de las líneas
8-8 de la Fig. 7;
La Fig. 9 es una vista de la sección transversal
del alojamiento del estator con el impulsor montado;
La Fig. 9A es una vista de la sección
transversal de una bomba portátil alternativa para su uso con el
sistema de apoyo circulatorio de la Fig. 1;
La Fig. 9B es una vista en perspectiva de los
componentes externos del alojamiento de la bomba de la Fig. 9A;
La Fig. 10 es una vista que ilustra la unidad de
control del sistema y su uso junto con el apoyo a la función de
bombeo del corazón de un paciente;
La Fig. 10A es una vista en despiece ordenado de
una abrazadera para su uso con la unidad de control de la Fig.
10;
La Fig. 11A es una ilustración de un panel
frontal ejemplar para una unidad de control que controla el
funcionamiento de la bomba;
La Fig. 11B es una vista en perspectiva de una
unidad de control ejemplar que muestra la parte frontal de la
misma;
La Fig. 11C es una vista en perspectiva de la
unidad de control ejemplar que muestra la parte posterior de la
misma;
La Fig. 11D es una ilustración aumentada del
panel posterior que se muestra en la Fig. 11C;
La Fig. 12 es un diagrama de bloques que ilustra
los componentes del circuito de la unidad de control y de la
bomba;
La Fig. 13 es un diagrama de bloques de una CPU
de Control ejemplar usada dentro de la unidad de control;
Las Figs. 14A y 14B son diagramas de flujo
ilustrativos de una rutina de software que se ejecuta dentro de la
CPU de Control;
La Fig. 15 es una vista que ilustra un método de
aplicación del sistema de apoyo circulatorio donde la cánula de
entrada accede al ventrículo izquierdo del corazón por la válvula
mitral y la cánula de salida está dispuesta en la aorta;
La Fig. 16 es una vista que ilustra un método
alternativo de aplicación del sistema de apoyo circulatorio donde
la cánula de entrada accede al ventrículo izquierdo del corazón a
través de la pared del corazón;
La Fig. 17 es una vista que ilustra otro método
de aplicación del sistema de apoyo circulatorio donde la cánula de
entrada accede al ventrículo izquierdo por la intersección de las
venas pulmonares y por la válvula mitral;
La Fig. 18 es una vista que ilustra el uso de un
segundo sistema de apoyo circulatorio para asistir al lado derecho
del corazón;
Las Figs. 19-20 son vistas que
ilustran un método percutáneo alternativo de aplicación donde la
cánula de entrada accede al ventrículo izquierdo por la válvula
aórtica y la cánula de salida accede a la aorta descendente por la
arteria femoral;
La Fig. 21 es una vista que ilustra otro método
de aplicación del sistema de apoyo circulatorio donde el tubo
canulado de entrada tiene acceso a la aurícula izquierda del corazón
y el tubo canulado de salida se dispone en la aorta;
La Fig. 22 es una vista que ilustra otro método
de aplicación del sistema de apoyo circulatorio donde el tubo
canulado de entrada tiene acceso a la aurícula izquierda por la
intersección de las venas pulmonares; y
La Fig. 23 es una vista que ilustra el uso de un
segundo sistema de apoyo circulatorio para asistir al lado derecho
del corazón.
\vskip1.000000\baselineskip
Haciendo referencia ahora con detalle a los
dibujos donde los números de referencia semejantes identifican
componentes similares o semejantes en todas las vistas, la Fig. 1
ilustra una realización preferida del sistema de acuerdo con los
principios de la presente descripción. Rasgos particulares del
sistema de apoyo 10 se describen también en las solicitudes
provisionales de EE.UU. nº 60/028.070, 60/026.656 y 60/026.657,
presentada cada una el 4 de octubre de 1996, y titulada cada una
SISTEMA DE APOYO CIRCULATORIO, a las que se hace referencia al
lector para una referencia adicional.
El sistema de apoyo circulatorio o derivación 10
se contempla para complementar o reemplazar totalmente la función
de bombeo del corazón durante la cirugía cardíaca y/o durante
períodos temporales de fallo del corazón. El sistema 10 también se
puede usar durante emergencias médicas tales como trauma, ataque de
corazón o fallo de corazón. El sistema de apoyo circulatorio 10 se
contempla particularmente para pacientes con necesidad de
derivación parcial del lado izquierdo del corazón mientras la
oxigenación de la sangre puede mantenerse con los propios pulmones
del paciente. El sistema de apoyo 10 se adapta ventajosamente para
ser una unidad portátil que facilita el manejo y reduce el coste e
incorpora una unidad de control portátil que se describe con mayor
detalle más abajo.
Haciendo referencia ahora a las Figs.
1-4, el sistema de apoyo 10 incluye una bomba de
flujo axial 12 y secciones de entrada y salida 14,16 asociadas con
la bomba de flujo axial 12. Las secciones de entrada y salida 14,16
se discutirán con mayor detalle más adelante. Como mejor se
representa en las Figs. 3-4, la bomba de flujo
axial 12 incluye el alojamiento 18 de bomba compuesto por medias
secciones 18a, 18b de alojamiento sujetas una respecto a otra con
el uso de adhesivos, tornillos o similar. Los conectores de entrada
y salida 20, 22 están montados respectivamente dentro de las
aberturas 24, 26 de entrada y salida del alojamiento 18 de la
bomba. Como se puede ver, las aberturas de entrada y salida 24, 26
están alineadas axialmente aunque también se conciben otras
disposiciones desviadas. En una disposición preferida, las partes
cilíndricas 20a, 22a de montaje de los respectivos conectores 20,
22 se colocan dentro del casquillo 62 dentro de las aberturas 24,
26 del alojamiento 18 de la bomba y se retienen en aquella en una
manera que se trata con detalle más adelante. Pueden utilizarse
empaquetaduras anulares 28, 30 para proporcionar obturaciones
herméticas a fluidos entre los conectores 20, 22 y el alojamiento
18 de la bomba. Los conectores 20, 22 conectan respectivamente los
tubos canulados de entrada y salida 14, 16 a la bomba de flujo
12.
En una realización preferida, la longitud de la
bomba 12 está comprendido desde alrededor de 7,62 cm (3,0 pulgadas)
a alrededor de 11,43 cm (4,5 pulgadas), más preferiblemente,
alrededor de 9,55 cm (3,76 pulgadas), y el diámetro está
comprendido de alrededor de 1,78 cm (0,7 pulgadas) a alrededor de
5,08 cm (2,0 pulgadas), más preferiblemente, alrededor de 3,05 cm
(1,2 pulgadas). Se contemplan otras dimensiones que mantengan la
funcionalidad y portabilidad de la bomba.
Haciendo referencia en particular a la Fig. 4,
los conectores de entrada y salida 20, 22 incluyen las partes
centrales internas 32, 34 de cubo respectivamente. La parte 32 de
cubo del conector de entrada 20 tiene álabes enderezados 36 de
entrada (por ejemplo, 3) que se extienden desde la superficie
externa del cubo 32 a la superficie interna del conector 20, como
también se representa en la vista en sección transversal de Fig. 5.
De forma similar, la parte 34 del cubo del conector de salida 22
tiene álabes enderezados 38 de salida que se extienden desde la
superficie externa del cubo 34 a la superficie interna del conector
22. Los álabes enderezados 36 proporcionan un efecto de flujo axial
sobre la sangre que entra en el flujo de la bomba para facilitar el
flujo de sangre por la bomba 12 para mejorar la eficacia de la
bomba. De forma similar, los álabes enderezados 38 suministran un
efecto de flujo axial sobre la sangre que sale de la bomba 12 para
facilitar el flujo de sangre por el tubo canulado 16 de flujo de
salida y dentro del sistema circulatorio del paciente.
Como se representa en las Figs.
1-4, el conector de salida 22 tiene un anillo
elástico 40 montado alrededor de su periferia y está retenido ahí
por una abrazadera de resorte 42. El anillo elástico 40 funciona
para fijarse por salto elástico en el alojamiento 18 para retener
el conector de salida 22 sobre el alojamiento. De forma similar,
puede utilizarse un anillo elástico (no mostrado) para retener el
conector de entrada 20 sobre el alojamiento 18 o, en la
alternativa, los conectores 20, 22 pueden estar montados sobre el
alojamiento 18 con el uso de adhesivos o similar.
Haciendo referencia ahora a las Figs. 3, 4 y
6-9, el alojamiento 18 de bomba incluye un
alojamiento cilíndrico 44 de estator dispuesto en la parte central
46 del alojamiento 18 de la bomba. El alojamiento 44 de estator
puede incluir cuatro álabes 48 de estator sujetos a su pared
interior. Los álabes 48 de estator se extienden axial y también
periféricamente dentro de la pared interior del alojamiento 44 del
estator para definir la configuración generalmente en serpentín de
los álabes mostrados. Los álabes 48 de estator proporcionan un
efecto general de tipo de flujo axial en la sangre que pasa por el
alojamiento 18 de la bomba.
Un impulsor 50 se extiende por el alojamiento 44
del estator y está montado por medio de un eje giratorio 52 en los
cubos interiores 32, 34 de los conectores 20, 22 de entrada y
salida, respectivamente. Se prevé que se puedan utilizar cojinetes
de rodamiento (por ejemplo, casquillos) para montar el eje 52. Los
cojinetes están hechos preferiblemente de polietileno o similar. El
impulsor 50 tiene una pluralidad (por ejemplo, 5) de álabes 54 de
impulsor. Los álabes 54 del impulsor se extienden axialmente y en
circunferencia alrededor de la superficie externa del impulsor 38
para proporcionar una energía de bombeo de flujo axial a la sangre
que entra en el alojamiento de la bomba. La superficie externa del
impulsor 50 y la superficie interna del alojamiento 44 del estator
definen un hueco anular o camino 56 para la sangre por el que la
sangre pasa por el alojamiento 18 de la bomba. El impulsor 50 tiene
un imán rotor bipolar incorporado 58 como se ilustra mejor en Fig.
9. La sangre que fluye a través de este hueco lava los cojinetes de
rodamiento en la intersección entre los componentes giratorios y
estacionarios para refrigerar los cojinetes y evitar la trombosis,
evitando así tener que proporcionar una obturación. En un método de
fabricación preferido, el impulsor 50 está moldeado alrededor del
eje 52.
\newpage
Haciendo referencia otra vez a las Figs.
3-4 y 9, el motor incluye un estator 60 de motor y
un imán 58 de rotor. El estator 60 de motor incluye laminaciones y
bobinados dispuestos entre un casquillo 62 montado coaxialmente
alrededor de un alojamiento 44 de estator y la pared interior del
alojamiento 18 de bomba. El estator 60 de motor está conectado
eléctricamente a una fuente externa de energía. El estator 60
proporciona las fuerzas electromagnéticas apropiadas para hacer
girar el imán 58 de rotor y el impulsor 50. De este modo, debido al
alojamiento 44 y el casquillo 62, la sangre no entra en contacto con
el estator 60 de motor. El estator 60 de motor tiene
preferiblemente un diámetro externo de alrededor de 1,78 cm (0,70
pulgadas) a alrededor de 4,48 cm (2,0 pulgadas) y preferiblemente
alrededor de 2,46 cm (0,97 pulgadas), manteniendo así el tamaño
total de la bomba 10 relativamente pequeño.
Preferiblemente, el alojamiento 18 de bomba, el
alojamiento 44 de estator y el impulsor 50 están fabricados en un
material polímero y conformados por técnicas convencionales de
moldeo por inyección. En una disposición preferida todas las
superficies en contacto con la sangre están revestidas de un agente
antitrombótico para impedir el desarrollo de trombosis.
Las Figs. 9A-9B ilustran una
realización alternativa de la bomba de flujo axial de la Fig. 1. De
acuerdo con esta realización, la mayoría de los componentes
incluyendo el alojamiento 44 de estator, el impulsor 50, etc., son
sustancialmente similares o idénticos a la realización anterior. Sin
embargo, esta bomba incluye un alojamiento cilíndrico 18C de
aluminio que sustituye a las semisecciones 18a, 18b del alojamiento
de la bomba y campanas terminales 20a, 22a de entrada y salida que
están montadas en las respectivas partes de extremo del alojamiento
de la bomba. Las campanas 20a, 22a de extremo soportan los
conectores 20, 22 de entrada y salida. Este motor también incluye
cojinetes 55 de casquillo montados dentro de las partes 32, 34 de
cubo de los conectores 20, 22 para montar el eje 52 para movimiento
giratorio. Hay dispuesto un vástago de empuje al menos parcialmente
dentro del cojinete 55 de entrada para acomodar las cargas de empuje
experimentadas durante el funcionamiento de la bomba. El eje 59
extiende la longitud del impulsor 50 y define una sección 59a
alargada y estrechada adyacente al extremo de salida de la
bomba.
Haciendo referencia de nuevo a la Fig. 1, se
discutirán con detalle las secciones de entrada y salida 14, 16.
Cada sección 14, 16 incluye respectivos tubos flexibles 66, 68
conectados a los conectores de entrada y salida 20, 22 de la bomba
12 de flujo axial por un ajuste de fricción. En una realización
ilustrativa, los tubos 66, 68 se extienden preferiblemente a lo
largo de una longitud de alrededor de 30,5-61 cm
(1-2 pies). Los tubos 66, 68 pueden reforzarse con
un resorte para facilitar la manipulación en el sitio de operación.
Preferiblemente, al menos una porción del tubo 68 de salida es
compresible por razones que se apreciarán más adelante.
Las cánulas 70, 72 de entrada y salida están
conectadas a los extremos remotos de los tubos flexibles 66, 68 por
medio de los respectivos conectores 74, 76. La cánula 70 de entrada
tiene un extremo redondeado romo 78 para su inserción en el corazón
del paciente y una gran variedad de lumbreras 80 de entrada de
fluido dispuestas en las paredes laterales adyacentes al extremo
redondeado romo 78 para permitir el flujo de entrada de sangre
desde la cámara del corazón. La cánula 72 de salida tiene un extremo
82 que define una curva en el interior que facilita el paso a
través de un vaso mayor, por ejemplo, la aorta. El extremo 82
también puede ser recto. El extremo 82 define una lumbrera 84 de
salida de flujo (mostrado virtualmente) para permitir que la sangre
salga del tubo 72 de salida de flujo bajo presión. Los tubos 70, 72
de cánula de entrada y salida también están hechos preferiblemente
de un material flexible.
El conector 74 es un conector recto que retiene
la cánula 70 de entrada sobre él por un ajuste de fricción. El
conector 76 es un conector en "T" que tiene una parte hembra
roscada 89 sobre la que se monta la válvula de paso 86. La válvula
de paso 86 es una válvula convencional que tiene un mando 88 de
control de flujo que rota por manipulación manual para sangrar o
eliminar aire del sistema por el lado o sección de salida 16 del
sistema 10.
El sistema 10 incluye además una clavija 90 del
sensor de presión asociada con la sección de entrada 14. La clavija
90 del sensor de presión está conectada eléctricamente al cable 92
que se extiende hacia el extremo remoto de la cánula 70 de entrada
al transductor de presión 94 montado en la superficie exterior de la
cánula 70 de entrada. El transductor de presión 94 se utiliza para
detectar presión dentro de las cavidades cardíacas.
El sistema 10 también incluye la clavija 96 de
control de la bomba que se conecta a la fuente de alimentación para
dar energía a la bomba 12.
Haciendo referencia ahora a la Fig. 10, se
discutirá una unidad de control preferida para su uso con el sistema
de apoyo circulatorio 10. La unidad de control 100 funciona
controlando y monitorizando la operación del sistema de asistencia
y para hacer sonar alarmas audibles para varias condiciones tales
como la presencia de burbujas de aire en el torrente sanguíneo,
caudal de sangre bajo, etcétera. La unidad de control 100 es
preferiblemente móvil para facilitar el uso hospitalario. La unidad
de control 100 incluye un panel de control 102 que proporciona
lecturas de caudal de sangre y velocidad de bomba. El panel 102
incluye un gran botón 109 para permitir al operador controlar la
velocidad del motor y, por tanto, el caudal de sangre. El panel 102
también incluye diodos de emisión de luz, cada uno de los cuales se
enciende cuando existe una condición asociada de alarma. Los
botones de control del panel frontal posibilitan al operador
controlar diversas funciones como el reinicio del motor. La unidad
de control también tiene preferiblemente un panel de pantalla por
detrás idéntico al panel frontal para mostrar la misma información,
de modo que la información del parámetro del sistema y de la alarma
sea visible desde la parte posterior así como desde la parte frontal
de la unidad de control.
El caudal de sangre se determina con un medidor
de caudal/sensor de detección de burbuja 104 sujeto al tubo 66 de
entrada de flujo. El sensor 104 mostrado esquemáticamente en la Fig.
10 puede incorporarse como un medidor de caudal por ultrasonidos
convencional y un sensor de burbuja agrupados en una unidad única.
Preferiblemente, la electrónica está compartida entre las funciones
de detección de caudal y detección de burbuja para minimizar la
electrónica y el tamaño. Generalmente, la detección de caudal se
consigue convencionalmente transmitiendo y recibiendo señales de
ultrasonidos diagonalmente a través de la cánula tanto en las
direcciones aguas arriba y aguas abajo, y comparando la fase de las
señales de aguas arriba y de aguas abajo para determinar el caudal.
La detección de burbuja se basa en una medición de la amplitud de la
onda de ultrasonido recibida con relación a la onda transmitida. Si
la amplitud de la señal recibida cae repentinamente por debajo de un
umbral, entonces se indica la presencia de una burbuja de aire. Las
señales de salida generadas por el sensor 104 indicativas del
caudal y de la presencia de burbujas de aire en el sistema se
transmiten al controlador 100 a través de cables dedicados dentro
del cableado 64. También se proporciona por el cableado el voltaje
de funcionamiento al sensor 104. Se encuentra comercialmente
disponible un medidor de caudal/sensor de detección de burbuja
adecuado en Transonic Systems Inc., localizado en Ithica, Nueva
York, Modelo nº H9X197. Como alternativa, el sensor de caudal y los
detectores de burbuja de aire pueden incorporarse como unidades
separadas.
Se monta una abrazadera 118 de cánula accionada
por un solenoide mostrada esquemáticamente en la Fig. 10 en el tubo
de salida 68 de la sección de salida 68. Cuando el controlador 100
determina que la corriente de sangre contiene burbujas de aire, en
base a las señales de salida proporcionadas por el sensor 104, envía
un voltaje de actuación por el cableado 64 a la abrazadera 118 para
hacer que se sujete firmemente sobre el tubo de salida 68 para
cerrar herméticamente el tubo e impedir que el aire entre en el
torrente sanguíneo. En la Fig. 10A se muestra una abrazadera
adecuada. Con referencia a esta Figura, la abrazadera (mostrada en
vista en despiece ordenado) incluye el cilindro hueco 1000, la
abrazadera izquierda 1002 montada de forma pivotante sobre el
cilindro 1000 alrededor del pasador de pivote 1004 y que define la
superficie de sujeción 1006, y un pasador de seguro 1008 que
bloquea la abrazadera izquierda 1002 en las posiciones abierta y
cerrada por recepción dentro de una abertura correspondiente (no
mostrada) definida en el cilindro. Un par de agarres 1010 de dedos
y los pasadores asociados 1012 de los agarres de dedos están
montados con respecto a la abrazadera izquierda 1002. Los agarres
1010 de dedos y sus pasadores 1012 de agarre se oprimen hacia dentro
para liberar el pasador de seguro 1008 para permitir la apertura de
la abrazadera izquierda 1002 para colocar el tubo 68 de salida en
su interior. La abrazadera incluye además la abrazadera derecha 1014
y la barra de retención 1016 que tiene el agujero distal 1018 para
recibir el pasador 1020 de la abrazadera derecha 1014 para conectar
con firmeza los dos componentes. Se monta un mecanismo de enlace
1022 hacia el extremo proximal de la barra de retención 1016 y se
fija por su extremo proximal a la barra de retención 1016 por medio
del pasador A y por su extremo distal al disco estacionario de
apoyo 1024 a través del pasador B.
El disco de soporte 1024 está montado en extremo
proximal del cilindro 1000 y define una abertura axial para
permitir el movimiento en vaivén de la barra de retención 1016. Se
monta un solenoide 1026 junto al mecanismo de enlace 1022 e incluye
el émbolo 1028 de solenoide que se mueve hacia arriba al ser
accionado para acoplarse al mecanismo de enlace 1022, más
particularmente, el pasador C del mecanismo de enlace 1022, para
accionar el mecanismo de enlace para desplazar la barra de
retención 1016 distalmente. La abrazadera incluye además un
mecanismo de manilla 1030 que restablece el mecanismo de enlace 1022
a su posición de descanso. En el dibujo, se muestra el mecanismo de
enlace 1022 en la posición de accionamiento. Antes del
accionamiento, el mecanismo de enlace 1022 está en una posición
acodada (en la que los enlaces del mecanismo de enlace están en
alineación recta) con el émbolo 1028 descansando sobre el pasador
C. Cuando se detecta una burbuja, se acciona la abrazadera que
desplaza hacia arriba el émbolo 1028 de solenoide del solenoide
1026, accionando el mecanismo de enlace 1022 a la posición mostrada
en la Fig. 10A. Durante el movimiento hacia esta posición, el
pasador de enlace A desplaza la barra de retención 1016 y la
abrazadera derecha 1014 distalmente para sujetar el tubo 68 entre
la abrazadera izquierda 1002 y la abrazadera derecha 1014. Para
restablecer, se tira hacia atrás el mecanismo de manilla 1030.
Cuando se tira hacia la derecha de la barra de retención 1016, el
mecanismo de enlace 1022 volverá a estirarse para ser accionado por
el émbolo del solenoide. En la patente de EE.UU. nº 4.524.802 de
Lawrence se describe otra abrazadera adecuada para este uso, cuyo
contenido se incorpora en esta memoria como referencia.
Haciendo referencia de nuevo a la Fig. 10,
dentro del cableado 64 también se incluyen cables que están
dirigidos a la clavija 90 del sensor de presión (Fig. 1) que, a su
vez, se conecta al cable 92 y al sensor de presión 94 dispuestos en
el extremo distal de la cánula 70 de entrada, típicamente en
proximidad al corazón del paciente. (Los cables y la clavija 90 del
sensor no se muestran en la Fig. 10 por simplicidad de la
ilustración). Estos cables llevan voltaje de funcionamiento al
sensor 94 de presión desde la unidad de control 100. El sensor 94
de presión proporciona una señal de salida que representa la presión
detectada (a la que también se hace referencia en esta memoria de
forma intercambiable como "presión de entrada" de la bomba 12).
Esta señal de salida se envía a la unidad de control 100 a través
del cableado "h". Si la presión de entrada es demasiado baja,
la velocidad del motor se reduce para impedir la oclusión en la
succión.
Haciendo referencia ahora a las Figs.
11(A-C) y 12, se discutirán más detalles de
los componentes de la unidad de control 100. Como se muestra en la
Fig. 11A, el panel de control 102 de la unidad de control incluye
los LEDs 108a a 108i colocados en una disposición tipo de "panel
de control de tráfico". Los interruptores de botón
124-134 se localizan en la parte inferior del panel.
Se puede rotar manualmente un gran dial 109 para fijar la velocidad
del motor. Directamente por encima del dial se muestran digitalmente
las lecturas de la velocidad medida del motor en revoluciones por
minuto (RPM) y el caudal de sangre medido en litros por minuto
(LPM).
Las Figs. 11B y 11C muestran respectivamente las
vistas en perspectiva frontal y posterior de la unidad de control
100. A diferencia del equipo hospitalario convencional, la unidad de
control 100 está incorporada en la forma general de un gran
rectángulo sólido, con una altura a modo de ejemplo de alrededor de
122-127 cm (48-50 pulgadas),
preferiblemente 138,4 cm (54,5 pulgadas), una anchura de alrededor
de 17,8-30,5 cm (7-12 pulgadas),
preferiblemente 24,6 cm (9,7 pulgadas), un espesor de solo
7,62-17,8 cm (3-7 pulgadas),
preferiblemente 14 cm (5,5 pulgadas), y con un soporte 112 adecuado
en la base, preferiblemente sobre ruedas. Por tanto, la unidad de
control 100 está diseñada ergonómicamente para ocupar una mínima
cantidad de espacio operativo de sala. También, la altura del panel
de pantalla 102 con relación al soporte de la base es
suficientemente alta como para impedir la obstrucción del panel por
el paciente situado tumbado en la mesa de operaciones adyacente. El
soporte 112 de la base tiene las partes laterales 115 que están
aproximadamente alineadas con los lados 123 del cuerpo rectangular
principal de la unidad de control para conservar espacio. Cada una
de las partes frontal y posterior del soporte de la base sobresale
aproximadamente 15,2 cm (6 pulgadas) desde el cuerpo rectangular
principal. La parte delantera del cuerpo sólido rectangular está
provista de un asa 113.
En la parte posterior de la unidad de control
100 hay dispuesto un panel de pantalla 103 de preferiblemente el
mismo formato de pantalla que el panel frontal 102, de modo que los
LEDs de alarma, la velocidad del motor y el caudal sean visibles
desde la parte posterior así como desde la parte delantera de la
unidad de control 100. De este modo, se facilita la visibilidad de
la información por varias personas. Los interruptores del dial de
control de la velocidad del motor y de los botones
124-132 se omiten de la pantalla posterior. En la
Fig. 11D se muestra el panel de pantalla 103 en mayor detalle.
Haciendo referencia a la Fig. 12, la unidad de
control 100 incluye el núcleo 150 de una unidad central de
procesador (CPU) de Control que recibe señales de entrada de varios
componentes del circuito dentro de la unidad de control y dentro de
la bomba 12, y, en respuesta, proporciona las señales de salida
adecuadas para realizar una multitud de funciones. Una CPU 160 de
Pantalla actúa como una interfaz entre el núcleo 150 de la CPU de
Control y cada uno de los interruptores de botón
124-132, los LEDs 108(a-i) y
las pantallas de velocidad del motor y de caudal. Un
Controlador/Actuador 170 del Motor Principal proporciona la fuerza
impulsora al motor 60 en respuesta a una señal modulada por ancho
de pulso (PWM) desde el núcleo 150 de la CPU de Control. Se
proporciona un Controlador/Actuador 180 de Motor de reserva para
controlar el motor en modo manual durante situaciones de
emergencia, por ejemplo.
En la Fig. 13 se presenta un diagrama de bloques
simplificado del núcleo 150 de la CPU de Control. Un procesador 202
como un Motorola MC 68332 se comunica con los componentes
periféricos tales como la CPU 160 de Pantalla por medio de un
Receptor/Transmisor Asíncrono Universal (UART) 204. El procesador
202 contiene una Unidad de Procesador de Tiempo o convertidor PWM
212 que se usa para generar una señal PWM para su aplicación al
controlador/actuador 170 del motor para controlar la velocidad del
motor. Alternativamente, puede acoplarse un convertidor digital a
analógico (D/A) al procesador 202 y se proporcionaría un voltaje de
salida analógico para controlar la velocidad del motor en respuesta
a una orden digital del procesador 202. El núcleo 150 de la CPU de
Control y la CPU 160 de Actuador están en constante comunicación por
medio del UART 204. (La CPU 160 de Pantalla utiliza un UART similar
en su interior). Cada vez que el núcleo 150 de la CPU de Control
envía un mensaje de "mostrar", la CPU de Pantalla responde con
un mensaje de "tecla" para indicar el estado de las
pulsaciones de teclas. Típicamente, este mensaje de "tecla"
indicará que no se han pulsado teclas e implica que se ha recibido
el mensaje anterior. Todos los mensajes pueden contener una suma de
chequeo de forma que el OR excluyente de todos los bytes da como
resultado 0x00. El núcleo de la CPU de Control y la CPU de Pantalla
pueden comunicarse usando protocolos estándar de comunicaciones, por
ejemplo, a 9600 baudios, con paridad impar, siete bits de datos, un
bit de parada y sin líneas de diálogo. La CPU de Control 150 incluye
también SRAM 208, por ejemplo, 256 Kbit o superior, que se puede
usar para almacenar datos medidos así como para almacenar
parámetros durante los cálculos realizados por el procesador 202. El
procesador 202 también recupera diversa información de parámetros
tal como datos umbral almacenados en la EPROM opcional 210 (por
ejemplo 64 Kbit x 16) o dentro de la memoria flash 206.
En funcionamiento, con referencia de nuevo a la
Fig. 12, la pulsación del interruptor 137 de alimentación AC cambia
el voltaje de la línea AC a la fuente de alimentación principal 172
así como a la fuente de alimentación de emergencia 174, cada una de
las cuales rectifica la AC para proporcionar voltajes de salida DC
(por ejemplo, 8-15 V DC) para alimentar los
diversos componentes de circuito del sistema. La fuente de
alimentación principal 172 también proporciona voltaje a un
circuito cargador de batería 171 que carga la batería 176. Un
interruptor 179 detecta salida de voltaje de la fuente de
alimentación principal 172 y, si está dentro de unos límites de
voltaje predeterminados, cambia este voltaje a la línea de salida
187. Si el interruptor 179 detecta que la salida de voltaje desde
la fuente de alimentación 172 está fuera de los límites, cambia el
voltaje desde la batería 176 a la línea de salida 187. En ambos
casos, se proporciona la salida de voltaje en línea 187 a un relé
134 controlado por un botón. Del mismo modo, el interruptor 181
detecta voltaje de la fuente de alimentación de emergencia 174, y
si este voltaje está dentro de los límites predeterminados, cambia
el voltaje a su línea de salida 183. Si no, el interruptor 181
cambia el voltaje de la batería desde la batería 176 a su línea de
salida 183. Los interruptores 179 y 181 son preferiblemente
interruptores de diodo.
Cuando se activa el relé 134, los voltajes DC en
las líneas 183 y 187 se cambian a las respectivas líneas de salida
203 y 207. El voltaje en estas líneas se proporciona como
alimentación principal al núcleo 150 de la CPU y la CPU 160 y a
otros componentes del circuito de la unidad de control 100. Cada
componente de circuito que recibe alimentación principal utilizará
el voltaje de operación desde las líneas 207 ó 203.
El aislamiento de la alimentación principal 190
incluye un convertidor de DC a DC para convertir el voltaje de la
línea 207 (si lo hay) a un voltaje mayor (por ejemplo, 24 V DC) para
proporcionar alimentación aislada. El propósito de la alimentación
aislada es disminuir la posibilidad de descarga eléctrica sobre el
paciente que está siendo intervenido. Así, se proporciona la
alimentación aislada a los componentes del circuito que están
directamente acoplados a los sensores que pueden hacer contacto con
el paciente o la sangre del paciente. Por tanto, se proporciona la
alimentación aislada al Controlador/Actuador 170 del Motor, al
transductor de presión 94, al sensor de caudal/burbuja 104, a la
abrazadera 118 de la cánula, y al sensor opcional 61 de velocidad
del motor. La alimentación principal a la salida del interruptor 134
se proporciona a los restantes componentes del circuito de la
unidad de control.
Cuando se activa el relé 134, también se
proporciona voltaje de salida en la línea 203 para respaldar a la
fuente de alimentación de aislamiento 182, que proporciona
alimentación de aislamiento de reserva al Controlador/Actuador 180
del Motor de reserva y al interruptor de reserva de accionamiento
132.
Hay acoplado un convertidor A/D multicanal 111
(por ejemplo, ocho canales) a la batería 176 y a las líneas de
salida 203 y 207, y convierte los voltajes respectivos en esos
puntos a señales digitales de salida que son alimentadas al núcleo
150 de la CPU. De la señal digital asociada con la batería, el
núcleo 150 de la CPU determina si el voltaje de la batería está por
debajo de un umbral predeterminado. Si es así, ordena a la CPU 160
de Pantalla encender el LED de "Batería Baja" en la pantalla.
El núcleo 150 de la CPU determina también, a partir de las salidas
digitales, si la batería está en uso. Si lo está, el núcleo 150 de
la CPU proporciona una correspondiente señal de alarma a la CPU
160, que hace que se encienda el LED 108i de "Batería en
Uso".
El convertidor A/D 111 también está acoplado al
dial 109 de velocidad de motor y proporciona al núcleo 150 de la
CPU una salida digital indicativa de la posición del dial. En
respuesta, el núcleo 150 de la CPU saca una señal PWM S_{c}
(producida por el convertidor PWM en su interior) al
Controlador/Actuador 170 del Motor a través de una matriz de
acoplador óptico 175. Esta matriz de acoplador óptico se usa para
propósitos de aislamiento para impedir que voltajes del interior
del núcleo 150 de la CPU provoquen al paciente una descarga
eléctrica. Pueden usarse alternativamente otras técnicas de
aislamiento como el aislamiento acoplado a transformador. El
Controlador/Actuador 170 del Motor incluye circuitería de procesado
y actuación para variar el voltaje de actuación proporcionado al
motor 60 por los conductores 64a en respuesta a la PWM de la señal
S_{c}, para controlar la velocidad del motor y arrancar o parar
el motor.
Si se pulsa el interruptor "activar
reserva" 132, entonces se utiliza el Controlador/Actuador 180 del
Motor de Reserva para accionar el motor 60. El Controlador/Actuador
180 de Reserva no recibe señales de control del motor desde el
núcleo 150 de la CPU, sino que está directamente acoplado al dial
109 de velocidad del motor y controla la velocidad del motor de
acuerdo con la posición del dial. El interruptor 132 cambia la
salida de voltaje desde el Controlador/Actuador apropiado 170 ó 180
al motor 60 por medio de las líneas 64a. De este modo, el
interruptor 132 de "activar reserva" se utiliza cuando el
operador desea invalidar el control automático por el núcleo de la
CPU de forma que la velocidad del motor se controle manualmente.
Este modo de funcionamiento manual es útil en situaciones de
emergencia cuando la unidad de control no puede controlar
apropiadamente el flujo de sangre bajo el control del núcleo de la
CPU.
Se proporciona de vuelta una señal EMF de
retroalimentación desde las bobinas del motor al
Controlador/Actuador 170 en la línea 64b y al Controlador/Actuador
180. El procesador dentro del Controlador/Actuador 170 ó 180
determina la velocidad real del motor en base a la señal de
retroalimentación EMF, compara la velocidad real con la velocidad
deseada de acuerdo con la señal S_{c} (o de acuerdo a la posición
del dial 109 directamente cuando el Controlador/Actuador de reserva
180 está en funcionamiento), y ajusta el voltaje de actuación
proporcionado por las líneas 64a para obtener la velocidad deseada
dentro de una tolerancia predeterminada. La velocidad real de motor
medida se comunica continua o periódicamente por el
Controlador/Actuador 170 al núcleo 150 de la CPU de Control como
señal S_{f}. El núcleo 150 de la CPU de Control a su vez transmite
la información de la velocidad del motor a la CPU de Pantalla 160
para mostrar la misma en el panel de control 102.
Ambos Controladores/Actuadores 170, 180 incluyen
un circuito limitador de corriente que limita la corriente tomada
por el motor 60 a un máximo predeterminado. Si se alcanza la
corriente máxima, esto es indicativo de mal funcionamiento del
motor 60 o de la bomba 12. Cuando se alcanza la corriente máxima, el
Controlador/Actuador 170 del Motor envía una señal S_{i} de
vuelta al núcleo 150 de la CPU de Control indicativa de esta
condición. El núcleo 150 de la CPU responde enviando un mensaje a
la CPU 160 de Pantalla para encender el LED 108d de "bomba" y
hacer sonar una alarma audible. Sin embargo, esta condición no para
el motor. (El Controlador/Actuador 180 de Reserva también puede
diseñarse para comunicar esta información de vuelta al núcleo 150 de
la CPU).
Los chips de controlador adecuados que pueden
utilizarse dentro de los Controladores/Actuadores 170 y 180 para
realizar muchas de las funciones descritas arriba están disponibles
comercialmente en varios fabricantes. Ejemplos incluyen U.S.
Philips Corporation, localizada en Sunnyvale, CA (nº de pieza
Philips TDA-5140) o de Micro Linear Corporation,
San José, CA (nº de pieza Micro Linear 4425). Ambos chips de
controlador funcionan como controladores sin sensores que
supervisan la EMF de retroalimentación procedente de las bobinas del
motor para determinar y controlar la velocidad del motor. Como
alternativa, podría emplearse un controlador usado junto con un
sensor 61 de velocidad de motor, por ejemplo, un sensor de efecto
Hall. En esta realización, no se usará la EMF de retroalimentación.
El sensor 61 está colocado junto al motor 60 y proporciona una señal
S_{M} indicativa de la velocidad de motor detectada en la línea
64c. Esta señal es enviada al Controlador/Actuador 170 (ó 180) del
Motor que deriva la velocidad medida del motor de la señal y después
ajusta de forma acorde el voltaje de accionamiento o la señal de
modulación por ancho de pulso (PWM) al motor para ajustar la
velocidad del motor. La señal S_{M} también se proporciona al
núcleo 150 de la CPU de Control a través de un acoplador óptico 191
para posibilitar que se muestre instantáneamente la velocidad del
motor en el panel de pantalla como en el caso anterior.
La atención se dirige ahora al sensor 104 de
caudal/burbuja. Como se ha descrito anteriormente, este sensor
proporciona la medida del caudal de sangre y supervisa la presencia
de burbujas en la sangre, preferiblemente usando ultrasonidos. La
existencia de burbujas mayores que un tamaño predeterminado puede
causar una afección médica grave ya que el aire se está bombeando
al interior del torrente sanguíneo. Por tanto es deseable que el
operador/cirujano sea inmediatamente informado de una condición de
burbuja la cual pueda ser remediada eficazmente lo antes posible.
De acuerdo con la presente descripción, si se detecta una condición
de burbuja, se provoca inmediatamente la desconexión de la bomba
para permitir que el cirujano remedie instantáneamente la condición
de burbuja como por ejemplo por medio de la extracción de la burbuja
con una jeringa. Después de una desconexión del motor debido a una
condición de burbuja, el motor no arranca de nuevo automáticamente,
sino que debe reiniciarse manualmente pulsando el botón 130 de
arranque de bomba. Además, inmediatamente después de la detección
de una condición de burbuja, la unidad de control 100 envía una
orden a un circuito 222 de control de la abrazadera, que responde
proporcionando un voltaje de actuación a la abrazadera 118 de la
cánula. El voltaje de actuación provoca que la abrazadera 118
sujete firmemente el tubo de salida 68, cerrando así herméticamente
la cánula o tubo e impidiendo que entren burbujas de aire en el
torrente sanguíneo del paciente.
En funcionamiento, el voltaje de funcionamiento
se proporciona al sensor 104 de caudal/burbuja por la línea 64f. El
sensor 104 saca una señal S_{FR} de caudal y una señal S_{B} de
detección de burbuja por las líneas 64e que corresponden a las
condiciones asociadas dentro de la cánula 14 de entrada. Las señales
de salida del sensor se alimentan al Circuito 140 de Detección de
Caudal/Burbuja, por ejemplo, una placa de circuito disponible en
Transonic Systems Inc., placa de circuito modelo T109. El Circuito
140 comunica las señales de salida del sensor S_{B} y S_{FR} a
la CPU 150 de Control en un formato adecuado, y también proporciona
señales de control al sensor 104 para controlar su
funcionamiento.
Si la señal S_{B} indica la presencia de una
condición de burbuja, la CPU 150 de Control cambia inmediatamente
el nivel de voltaje de la señal S_{C} de control del motor (o
transmite otra señal) para ordenar una desconexión del motor 60,
por lo que el Controlador/Actuador 170 del Motor provoca que el
motor 60 deje de girar. Al mismo tiempo, la CPU 150 de Control
envía una señal de orden al circuito 222 de control de la abrazadera
para iniciarse la sujeción por la abrazadera 118 proporcionando a
ella un voltaje de actuación momentáneo. Se envía una señal de
alarma a la CPU 160 de Pantalla que provoca que el LED 108b de
"Burbuja" y el LED 136 de "Reinicio de Bomba" se
enciendan o parpadeen. Además, la CPU 150 activa el circuito 184 de
alarma audible al sacar una señal de tono ST y una señal de volumen
SV. La señal de tono posibilita que el circuito 184 produzca una
salida audible a través del altavoz 164. La señal de volumen
provoca que la salida audible suba para impedir sobresaltar a los
cirujanos/enfermeras. (Se hace notar aquí que el circuito 184 de
alarma audible es activado automáticamente por la CPU 150 siempre
que cualquiera de los otros LEDs de alarma 108a-108i
esté encendidos. El botón 128 de "silencio alarma" posibilita
al operador silenciar la alarma audible cada vez que ocurre para
cualquiera de las condiciones de alarma).
Cuando el motor es desconectado en
correspondencia con la alarma de burbuja, el operador puede intentar
eliminar las burbujas de la cánula por ejemplo extrayéndolas con
una jeringa. Tras ello, para reiniciar la bomba, el operador
restablece manualmente la abrazadera de la cánula, y presiona el
botón 130 Reiniciar la Bomba, lo que provoca que la alarma de
burbuja se apague y el motor se reinicie a una velocidad de acuerdo
con el dial manual 109.
En una realización alternativa, se eliminan la
abrazadera 118 de la cánula y el circuito asociado 222 de control.
En este caso, una condición de alarma de burbuja parará el motor
como se ha descrito antes para permitir que la condición de burbuja
se remedie por ejemplo con una jeringa. Luego el motor se reiniciará
solo después de que se active manualmente el botón 130 Reiniciar la
Bomba.
La señal de caudal S_{FR} sacada por el sensor
104 se envía a la CPU 150 en formato adecuado por el circuito de
detección 140. La CPU 150 envía la información del caudal a la CPU
160 de Pantalla lo que provoca que esta se muestre en el panel 102.
La CPU 150 de Control ejecuta una rutina de software en la que se
compara el caudal con un valor umbral "L1" almacenado en la
memoria dentro de la CPU. Si el caudal cae por debajo de "L1"
durante un período de tiempo predefinido, por ejemplo, por debajo
de 2 LPM durante más de un segundo, la CPU 150 comunica un mensaje a
la CPU 160 para encender el LED 108e de alarma "Caudal Bajo" y
hacer sonar una alarma audible.
Opcionalmente, la unidad de control 100 también
supervisa el bloqueo de flujo y genera una alarma de bloqueo de
flujo por medio de un LED dedicado (no mostrado) y una alarma de
audio si se detecta un bloqueo. En este caso, la CPU 150 almacena
continuamente datos del caudal y evalúa si el caudal ha caído de
forma inesperada sin haberse movido el dial 109 de velocidad
(después de que el caudal haya estado por encima de un umbral
predeterminado como por ejemplo un LPM). Si el caudal cae en una
cantidad o porcentaje determinados, por ejemplo, en más del 30% en
menos de dos segundos, entonces se activa la alarma de bloqueo de
flujo. La alarma de bloqueo de flujo se apaga cuando el caudal se
eleva por encima de un umbral, por ejemplo, por encima de un
LPM.
La unidad de control 100 se comunica también con
el transductor de presión 94 para determinar la presión medida en
la posición del transductor, por ejemplo, en la proximidad o dentro
de la aurícula, o alternativamente, dentro de la cánula de entrada
en una posición más próxima a la bomba 12. El transductor de presión
94 puede ser un transductor miniaturizado convencional disponible
comercialmente, por ejemplo, en Ohmida Medical Devices, localizada
en Madison, WI. Alternativamente, el transductor 94 se incorpora en
el interior de un alojamiento sujeto a la superficie externa de la
cánula de entrada, por ejemplo, en la proximidad de la bomba. El
transductor de presión 94 recibe el voltaje de funcionamiento a
través de los conductores 64d (que discurren dentro de la cubierta
exterior de la cánula de entrada 14) y saca una señal SP indicativa
de la presión de vuelta a la unidad de control en otro de los
conductores 64d. El acoplador óptico 197 digitaliza y recibe esta
señal y la envía por el circuito de interfaz 193 a la CPU 150 en
formato adecuado. La CPU 150 incluye una rutina de software que
almacena los datos de presión medida y determina si la presión
instantánea ha caído por debajo de un umbral predeterminado
"P1", por ejemplo, a menos de 2 mm de mercurio. Si es así, se
saca un mensaje hacia la CPU 160 para encender el LED 108f de Baja
Presión de Entrada. Al mismo tiempo, la CPU 150 envía una orden al
Controlador/Actuador 170 del Motor para reducir automáticamente la
velocidad del motor a una velocidad predeterminada de reducción, en
un intento de recuperar automáticamente la presión. La velocidad del
motor continúa cayendo hasta que la presión se eleva por encima de
P1 (o por encima de un umbral superior) durante más de un período
de tiempo predeterminado, por ejemplo, durante más de 1,2 segundos.
Cuando se satisface esta condición, entonces la velocidad del motor
se eleva a una velocidad de acuerdo con el dial 109 de velocidad.
(Como alternativa, la velocidad del motor se reduce a una velocidad
predeterminada, o por una cantidad predeterminada, y se mantiene a
esa velocidad inferior hasta que la presión sube por encima de un
umbral, lo que es seguido por una subida de la velocidad del
motor).
Se hace notar que la unidad de control 100 puede
incluir medios para calibrar manualmente o "poner a cero" la
medición de la presión. Es decir, cuando la CPU 150 detecta que se
pulsa el botón 124 "Establecer Presión Cero" del panel, lee el
valor instantáneo de la presión como lo saca el transductor 94 y
almacena ese valor como el valor de comienzo (offset) que se usará
cuando se lea el transductor de presión. Preferiblemente el
operador calibra a cero el transductor de presión de esta manera
cada vez que se encienda la unidad de control y antes de que las
cánulas 14, 16 se inserten en el paciente.
Preferiblemente la unidad de control 100 incluye
un modo de prueba para verificar el correcto funcionamiento del
motor. El modo de prueba es activado por pulsación del botón 126
"Prueba" del panel, a lo que la CPU 150 enviará una orden al
Controlador/Actuador 170 del Motor para hacer que el motor 60
funcione durante, por ejemplo, 10-15 segundos a
velocidades variables. En el modo de prueba, el motor funcionará sin
tener en cuenta ninguna condición de alarma. Los LEDs de alarma
permanecerán todavía encendidos, pero las alarmas no serán audibles
ni impedirán que el motor funcione durante el modo de prueba.
Además, se proporciona una característica de
prueba de Autodiagnóstico en el Encendido por medio de la cual la
unidad de control experimenta una prueba de sí misma bajo el control
de la CPU 150 siempre que se enciende la alimentación inicialmente.
Si la CPU detecta cualquier error en sí misma o en cualquiera de sus
periféricos, la CPU 150 no permitirá que la unidad funcione.
Preferiblemente, la prueba de autodiagnóstico incluye una prueba de
la RAM para determinar si la RAM está accesible y una prueba de la
ROM para determinar que la suma de chequeo del código no ha
cambiado. También se incluye una prueba de lecturas inválidas de
cualquier sensor, así como una prueba de conectividad/conductividad
y una prueba de pantalla. Si hay cualquier error, el LED del panel
frontal correspondiente al componente del circuito que falla se
encenderá y aparecerán guiones en las pantallas de caudal y
velocidad del motor. Si no hay errores, ninguno de los LED se
encenderá y se mostrarán preferiblemente todos los ceros en las
pantallas de caudal y velocidad del motor.
Durante el funcionamiento del sistema, se
realizan chequeos continuamente sobre diversos componentes para
verificar la adecuada continuidad y funcionamiento, y se genera una
alarma si se detecta un fallo. Por ejemplo, se enciende el LED 108c
"sensor de caudal" sobre el panel frontal y se hace sonar una
alarma audible si se determina que el sensor 104 de caudal está
desconectado eléctricamente de la unidad de control 100, o si las
lecturas de amplitud de burbujas están por debajo de un
predeterminado umbral, lo que indica un montaje o un contacto
inapropiado entre el sensor de caudal y el tubo. El circuito 222 de
control de la abrazadera examina continuamente la continuidad de la
abrazadera 118 de la cánula, e informa de fallos a la CPU 150. El
LED 108a "abrazadera" se enciende y se hace sonar una alarma
si se considera inadecuada la continuidad. El LED 108g
"electrónica" se enciende y se activa un zumbador si la CPU 150
de control no recibe mensajes adecuados de la CPU 160 de pantalla,
o si cualquiera de los voltajes de alimentación está fuera de
especificación. La unidad de control 100 también incluye un
conector (no mostrado) dentro del alojamiento de la unidad para
permitir la conexión a un ordenador personal (PC) para ayudar a la
comprobación de la unidad de control. La comunicación con el PC
puede transferirse a, por ejemplo, 9600 baudios sin paridad, ocho
bits de datos, un bit de parada y sin líneas de diálogo.
Haciendo referencia ahora a las Figs. 14A y 14B,
se presenta un diagrama de flujo simplificado que ilustra el
funcionamiento de una rutina de software que se ejecuta en el núcleo
150 de la CPU de Control. Al activar manualmente los interruptores
de alimentación (etapa 302) la CPU 150 de Control ejecuta la prueba
de autodiagnóstico descrita arriba (etapa 307). Si se detectan
errores en la etapa 308 el motor se desactiva (etapa 309), se
encenderá el LED 108 del panel asociado con el componente que falla
(etapa 310) y la unidad no estará funcional hasta que se corrija el
problema. También, las pantallas de velocidad del motor y de caudal
se mostrarán llenas de guiones (etapa 311). Si no se detectan
errores, en núcleo de la CPU determina entonces en la etapa 312 si
la batería está en uso o si la batería está baja, en base a las
salidas digitales del convertidor de A/D 111. Si están presentes
ambas condiciones, se activa el correspondiente LED en la etapa 313
por medio de una orden enviada a la CPU 160 de Pantalla.
\newpage
A continuación, la CPU 150 determina la posición
del dial de velocidad en la etapa 314 basándose en la salida del
convertidor 111, y envía la señal de control S_{C} al
Controlador/Actuador 170 del Motor para hacer funcionar el motor a
la velocidad deseada. Con el motor en marcha, la señal de detección
de burbuja S_{B}, la señal de caudal S_{FR}, la señal de
detección de presión S_{P}, la señal de detección de velocidad
del motor S_{M} (o S_{F}) y la señal de límite de corriente
S_{i} se transmiten a la CPU 150 por los componentes de circuito
respectivos como se discutió arriba (etapa 316). Estas señales
pueden recibirse por la UART dentro de la CPU 150 y almacenarse en
la SRAM y/o la memoria flash. La velocidad del motor y el caudal se
determinan en base a S_{M} (o S_{F}) y S_{FR},
respectivamente, y se envían órdenes a la CPU de Pantalla para
mostrar lo mismo en el panel de pantalla. La CPU de Control evalúa
después la señal S_{B} de burbuja (etapa 318). Si se determina
que hay presente una burbuja, el motor se desconecta y se activa la
alarma de burbuja (etapa 320). En este punto el núcleo de la CPU
detecta si el botón de Reinicio se ha pulsado o no en la etapa 322.
Cuando está pulsado, se desactiva la alarma de burbuja (etapa 323) y
el flujo del software vuelve a la etapa 314 donde el motor se
arranca de nuevo.
Si en la etapa 318 no se ha detectado ninguna
burbuja mayor que un tamaño predeterminado, el siguiente paso es
determinar si el caudal de sangre es inferior al nivel umbral L1
(etapa 324). Si es así, se activa la alarma de caudal bajo en la
etapa 326. La alarma permanece activada a menos que el caudal suba
por encima de un umbral L2, por ejemplo, 10% mayor que L1 (etapas
327, 329). La condición de caudal bajo no para el motor.
A continuación, en la etapa 340 (Fig. 14B) el
núcleo de la CPU evalúa si la presión de entrada ha caído por
debajo del umbral P1 (en mm Hg). Si ha caído, se activa la alarma de
baja presión de entrada (etapa 342) y la velocidad del motor se
reduce automáticamente en la etapa 344. La reducción de la velocidad
del motor se lleva a cabo a una velocidad de reducción
predeterminada. Si la presión de entrada está todavía por debajo de
P1 en la etapa 345, entonces el flujo vuelve a la etapa 344 donde la
velocidad del motor se reduce más. La velocidad del motor se reduce
por incrementos de esta manera hasta que la presión de entrada sube
por encima de P1. Cuando en efecto sube por encima de P1, la
velocidad del motor se mantiene a la velocidad reducida por última
vez en la etapa 346. Entonces, en la etapa 347, si la presión de
entrada está por encima de P1 durante un intervalo de tiempo
especificado, por ejemplo, durante 1,2 segundos, la velocidad del
motor se incrementa en la etapa 349. Si no, el flujo vuelve a la
etapa 345. Una vez que la velocidad del motor se incrementa en la
etapa 349 a una velocidad de acuerdo con el dial 109 de velocidad
del motor, la alarma de presión se desactiva en la etapa 350 y el
flujo vuelve a la etapa 370.
La siguiente etapa (etapa 370) es determinar si
la corriente del motor está en el límite, en base a la señal
S_{i} proporcionada por el Controlador/Actuador 170 ó 180 del
Motor. Si se alcanza el límite, se enciende la alarma de Bomba en
la etapa 375, de otro modo se anula la orden en la etapa 380. El
flujo de software vuelve entonces a la etapa 312 donde se repite la
rutina de diagnóstico.
Ahora se describirán las disposiciones
preferidas para conectar el sistema de apoyo 10. Con referencia de
nuevo a la Fig. 10, se ilustra el sistema de apoyo 10 para su uso
con una esternotomía abierta (completa central) que implica la
separación del hueso esternón para obtener acceso al corazón. Como
se describió arriba, se contempla el sistema de apoyo 10 para su
uso en asistir al lado izquierdo del corazón mientras la sangre
fluye por el lado derecho para llevar la sangre a los pulmones para
su oxigenación. Como se ilustra, la bomba de flujo 12 del sistema
de apoyo es suficientemente pequeña para colocarse directamente en
la parte superior del pecho del paciente lejos del área esternal y
puede fijarse al pecho con cinta médica convencional o fijarse al
paño quirúrgico con clips quirúrgicos convencionales. Las secciones
de entrada y salida de flujo 14, 16 se colocan entonces
adecuadamente junto a la cavidad del pecho para acceder al corazón
y/o a los principales vasos sanguíneos. Con referencia ahora a la
Fig. 15, se describe un preparativo para conectar el sistema. Se
introduce la cánula de entrada 70 de la sección de entrada 14 a
través de la pared del corazón y se pasa a través de la válvula
mitral "MV" con las lumbreras 80 de entrada de flujo colocadas
en el ventrículo izquierdo "LV" como se muestra. La cánula de
salida 72 se inserta a través de la pared de la aorta con el uso de
una parte de extremo 82 con la lumbrera 84 de salida de flujo
colocada en una posición aguas abajo dentro de la aorta "A".
Al funcionar el sistema 10, se retira la sangre del ventrículo
izquierdo "LV" a través de las lumbreras 80 de entrada de
flujo de la cánula 70 de entrada de flujo y se dirige a la bomba 12.
La bomba 12 proporciona energía mecánica de bombeo a la sangre y
dirige la sangre bajo presión a través de la cánula 72 de salida de
flujo y a dentro de la aorta "A", asistiendo así al
funcionamiento del lado izquierdo del corazón. Se hace circular la
sangre por el cuerpo a través del sistema circulatorio del cuerpo y
por el lado derecho del corazón a los pulmones del paciente para su
oxigenación. Durante el funcionamiento, se realiza la
monitorización, chequeo y control del sistema 10 con la unidad de
control 100 para
calcular el caudal, la presión dentro del corazón, la detección de burbujas de aire, etc., como se discutió anteriormente.
calcular el caudal, la presión dentro del corazón, la detección de burbujas de aire, etc., como se discutió anteriormente.
La Fig. 16 ilustra un método alternativo por el
cual la cánula 70 de entrada de flujo accede al "LV" a través
de una incisión formada en la pared del corazón.
La Fig. 17 ilustra otro método alternativo de
aplicación del sistema de apoyo circulatorio 10. De acuerdo con
este método de aplicación, la cánula 70 de entrada de flujo se
introduce en el ventrículo izquierdo "LV" por la región
adyacente a la intersección de las venas pulmonares "PV"
(izquierda o derecha) y se hace pasar por la válvula mitral
"MV" con las lumbreras 80 de entrada de flujo del tubo 70
localizado dentro del ventrículo izquierdo "LV".
La Fig. 18 ilustra un método alternativo de
aplicación donde se usan dos sistemas de apoyo para la derivación
total de corazón. El sistema de apoyo utilizado para la derivación
del lado izquierdo del corazón es idéntico al descrito en relación
con la Fig. 15. El sistema de apoyo utilizado para la derivación del
lado derecho del corazón tiene su cánula 70 de entrada de flujo
insertada por la pared del corazón con las lumbreras 80 de entrada
de flujo situadas en el ventrículo derecho "RV". La cánula 72
de salida de flujo está situada en la aorta pulmonar "PA" en
orientación aguas abajo como se muestra. En esta aplicación, los
pulmones todavía se utilizan para oxigenar la sangre.
Las Figs. 19-20 ilustran otro
método más de aplicación del sistema de apoyo circulatorio. De
acuerdo con este enfoque percutáneo, la cánula 70 de entrada de
flujo se inserta percutáneamente por la arteria subclavia a la
aorta "A" y se avanza por la válvula aórtica "AV" con las
lumbreras 80 de entrada de flujo del tubo 14 colocadas dentro del
ventrículo izquierdo "LV". La cánula 70 de entrada de flujo
tiene una membrana expandible 98 (por ejemplo, un globo) colocada
alrededor de su periferia para ocluir la aorta "A". Se puede
montar de forma coaxial un segundo catéter 99 (como se muestra)
alrededor de la cánula 70 para permitir que los fluidos de inflado
expandan la membrana 98 como es convencional en la técnica. El
segundo catéter puede incluir un conector 99a, por ejemplo, un
conector Luer, para permitir que los fluidos de inflado pasen a la
membrana 98. También se prevé que el catéter 14 de entrada de flujo
pueda tener un lumen separado que se extiende por aquel y termina
en una lumbrera 99b y puerto 99c para permitir la introducción de la
disolución de cardioplegia dentro del corazón para interrumpir
temporalmente la función de bombeo del corazón, y/o para ventear el
ventrículo izquierdo. La cánula 70 de salida de flujo se inserta,
preferiblemente, de forma percutánea dentro de la arteria femoral y
se hace avanzar dentro de la aorta descendente "a".
En aplicación, la membrana flexible 98 se
expande para aislar el lado izquierdo del corazón. Se acciona el
sistema de apoyo 10 para extraer sangre del ventrículo izquierdo
"LV" por las lumbreras 80 de entrada de flujo y hacia la
cánula 70 de entrada de flujo. La sangre se dirige por la cánula 70
de entrada de flujo y se somete a la energía de bombeo de la bomba
portátil 12. La sangre se devuelve por el tubo 68 y la cánula 72 de
salida de flujo y a dentro de la aorta descendente "a".
Durante el uso, se pueden introducir fluido de cardioplegia o
capacidades de purga a través de un tubo catéter 14 de entrada de
flujo y la lumbrera 99b para depositarse desde la lumbrera 99c como
se describió anteriormente.
Haciendo referencia ahora a la Fig. 21, se
describe otro preparativo para conectar el sistema. Se introduce el
tubo canulado 14 de entrada a través de la pared del corazón con las
lumbreras 80 de entrada de flujo situadas en la aurícula izquierda
"LA" como se muestra. La cánula 72 de salida se inserta por la
pared de la aorta con el uso del extremo 82 con la lumbrera 84 de
salida de flujo colocado en una posición corriente abajo dentro de
la aorta "A". Al hacer funcionar el sistema 10, se retira la
sangre de la aurícula izquierda "LA" por las lumbreras 80 de
entrada de flujo de la cánula 70 de entrada de flujo y se dirige
hacia la bomba 12. La bomba 12 proporciona energía mecánica de
bombeo a la sangre y dirige la sangre bajo presión por la cánula 72
de salida de flujo y a dentro de la aorta "A", ayudando así al
funcionamiento del lado izquierdo del corazón. Se hace circular la
sangre por el cuerpo a través del sistema circulatorio del cuerpo
por el lado derecho del corazón hacia los pulmones del paciente
para su oxigenación.
La Fig. 22 ilustra otro método alternativo de
aplicación del sistema de apoyo circulatorio 10. De acuerdo con
este método de aplicación, la cánula 70 de entrada de flujo se
introduce en la aurícula izquierda "LA" por la región de
intersección de las venas pulmonares "PV" con las lumbreras 80
de entrada de flujo de la cánula 70 localizada dentro de la
aurícula izquierda "LA".
La Fig. 23 ilustra un método alternativo de
aplicación donde se usan dos sistemas de apoyo para la derivación
total del corazón. El sistema de apoyo utilizado para la derivación
del lado izquierdo del corazón es idéntico al descrito en relación
con la Fig. 21. El sistema de apoyo utilizado para la derivación de
hemicardio derecho tiene su cánula 70 de entrada de flujo insertada
por la pared del corazón con las lumbreras 80 de entrada de flujo
colocados en la aurícula derecha "RA". La cánula 72 de salida
de flujo se coloca en la aorta pulmonar "PA" en la orientación
de corriente abajo como se muestra. En esta aplicación, todavía se
utilizan los pulmones para oxigenar la sangre. Alternativamente, se
puede efectuar una derivación derecha accediendo al ventrículo
derecho con la cánula 70 de entrada de flujo o se puede efectuar una
derivación izquierda accediendo al ventrículo izquierdo con
cualquiera de los preparativos descritos anteriormente.
Así, el sistema de apoyo circulatorio 10 de la
presente descripción proporciona a corto plazo apoyo temporal al
corazón (tanto parcial, por ejemplo, ayuda al hemicardio izquierdo,
o apoyo total) de un paciente. El ajuste y control del sistema
requieren un esfuerzo relativamente mínimo. El sistema entero 10, es
decir, la bomba 12 incluyendo el motor 60 y los tubos asociados,
pueden fabricarse para ser desechables con eficacia de costes. Las
características de la unidad de control, incluyendo la detección de
burbuja, la detección de caudal, la desconexión automática del
motor y el cierre automático de la cánula de salida en caso de
detección de burbuja, las diversas alarmas visibles y audibles, y
demás, están particularmente adaptados para satisfacer las
necesidades de un sistema de bomba de flujo axial. La unidad de
control también está diseñada ergonómicamente para ocupar un
pequeño espacio de sala y facilitar el uso en la sala de
operación.
Aun cuando la descripción anterior contiene
muchos datos específicos, estos datos específicos no deberían
interpretarse como limitaciones en el alcance de la descripción,
sino meramente como ejemplificaciones de las realizaciones
preferidas de la misma. Por ejemplo, una o dos de las susodichas
bombas pueden colocarse en otras posiciones del cuerpo, a través de
otras áreas de acceso, además de las descritas antes. También, la/s
bomba/s puede/n utilizarse durante el enfoque de "ventana" a la
cirugía de derivación así como durante la cirugía de derivación
mínimamente invasiva. Los expertos en la técnica podrán idear
muchas otras posibles variaciones que están dentro del alcance de
la descripción como se define por las reivindicaciones anexas a
esta.
Claims (8)
1. Un sistema de apoyo circulatorio (10) que
comprende:
un alojamiento (18) de bomba que define un eje
longitudinal, el alojamiento de bomba incluye una parte (14) de
extremo de entrada que define una lumbrera (24) de entrada para
permitir que la sangre entre en el alojamiento de bomba y una parte
(16) de extremo de salida que define una lumbrera (26) de salida
para permitir que la sangre salga del alojamiento de bomba, las
partes de extremo de entrada y salida tienen unas partes centrales
(32, 34) de cubo con hojas enderezadas (36, 38) que se extienden
desde ella para facilitar el paso de sangre a través del
alojamiento de bomba;
un miembro giratorio (50) montado para el
movimiento giratorio en las partes centrales de cubo del alojamiento
de bomba, el miembro giratorio incluye al menos una hoja (54) de
impulsor para impartir energía de bomba a la sangre que pasa a
través del alojamiento de bomba, el miembro giratorio tiene un rotor
(58) accionado magnéticamente; y
un estator (60) de motor dispuesto en el
alojamiento de bomba, el estator de motor y el miembro giratorio
tienen un espacio anular entre ellos que define un recorrido para
que la sangre fluya a través del alojamiento de bomba, el estator
de motor tiene al menos una hoja (48) de estator que se extiende
desde una superficie interna suya, la hoja de estator y la hoja de
impulsor del miembro giratorio están configuradas de forma
cooperante para ejercer una energía de bombeo de flujo
substancialmente axial a la sangre que fluye a lo largo del
recorrido de sangre;
un tubo (66) de entrada de flujo conectado a la
parte de extremo de entrada del alojamiento de bomba y configurado
para acceder a uno entre un vaso sanguíneo importante y el corazón
de un paciente;
un tubo (68) de salida de flujo conectado a la
parte de extremo de salida del alojamiento de bomba para acceder a
uno de entre un vaso sanguíneo importante o el corazón de un
paciente; y
caracterizado porque:
el miembro giratorio es giratorio alrededor de
un eje (52) acoplado a las partes centrales de cubo; y
una unidad de control (100) que tiene un
procesador, acoplado operativamente a la bomba de flujo, para
controlar el funcionamiento de esta; y
un transductor de presión (94) montado en un
extremo distal del tubo de entrada de flujo o sus proximidades para
la inserción dentro y la detección de la presión en el corazón o en
un vaso sanguíneo asociado con el corazón de un paciente y
proporcionar una señal de presión indicativa de la presión detectada
a la unidad de control;
la unidad de control está configurada para
ordenar una reducción de la velocidad del miembro giratorio a una
velocidad predeterminada cuando la presión está determinada por
debajo de un umbral predeterminado.
2. El sistema de la reivindicación 1, en el que
la al menos una hoja de impulsor se extiende axial y periféricamente
con respecto a un eje longitudinal del alojamiento de bomba.
3. El sistema acorde con la reivindicación 1 ó
2, en el que la al menos una hoja de estator se extiende axial y
periféricamente con respecto al eje longitudinal.
4. El sistema acorde con la reivindicación 1 ó
2, en el que la al menos una hoja de estator se extiende axial y
periféricamente con respecto al eje longitudinal y está dispuesta
entre la una hoja de impulsor y la parte de extremo de salida del
alojamiento de bomba.
5. El sistema acorde con cualquiera de las
reivindicaciones anteriores, incluyendo una pluralidad de hojas de
impulsor y una pluralidad de hojas de estator.
6. El sistema acorde con cualquiera de las
reivindicaciones anteriores, que incluye un sensor (104) de burbujas
de aire montado en el tubo de flujo de entrada o el tubo de flujo
de salida para detectar burbujas de aire en el tubo respectivo y
proporcionar una señal de detección de burbujas indicativa de la
presencia de una burbuja de aire.
En el que la unidad de control está operativa,
como respuesta a recibir una señal de detección de burbuja, para
generar una alarma de burbuja de aire y provocar que cese el giro
del miembro giratorio.
7. El sistema acorde con la reivindicación 6,
que incluye un dispositivo (118) de sujeción montado en uno de
entre los tubos de entrada y salida de flujo y que funciona para
sujetar el tubo respectivo como respuesta a la señal de detección
de burbuja para evitar que entre aire en la corriente sanguínea del
paciente.
8. El sistema acorde con cualquiera de las
reivindicaciones anteriores en el que la reducción de velocidad del
miembro giratorio a una velocidad menor se repite de tal manera que
la velocidad es disminuida, hasta que se determina que la presión
ha subido a un valor por encima de un umbral predeterminado, y la
unidad de control es funcional para subir la velocidad si la
presión ha subido por encima del umbral predeterminado.
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---|---|---|---|
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---|---|---|---|
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Families Citing this family (244)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
ES2227718T3 (es) * | 1996-10-04 | 2005-04-01 | United States Surgical Corporation | Sistema de apoyo circulatorio. |
US6123725A (en) * | 1997-07-11 | 2000-09-26 | A-Med Systems, Inc. | Single port cardiac support apparatus |
US6532964B2 (en) * | 1997-07-11 | 2003-03-18 | A-Med Systems, Inc. | Pulmonary and circulatory blood flow support devices and methods for heart surgery procedures |
US6616633B1 (en) * | 1997-09-19 | 2003-09-09 | Alaris Medical Systems, Inc. | Apparatus and method for air-in-line detection |
US6387037B1 (en) * | 1997-10-09 | 2002-05-14 | Orqis Medical Corporation | Implantable heart assist system and method of applying same |
US6889082B2 (en) | 1997-10-09 | 2005-05-03 | Orqis Medical Corporation | Implantable heart assist system and method of applying same |
JPH11182444A (ja) * | 1997-10-17 | 1999-07-06 | Takumina:Kk | ソレノイド駆動ポンプの制御回路 |
AU4315699A (en) * | 1998-05-26 | 1999-12-13 | Circulation, Inc. | Apparatus for providing coronary retroperfusion and methods of use |
US6620189B1 (en) | 2000-02-28 | 2003-09-16 | Radiant Medical, Inc. | Method and system for control of a patient's body temperature by way of a transluminally insertable heat exchange catheter |
US6392555B1 (en) * | 1998-11-17 | 2002-05-21 | Clark Most, Jr. | Medical equipment warning device |
US20020128587A1 (en) * | 1999-01-13 | 2002-09-12 | A-Med Systems, Inc. | Pulmonary and circulatory blood flow support devices and methods for heart surgery procedures |
WO2000064030A1 (de) * | 1999-04-20 | 2000-10-26 | Berlin Heart Ag | Vorrichtung zur schonenden förderung von ein- oder mehrphasigen fluiden |
US7022100B1 (en) | 1999-09-03 | 2006-04-04 | A-Med Systems, Inc. | Guidable intravascular blood pump and related methods |
US20030205233A1 (en) | 1999-12-02 | 2003-11-06 | A-Med Systems, Inc. | Surgical drape and panel assembly |
DE29921352U1 (de) * | 1999-12-04 | 2001-04-12 | Impella Cardiotech Ag | Intravasale Blutpumpe |
EP1263495B1 (en) * | 2000-01-27 | 2006-08-30 | A-Med Systems, Inc. | Cannulation system |
JP5214836B2 (ja) * | 2000-03-27 | 2013-06-19 | ザ クリーブランド クリニック ファウンデーション | ターボ形血液ポンプ用長期性能制御システム |
US6530876B1 (en) | 2000-04-25 | 2003-03-11 | Paul A. Spence | Supplemental heart pump methods and systems for supplementing blood through the heart |
US6613008B2 (en) | 2000-06-13 | 2003-09-02 | A-Med Systems, Inc. | Integrated system for cardiopulmonary bypass and related methods |
WO2001097878A1 (en) * | 2000-06-20 | 2001-12-27 | Intellicardia, Inc. | Split circulation apparatus and method |
WO2001097879A1 (en) * | 2000-06-20 | 2001-12-27 | Chf Solutions, Inc. | Apparatus and method for perfusing the kidney with venous blood |
US6808508B1 (en) * | 2000-09-13 | 2004-10-26 | Cardiacassist, Inc. | Method and system for closed chest blood flow support |
US6730267B2 (en) * | 2001-02-09 | 2004-05-04 | Cardiovention, Inc. | Integrated blood handling system having active gas removal system and methods of use |
US20020188167A1 (en) * | 2001-06-06 | 2002-12-12 | Anthony Viole | Multilumen catheter for minimizing limb ischemia |
US7048680B2 (en) * | 2001-06-06 | 2006-05-23 | Orqis Medical Corporation | Multilumen catheter for minimizing limb ischemia |
US7366754B2 (en) * | 2001-06-29 | 2008-04-29 | Thomson Licensing | Multi-media jitter removal in an asynchronous digital home network |
US6746416B2 (en) | 2001-12-05 | 2004-06-08 | Spin Corporation | Duplex blood pump for heart surgery |
US20030175149A1 (en) * | 2002-03-18 | 2003-09-18 | Bruce Searles | Renewable, modifiable, membrane gas exchanger |
US7470246B2 (en) * | 2002-12-17 | 2008-12-30 | Terumo Kabushiki Kaisha | Centrifugal blood pump apparatus |
US7335334B2 (en) * | 2003-01-14 | 2008-02-26 | Medtronic, Inc. | Active air removal from an extracorporeal blood circuit |
US7198751B2 (en) | 2003-01-14 | 2007-04-03 | Medtronic, Inc. | Disposable, integrated, extracorporeal blood circuit |
US7189352B2 (en) | 2003-01-14 | 2007-03-13 | Medtronic, Inc. | Extracorporeal blood circuit priming system and method |
US7201870B2 (en) | 2003-01-14 | 2007-04-10 | Medtronic, Inc. | Active air removal system operating modes of an extracorporeal blood circuit |
US7204958B2 (en) | 2003-01-14 | 2007-04-17 | Medtronic, Inc. | Extracorporeal blood circuit air removal system and method |
DE602004026996D1 (de) * | 2003-01-14 | 2010-06-17 | Medtronic Inc | Vorrichtung zum aktiven entfernen von luft in einem extrakorporalen blutkreislauf |
JP4108054B2 (ja) * | 2003-04-30 | 2008-06-25 | 三菱重工業株式会社 | 人工心臓ポンプ |
EP1486217B1 (en) * | 2003-06-12 | 2010-05-12 | Terumo Kabushiki Kaisha | Artificial heart pump system and its control apparatus |
US8021387B2 (en) * | 2003-07-11 | 2011-09-20 | Biosense Webster, Inc. | Trans-septal sheath with splitting dilating needle and method for its use |
US7416525B2 (en) * | 2003-09-18 | 2008-08-26 | Myrakelle, Llc | Rotary blood pump |
US7273446B2 (en) * | 2003-10-31 | 2007-09-25 | Spence Paul A | Methods, devices and systems for counterpulsation of blood flow to and from the circulatory system |
US20050113631A1 (en) * | 2003-11-12 | 2005-05-26 | Bolling Steven F. | Cannulae having a redirecting tip |
US7056286B2 (en) | 2003-11-12 | 2006-06-06 | Adrian Ravenscroft | Medical device anchor and delivery system |
JP2005189003A (ja) * | 2003-12-24 | 2005-07-14 | Ueda Japan Radio Co Ltd | 流量測定および気泡検出の可能な統合システム |
US7524277B1 (en) | 2004-02-11 | 2009-04-28 | Board Of Regents, The University Of Texas System | Apex to aorta cannula assembly |
US20050277804A1 (en) * | 2004-06-10 | 2005-12-15 | Robert Pecor | System including a cannula having reduced flow resistance |
US8012079B2 (en) | 2004-08-13 | 2011-09-06 | Procyrion, Inc. | Method and apparatus for long-term assisting a left ventricle to pump blood |
US7393181B2 (en) | 2004-09-17 | 2008-07-01 | The Penn State Research Foundation | Expandable impeller pump |
ITMI20041977A1 (it) * | 2004-10-18 | 2005-01-18 | N G C Medical S P A | Apparecchiatura per realizzare un intervento di chirurgia valvolare aortica a cuore battente |
US7611463B2 (en) * | 2004-10-28 | 2009-11-03 | General Electric Company | Ultrasound beamformer with high speed serial control bus packetized protocol |
US8419609B2 (en) | 2005-10-05 | 2013-04-16 | Heartware Inc. | Impeller for a rotary ventricular assist device |
US7972122B2 (en) * | 2005-04-29 | 2011-07-05 | Heartware, Inc. | Multiple rotor, wide blade, axial flow pump |
US8002708B2 (en) * | 2005-01-11 | 2011-08-23 | General Electric Company | Ultrasound beamformer with scalable receiver boards |
US8088109B2 (en) * | 2005-02-14 | 2012-01-03 | Surgical Pioneering, LLC | Method and apparatus for providing immediate supplemental blood flow to an organ |
AU2006239290B2 (en) | 2005-04-27 | 2012-05-10 | Zoll Circulation, Inc. | System for adjusting the temperature of a patient |
WO2006133209A1 (en) | 2005-06-06 | 2006-12-14 | The Cleveland Clinic Foundation | Blood pump |
US20070016027A1 (en) * | 2005-07-14 | 2007-01-18 | Marco Gerois D | Method and apparatus for utilizing a high speed serial data bus interface within an ultrasound system |
US8550973B2 (en) * | 2006-01-09 | 2013-10-08 | Cardiacassist, Inc. | Percutaneous right ventricular assist apparatus and method |
US8672611B2 (en) | 2006-01-13 | 2014-03-18 | Heartware, Inc. | Stabilizing drive for contactless rotary blood pump impeller |
JP5155186B2 (ja) | 2006-01-13 | 2013-02-27 | ハートウェア、インコーポレイテッド | 回転式血液ポンプ |
EP1981585B1 (en) * | 2006-01-27 | 2019-03-06 | CircuLite, Inc. | Heart assist system |
JP2009530041A (ja) * | 2006-03-23 | 2009-08-27 | ザ・ペン・ステート・リサーチ・ファンデーション | 拡張可能なインペラポンプを有する心臓補助装置 |
JP2009532131A (ja) | 2006-03-31 | 2009-09-10 | オーキス メディカル コーポレイション | 回転血液ポンプ |
JP5537939B2 (ja) * | 2006-08-30 | 2014-07-02 | サーキュライト・インコーポレーテッド | 循環系に補足的な血流を確立するための装置、方法、及びシステム |
US7905823B2 (en) * | 2006-08-30 | 2011-03-15 | Circulite, Inc. | Devices, methods and systems for establishing supplemental blood flow in the circulatory system |
US8333686B2 (en) * | 2006-08-30 | 2012-12-18 | Circulite, Inc. | Cannula insertion devices, systems, and methods including a compressible member |
JP5457182B2 (ja) * | 2006-09-14 | 2014-04-02 | サーキュライト・インコーポレーテッド | 血管内血液ポンプおよびカテーテル |
WO2008047354A2 (en) * | 2006-10-16 | 2008-04-24 | Ventor Technologies Ltd. | Transapical delivery system with ventriculo-arterial overflow bypass |
US8221363B2 (en) | 2006-10-18 | 2012-07-17 | Baxter Healthcare S.A. | Luer activated device with valve element under tension |
US7981090B2 (en) | 2006-10-18 | 2011-07-19 | Baxter International Inc. | Luer activated device |
US7753338B2 (en) | 2006-10-23 | 2010-07-13 | Baxter International Inc. | Luer activated device with minimal fluid displacement |
EP2131888B1 (en) | 2007-02-26 | 2017-04-05 | HeartWare, Inc. | Intravascular ventricular assist device |
JP5266464B2 (ja) * | 2007-05-10 | 2013-08-21 | ライニッシュ−ヴェストフェリッシェ・テクニッシェ・ホッホシューレ・アーヘン | 心機能変化評価装置 |
JP5201887B2 (ja) * | 2007-06-20 | 2013-06-05 | テルモ株式会社 | 人工心臓用血液ポンプシステムおよび機器監視システム |
EP2170449B1 (en) * | 2007-07-19 | 2013-01-16 | CircuLite, Inc. | Cannula for heart chamber implantation and related systems and methods |
US8343029B2 (en) * | 2007-10-24 | 2013-01-01 | Circulite, Inc. | Transseptal cannula, tip, delivery system, and method |
WO2009091965A1 (en) * | 2008-01-18 | 2009-07-23 | Med Institute, Inc. | Intravascular device attachment system having tubular expandable body |
GB2457468B (en) * | 2008-02-13 | 2012-11-21 | Probe Scient Ltd | molecular exchange device |
WO2009137530A2 (en) * | 2008-05-05 | 2009-11-12 | Coherex Medical, Inc. | Ventricular assist device and related methods |
US8540616B2 (en) | 2008-05-05 | 2013-09-24 | Coherex Medical, Inc. | Ventricular assist device and related methods |
US20090319192A1 (en) * | 2008-06-19 | 2009-12-24 | Frank Bergner | Measurement Facility, Sensor Unit and Further Processing Unit |
JP5171953B2 (ja) | 2008-06-23 | 2013-03-27 | テルモ株式会社 | 血液ポンプ装置 |
WO2010008560A1 (en) | 2008-07-16 | 2010-01-21 | Heartware, Inc. | Cannula tip for use with a vad |
AU2009302471B2 (en) | 2008-10-06 | 2015-03-19 | Indiana University Research And Technology Corporation | Methods and apparatus for active or passive assistance in the circulatory system |
SI2344218T1 (sl) * | 2008-10-10 | 2021-09-30 | Medicaltree Patent Ltd. | Črpalka za podporo srcu |
US20100152544A1 (en) * | 2008-11-19 | 2010-06-17 | Spectrum Medical Limited | Cardiac monitoring system and method |
US20100143192A1 (en) | 2008-12-04 | 2010-06-10 | Therox, Inc. | Method and device for combined detection of bubbles and flow rate in a system for enriching a bodily fluid with a gas |
EP2194278A1 (de) | 2008-12-05 | 2010-06-09 | ECP Entwicklungsgesellschaft mbH | Fluidpumpe mit einem rotor |
EP2372160B1 (en) | 2008-12-08 | 2014-07-30 | Thoratec Corporation | Centrifugal pump device |
EP2216059A1 (de) | 2009-02-04 | 2010-08-11 | ECP Entwicklungsgesellschaft mbH | Kathetereinrichtung mit einem Katheter und einer Betätigungseinrichtung |
US20100222878A1 (en) * | 2009-02-27 | 2010-09-02 | Thoratec Corporation | Blood pump system with arterial pressure monitoring |
US20100222633A1 (en) * | 2009-02-27 | 2010-09-02 | Victor Poirier | Blood pump system with controlled weaning |
US20100222635A1 (en) * | 2009-02-27 | 2010-09-02 | Thoratec Corporation | Maximizing blood pump flow while avoiding left ventricle collapse |
US8562507B2 (en) | 2009-02-27 | 2013-10-22 | Thoratec Corporation | Prevention of aortic valve fusion |
US8449444B2 (en) * | 2009-02-27 | 2013-05-28 | Thoratec Corporation | Blood flow meter |
JP5378010B2 (ja) | 2009-03-05 | 2013-12-25 | ソラテック コーポレーション | 遠心式ポンプ装置 |
CN102341600B (zh) | 2009-03-06 | 2014-12-10 | 胸腔科技有限公司 | 离心式泵装置 |
EP2229965A1 (de) | 2009-03-18 | 2010-09-22 | ECP Entwicklungsgesellschaft mbH | Fluidpumpe mit besonderer Gestaltung eines Rotorblattes |
US8460168B2 (en) * | 2009-03-27 | 2013-06-11 | Circulite, Inc. | Transseptal cannula device, coaxial balloon delivery device, and methods of using the same |
US20100249491A1 (en) * | 2009-03-27 | 2010-09-30 | Circulite, Inc. | Two-piece transseptal cannula, delivery system, and method of delivery |
GB0906642D0 (en) * | 2009-04-17 | 2009-06-03 | Calon Cardio Technology Ltd | Cardiac pump |
EP2246078A1 (de) | 2009-04-29 | 2010-11-03 | ECP Entwicklungsgesellschaft mbH | Wellenanordnung mit einer Welle, die innerhalb einer fluidgefüllten Hülle verläuft |
EP2248544A1 (de) | 2009-05-05 | 2010-11-10 | ECP Entwicklungsgesellschaft mbH | Im Durchmesser veränderbare Fluidpumpe, insbesondere für die medizinische Verwendung |
EP2266640A1 (de) | 2009-06-25 | 2010-12-29 | ECP Entwicklungsgesellschaft mbH | Komprimierbares und expandierbares Schaufelblatt für eine Fluidpumpe |
CA2769631A1 (en) | 2009-07-01 | 2011-01-06 | The Penn State Research Foundation | Blood pump with expandable cannula |
EP2461465B1 (en) | 2009-07-29 | 2018-12-19 | Thoratec Corporation | Rotation drive device and centrifugal pump device |
EP2282070B1 (de) | 2009-08-06 | 2012-10-17 | ECP Entwicklungsgesellschaft mbH | Kathetereinrichtung mit einer Ankopplungseinrichtung für eine Antriebseinrichtung |
US8241018B2 (en) | 2009-09-10 | 2012-08-14 | Tyco Healthcare Group Lp | Compact peristaltic medical pump |
EP2298371A1 (de) | 2009-09-22 | 2011-03-23 | ECP Entwicklungsgesellschaft mbH | Funktionselement, insbesondere Fluidpumpe, mit einem Gehäuse und einem Förderelement |
EP2298372A1 (de) | 2009-09-22 | 2011-03-23 | ECP Entwicklungsgesellschaft mbH | Rotor für eine Axialpumpe zur Förderung eines Fluids |
DK3441616T3 (da) | 2009-09-22 | 2023-05-30 | Ecp Entw Mbh | Komprimerbar rotor til en fluidpumpe |
EP2314331B1 (de) | 2009-10-23 | 2013-12-11 | ECP Entwicklungsgesellschaft mbH | Katheterpumpenanordnung und flexible Wellenanordnung mit einer Seele |
EP2314330A1 (de) | 2009-10-23 | 2011-04-27 | ECP Entwicklungsgesellschaft mbH | Flexible Wellenanordnung |
US8690749B1 (en) | 2009-11-02 | 2014-04-08 | Anthony Nunez | Wireless compressible heart pump |
EP2496189A4 (en) | 2009-11-04 | 2016-05-11 | Nitinol Devices And Components Inc | ALTERNATIVE PERIPHERAL BRIDGE STENT DESIGN AND METHOD FOR USE THEREOF |
US20110112353A1 (en) * | 2009-11-09 | 2011-05-12 | Circulite, Inc. | Bifurcated outflow cannulae |
EP2338541A1 (de) | 2009-12-23 | 2011-06-29 | ECP Entwicklungsgesellschaft mbH | Radial komprimierbarer und expandierbarer Rotor für eine Fluidpumpe |
EP2338540A1 (de) | 2009-12-23 | 2011-06-29 | ECP Entwicklungsgesellschaft mbH | Förderschaufel für einen komprimierbaren Rotor |
EP2338539A1 (de) | 2009-12-23 | 2011-06-29 | ECP Entwicklungsgesellschaft mbH | Pumpeneinrichtung mit einer Detektionseinrichtung |
US8562519B2 (en) | 2009-12-31 | 2013-10-22 | Cardiacassist, Inc. | Pumping system and method for assisting a patient's heart |
EP2347778A1 (de) | 2010-01-25 | 2011-07-27 | ECP Entwicklungsgesellschaft mbH | Fluidpumpe mit einem radial komprimierbaren Rotor |
US8768487B2 (en) * | 2010-02-11 | 2014-07-01 | Circulite, Inc. | Devices, methods and systems for establishing supplemental blood flow in the circulatory system |
US9750866B2 (en) | 2010-02-11 | 2017-09-05 | Circulite, Inc. | Cannula lined with tissue in-growth material |
JP5443197B2 (ja) | 2010-02-16 | 2014-03-19 | ソラテック コーポレーション | 遠心式ポンプ装置 |
EP2537247A4 (en) * | 2010-02-16 | 2018-01-31 | CircuLite, Inc. | Test controller for a rotary pump |
EP2363157A1 (de) | 2010-03-05 | 2011-09-07 | ECP Entwicklungsgesellschaft mbH | Vorrichtung zur mechanischen Einwirkung auf ein Medium, insbesondere Fluidpumpe |
JP5572832B2 (ja) | 2010-03-26 | 2014-08-20 | ソーラテック コーポレイション | 遠心式血液ポンプ装置 |
EP2372330B1 (de) * | 2010-03-31 | 2013-01-16 | LIFEBRIDGE Medizintechnik AG | Luftblasensensor |
EP2388029A1 (de) | 2010-05-17 | 2011-11-23 | ECP Entwicklungsgesellschaft mbH | Pumpenanordnung |
TW201217010A (en) | 2010-06-22 | 2012-05-01 | Thoratec Corp | Apparatus and method for modifying pressure-flow characteristics of a pump |
US8905910B2 (en) | 2010-06-22 | 2014-12-09 | Thoratec Corporation | Fluid delivery system and method for monitoring fluid delivery system |
EP2399639A1 (de) | 2010-06-25 | 2011-12-28 | ECP Entwicklungsgesellschaft mbH | System zum einführen einer pumpe |
JP5681403B2 (ja) | 2010-07-12 | 2015-03-11 | ソーラテック コーポレイション | 遠心式ポンプ装置 |
EP2407187A3 (de) | 2010-07-15 | 2012-06-20 | ECP Entwicklungsgesellschaft mbH | Blutpumpe für die invasive Anwendung innerhalb eines Körpers eines Patienten |
EP2407186A1 (de) | 2010-07-15 | 2012-01-18 | ECP Entwicklungsgesellschaft mbH | Rotor für eine Pumpe, hergestellt mit einem ersten, elastischen Werkstoff |
EP2407185A1 (de) | 2010-07-15 | 2012-01-18 | ECP Entwicklungsgesellschaft mbH | Radial komprimierbarer und expandierbarer Rotor für eine Pumpe mit einem Schaufelblatt |
EP2422735A1 (de) | 2010-08-27 | 2012-02-29 | ECP Entwicklungsgesellschaft mbH | Implantierbare Blutfördereinrichtung, Manipulationseinrichtung sowie Koppeleinrichtung |
EP2613821B1 (en) | 2010-09-07 | 2023-02-15 | Paul A. Spence | Cannula systems |
JP5577506B2 (ja) | 2010-09-14 | 2014-08-27 | ソーラテック コーポレイション | 遠心式ポンプ装置 |
JP5852122B2 (ja) | 2010-09-24 | 2016-02-03 | ソーラテック コーポレイション | 循環補助装置の制御 |
AU2011305250B2 (en) | 2010-09-24 | 2014-10-02 | Thoratec Corporation | Generating artificial pulse |
EP2624791B1 (en) | 2010-10-08 | 2017-06-21 | Confluent Medical Technologies, Inc. | Alternating circumferential bridge stent design |
US9775936B2 (en) | 2010-10-18 | 2017-10-03 | WorldHeart Corp. | Blood pump with separate mixed-flow and axial-flow impeller stages, components therefor and related methods |
AU2011338380A1 (en) | 2010-12-08 | 2013-05-02 | Thoratec Corporation | Modular driveline |
US8485961B2 (en) | 2011-01-05 | 2013-07-16 | Thoratec Corporation | Impeller housing for percutaneous heart pump |
US8597170B2 (en) | 2011-01-05 | 2013-12-03 | Thoratec Corporation | Catheter pump |
WO2012094641A2 (en) | 2011-01-06 | 2012-07-12 | Thoratec Corporation | Percutaneous heart pump |
WO2012094535A2 (en) | 2011-01-06 | 2012-07-12 | Thoratec Corporation | Percutaneous heart pump |
EP2497521A1 (de) | 2011-03-10 | 2012-09-12 | ECP Entwicklungsgesellschaft mbH | Schubvorrichtung zum axialen Einschieben eines strangförmigen, flexiblen Körpers |
ITMO20110063A1 (it) * | 2011-03-21 | 2012-09-22 | Rand Srl | Dispositivo per il monitoraggio di parametri chimico-fisici di un fluido organico |
EP2693609B1 (en) | 2011-03-28 | 2017-05-03 | Thoratec Corporation | Rotation and drive device and centrifugal pump device using same |
JP2012249732A (ja) * | 2011-06-01 | 2012-12-20 | Univ Of Tokyo | カニューレおよび補助循環装置 |
US8613696B2 (en) | 2011-08-15 | 2013-12-24 | Thoratec Corporation | Non-invasive diagnostics for ventricle assist device |
EP2564771A1 (de) | 2011-09-05 | 2013-03-06 | ECP Entwicklungsgesellschaft mbH | Medizinprodukt mit einem Funktionselement zum invasiven Einsatz im Körper eines Patienten |
US8926492B2 (en) | 2011-10-11 | 2015-01-06 | Ecp Entwicklungsgesellschaft Mbh | Housing for a functional element |
JP6083929B2 (ja) | 2012-01-18 | 2017-02-22 | ソーラテック コーポレイション | 遠心式ポンプ装置 |
US10520025B1 (en) * | 2012-02-16 | 2019-12-31 | Us Synthetic Corporation | Bearing assembly for use in axial-flow cardiopulmonary bypass blood pumps and related pumps |
US9327067B2 (en) | 2012-05-14 | 2016-05-03 | Thoratec Corporation | Impeller for catheter pump |
GB2504176A (en) | 2012-05-14 | 2014-01-22 | Thoratec Corp | Collapsible impeller for catheter pump |
US8721517B2 (en) | 2012-05-14 | 2014-05-13 | Thoratec Corporation | Impeller for catheter pump |
US9872947B2 (en) | 2012-05-14 | 2018-01-23 | Tc1 Llc | Sheath system for catheter pump |
US9446179B2 (en) | 2012-05-14 | 2016-09-20 | Thoratec Corporation | Distal bearing support |
EP4186557A1 (en) | 2012-07-03 | 2023-05-31 | Tc1 Llc | Motor assembly for catheter pump |
US9358329B2 (en) | 2012-07-03 | 2016-06-07 | Thoratec Corporation | Catheter pump |
US9421311B2 (en) | 2012-07-03 | 2016-08-23 | Thoratec Corporation | Motor assembly for catheter pump |
US10602740B2 (en) | 2012-07-10 | 2020-03-31 | Lifeline Scientific, Inc. | Organ perfusion apparatus with downstream flow control |
WO2014042925A2 (en) * | 2012-09-13 | 2014-03-20 | Circulite, Inc. | Blood flow system with variable speed control |
DE102013012391A1 (de) * | 2012-09-26 | 2014-03-27 | CircuLite GmbH | Pumpe, System mit einer Blutpumpe und Verfahren zur Herstellung einer Blutpumpe |
EP2908880B1 (en) | 2012-10-16 | 2018-12-05 | Paul A. Spence | Devices for facilitating flow from the heart to a blood pump |
US9278023B2 (en) | 2012-12-14 | 2016-03-08 | Zoll Circulation, Inc. | System and method for management of body temperature |
US9371826B2 (en) | 2013-01-24 | 2016-06-21 | Thoratec Corporation | Impeller position compensation using field oriented control |
US9556873B2 (en) | 2013-02-27 | 2017-01-31 | Tc1 Llc | Startup sequence for centrifugal pump with levitated impeller |
US11077294B2 (en) | 2013-03-13 | 2021-08-03 | Tc1 Llc | Sheath assembly for catheter pump |
US11033728B2 (en) | 2013-03-13 | 2021-06-15 | Tc1 Llc | Fluid handling system |
EP2968718B1 (en) | 2013-03-13 | 2021-04-21 | Tc1 Llc | Fluid handling system |
US9308302B2 (en) | 2013-03-15 | 2016-04-12 | Thoratec Corporation | Catheter pump assembly including a stator |
WO2014143593A1 (en) | 2013-03-15 | 2014-09-18 | Thoratec Corporation | Catheter pump assembly including a stator |
US9713663B2 (en) | 2013-04-30 | 2017-07-25 | Tc1 Llc | Cardiac pump with speed adapted for ventricle unloading |
US10052420B2 (en) | 2013-04-30 | 2018-08-21 | Tc1 Llc | Heart beat identification and pump speed synchronization |
US10111994B2 (en) | 2013-05-14 | 2018-10-30 | Heartware, Inc. | Blood pump with separate mixed-flow and axial-flow impeller stages and multi-stage stators |
DE102013106352A1 (de) | 2013-06-18 | 2014-12-18 | Universität Zu Lübeck | Herzunterstützungssystem sowie Herzunterstützungsverfahren |
EP3076884B1 (en) | 2013-12-04 | 2020-02-05 | Heartware, Inc. | Apparatus for cutting an atrial wall |
DE102014000678A1 (de) * | 2014-01-22 | 2015-07-23 | Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh | Vorrichtung und Verfahren zur Regelung und Vorgabe der Pumprate von Blutpumpen |
US10874805B2 (en) | 2014-02-14 | 2020-12-29 | Ailnh, Llc | Gas removal apparatus and related methods |
JP6352435B2 (ja) | 2014-02-14 | 2018-07-04 | リチャード デニス グリーン | ガスを除去するシステム及び方法 |
WO2015160943A1 (en) * | 2014-04-15 | 2015-10-22 | Thoratec Corporation | Sensors for catheter pumps |
CN106456853B (zh) | 2014-04-15 | 2019-04-23 | Tc1有限责任公司 | 用于控制血泵的方法和系统 |
WO2015160942A1 (en) | 2014-04-15 | 2015-10-22 | Thoratec Corporation | Catheter pump with off-set motor position |
WO2015160979A1 (en) | 2014-04-15 | 2015-10-22 | Thoratec Corporation | Catheter pump with access ports |
WO2015160990A1 (en) | 2014-04-15 | 2015-10-22 | Thoratec Corporation | Catheter pump introducer systems and methods |
US10391227B2 (en) * | 2014-05-15 | 2019-08-27 | Novalung Gmbh | Medico-technical measuring device and measuring method |
JP6875857B2 (ja) | 2014-05-15 | 2021-05-26 | ノヴァルング ゲーエムベーハー | 医療技術的測定システム、及び前記測定システムの製造方法 |
DE102014211216A1 (de) * | 2014-06-12 | 2015-12-17 | Universität Duisburg-Essen | Pumpe zur Implantierung in ein Gefäß |
US10327744B2 (en) * | 2014-06-26 | 2019-06-25 | Biosense Webster (Israel) Ltd | Assistive manual zeroing visualization |
US9709609B2 (en) | 2014-07-14 | 2017-07-18 | Covidien Lp | Systems and methods for improving the range of sensor systems |
US10449279B2 (en) | 2014-08-18 | 2019-10-22 | Tc1 Llc | Guide features for percutaneous catheter pump |
US9623161B2 (en) | 2014-08-26 | 2017-04-18 | Tc1 Llc | Blood pump and method of suction detection |
WO2016118777A1 (en) | 2015-01-22 | 2016-07-28 | Thoratec Corporation | Reduced rotational mass motor assembly for catheter pump |
EP3598986B1 (en) | 2015-01-22 | 2021-02-17 | Tc1 Llc | Motor assembly with heat exchanger for catheter pump |
WO2016118784A1 (en) | 2015-01-22 | 2016-07-28 | Thoratec Corporation | Attachment mechanisms for motor of catheter pump |
EP3256183A4 (en) | 2015-02-11 | 2018-09-19 | Tc1 Llc | Heart beat identification and pump speed synchronization |
US10371152B2 (en) | 2015-02-12 | 2019-08-06 | Tc1 Llc | Alternating pump gaps |
US10166318B2 (en) | 2015-02-12 | 2019-01-01 | Tc1 Llc | System and method for controlling the position of a levitated rotor |
US10245361B2 (en) | 2015-02-13 | 2019-04-02 | Tc1 Llc | Impeller suspension mechanism for heart pump |
US10583239B2 (en) | 2015-02-27 | 2020-03-10 | MAQUET CARDIOPULMONARY GmbH | Fluid flow rate measuring and gas bubble detecting apparatus |
US9907890B2 (en) | 2015-04-16 | 2018-03-06 | Tc1 Llc | Catheter pump with positioning brace |
DE102015004968A1 (de) * | 2015-04-20 | 2016-10-20 | Xenios Ag | Verfahren zum Fördern eines Mediums mit einer Pumpe und Pumpe mit einem Rotor, einem Gehäuse und einem Antrieb |
USD811585S1 (en) | 2015-08-13 | 2018-02-27 | Richard Green | Air removal device |
CA2999986A1 (en) | 2015-09-25 | 2017-03-30 | Procyrion, Inc. | Non-occluding intravascular blood pump providing reduced hemolysis |
EP3359217A4 (en) * | 2015-10-07 | 2019-06-12 | Maquet Cardiopulmonary GmbH | USER INTERFACE |
EP3159026A1 (de) | 2015-10-23 | 2017-04-26 | novalung GmbH | Zwischenelement für eine medizintechnische extrakorporale fluidleitung, medizintechnisches extrakorporales fluidsystem und verfahren zum messen eines in einem medizintechnischen extrakorporalen fluidsystem geführten fluid des menschlichen oder tierischen körpers enthaltenen gases |
US10441774B2 (en) | 2015-10-30 | 2019-10-15 | ECMOtek, LLC | Devices for endovascular access through extracorporeal life support circuits |
USD774181S1 (en) * | 2015-11-10 | 2016-12-13 | Richard Green | Air removal device |
US10117983B2 (en) | 2015-11-16 | 2018-11-06 | Tc1 Llc | Pressure/flow characteristic modification of a centrifugal pump in a ventricular assist device |
USD818117S1 (en) * | 2016-03-01 | 2018-05-15 | Ailnh, Llc | Air removal device |
USD826397S1 (en) * | 2016-03-01 | 2018-08-21 | Ailnh, Llc | Air removal device |
EP3808401A1 (en) | 2016-07-21 | 2021-04-21 | Tc1 Llc | Gas-filled chamber for catheter pump motor assembly |
US11160970B2 (en) | 2016-07-21 | 2021-11-02 | Tc1 Llc | Fluid seals for catheter pump motor assembly |
EP3295977B1 (en) * | 2016-09-16 | 2020-02-26 | Dentsply IH AB | Motorized irrigation system with improved flow control |
JP7053630B2 (ja) | 2016-09-22 | 2022-04-12 | クリストファー, ジェイ プロット, | 血液の体外コンディショニングのための機器及び方法 |
CN109862924B (zh) * | 2016-10-24 | 2021-09-21 | 心脏器械股份有限公司 | 具有在现场附连的马达定子的血泵 |
JP7150616B2 (ja) * | 2017-01-18 | 2022-10-11 | テルモ株式会社 | ポンプ |
WO2018187225A1 (en) * | 2017-04-03 | 2018-10-11 | Henry Ford Health System | Antegrade hemodynamic support |
EP3634528B1 (en) | 2017-06-07 | 2023-06-07 | Shifamed Holdings, LLC | Intravascular fluid movement devices, systems, and methods of use |
CN115814262A (zh) | 2017-06-09 | 2023-03-21 | 阿比奥梅德公司 | 用于调节血液泵支持的对心脏参数的确定 |
US11058863B2 (en) | 2017-11-06 | 2021-07-13 | Heartware, Inc. | VAD with intra-housing fluid access ports |
CN111556763B (zh) | 2017-11-13 | 2023-09-01 | 施菲姆德控股有限责任公司 | 血管内流体运动装置、系统 |
DE102018201030A1 (de) | 2018-01-24 | 2019-07-25 | Kardion Gmbh | Magnetkuppelelement mit magnetischer Lagerungsfunktion |
EP4085965A1 (en) | 2018-02-01 | 2022-11-09 | Shifamed Holdings, LLC | Intravascular blood pumps and methods of use and manufacture |
US10765790B2 (en) | 2018-02-20 | 2020-09-08 | Medtronic, Inc. | Detection of pump thrombosis |
DE102018211327A1 (de) | 2018-07-10 | 2020-01-16 | Kardion Gmbh | Laufrad für ein implantierbares, vaskuläres Unterstützungssystem |
US11013904B2 (en) | 2018-07-30 | 2021-05-25 | Cardiovascular Systems, Inc. | Intravascular pump with proximal and distal pressure or flow sensors and distal sensor tracking |
US11202900B2 (en) * | 2018-07-31 | 2021-12-21 | Cardiovascular Systems, Inc. | Intravascular pump with controls and display screen on handle |
EP3860675A4 (en) | 2018-10-05 | 2022-07-13 | Shifamed Holdings, LLC | INTRAVASCULAR BLOOD PUMPS AND METHODS OF USE |
US20200405943A1 (en) * | 2019-06-26 | 2020-12-31 | Berlin Heart Gmbh | Cardiac drainage cannula and related methods and systems |
US11964145B2 (en) | 2019-07-12 | 2024-04-23 | Shifamed Holdings, Llc | Intravascular blood pumps and methods of manufacture and use |
US11654275B2 (en) | 2019-07-22 | 2023-05-23 | Shifamed Holdings, Llc | Intravascular blood pumps with struts and methods of use and manufacture |
TR201912744A2 (tr) * | 2019-08-23 | 2021-03-22 | Istanbul Medipol Ueniversitesi | Açik kalp ameli̇yati i̇çi̇n toraks dişi kanülasyonda kullanilmak üzere yeni̇ ti̇p süperi̇or vena kava kanülü |
US11724089B2 (en) | 2019-09-25 | 2023-08-15 | Shifamed Holdings, Llc | Intravascular blood pump systems and methods of use and control thereof |
IL293625A (en) | 2019-12-03 | 2022-08-01 | Procyrion Inc | blood pumps |
RU2731806C1 (ru) * | 2019-12-10 | 2020-09-08 | Федеральное государственное автономное образовательное учреждение высшего образования "Национальный исследовательский университет "Московский институт электронной техники" | Осевой насос для перекачивания крови |
AU2020403115A1 (en) | 2019-12-13 | 2022-07-14 | Procyrion, Inc. | Support structures for intravascular blood pumps |
DE102020102474A1 (de) | 2020-01-31 | 2021-08-05 | Kardion Gmbh | Pumpe zum Fördern eines Fluids und Verfahren zum Herstellen einer Pumpe |
US20210308397A1 (en) * | 2020-04-01 | 2021-10-07 | Rudolph Oelofse | Multi-person medical ventilator |
JP7395626B2 (ja) | 2022-02-02 | 2023-12-11 | ヤマハ発動機株式会社 | メーターステー、メーターユニットおよび自転車 |
Family Cites Families (113)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US28742A (en) * | 1860-06-19 | Machine foe | ||
US2635547A (en) * | 1948-01-19 | 1953-04-21 | Pierce John B Foundation | Axial gap electric motor-driven pump |
FR1503906A (fr) | 1966-10-18 | 1967-12-01 | Nouveau ventricule cardiaque artificiel | |
FR1514319A (fr) | 1967-01-11 | 1968-02-23 | Dispositif pour l'implantation dans la région apicale du coeur d'un ventricule artificiel | |
USRE28742E (en) | 1967-10-26 | 1976-03-23 | Pumps capable of use as heart pumps | |
US3957389A (en) * | 1967-10-26 | 1976-05-18 | Bio-Medicus, Inc. | Pumping apparatus and process characterized by gentle operation |
US4037984A (en) * | 1967-10-26 | 1977-07-26 | Bio-Medicus, Inc. | Pumping apparatus and process characterized by gentle operation |
US3608088A (en) * | 1969-04-17 | 1971-09-28 | Univ Minnesota | Implantable blood pump |
US3647324A (en) * | 1969-12-18 | 1972-03-07 | Edson Howard Rafferty | Electrically driven pumps capable of use as heart pumps |
US3685059A (en) * | 1970-07-28 | 1972-08-22 | Gulf General Atomic Inc | Prosthetic blood circulation device having a pyrolytic carbon coated blood contacting surface |
US3995617A (en) * | 1972-05-31 | 1976-12-07 | Watkins David H | Heart assist method and catheter |
US3935876A (en) * | 1974-11-15 | 1976-02-03 | Renal Systems, Inc. | Air leak detector |
US4172796A (en) * | 1975-09-29 | 1979-10-30 | Teledyne Industries, Inc. | Water purifier apparatus |
US4068521A (en) * | 1976-07-22 | 1978-01-17 | Renal Systems, Inc. | Ultrasonic air and blood foam detector |
US4135253A (en) * | 1976-11-30 | 1979-01-23 | Medtronic, Inc. | Centrifugal blood pump for cardiac assist |
US4173796A (en) | 1977-12-09 | 1979-11-13 | University Of Utah | Total artificial hearts and cardiac assist devices powered and controlled by reversible electrohydraulic energy converters |
US4280495A (en) * | 1978-11-24 | 1981-07-28 | Sarns, Inc. | Air emboli detection |
FR2451480A1 (fr) * | 1979-03-16 | 1980-10-10 | Belenger Jacques | Pompe centrifuge medicale |
US4382199A (en) * | 1980-11-06 | 1983-05-03 | Nu-Tech Industries, Inc. | Hydrodynamic bearing system for a brushless DC motor |
US4688998A (en) * | 1981-03-18 | 1987-08-25 | Olsen Don B | Magnetically suspended and rotated impellor pump apparatus and method |
US5078741A (en) * | 1986-10-12 | 1992-01-07 | Life Extenders Corporation | Magnetically suspended and rotated rotor |
US4747826A (en) * | 1983-06-08 | 1988-05-31 | University Of Pittsburgh | Rapid venous infusion system |
FR2550583B1 (fr) | 1983-08-08 | 1986-03-28 | Delecroix Michel | Dispositif de regulation d'une pompe |
US4589882A (en) * | 1983-09-19 | 1986-05-20 | Urry Dan W | Enzymatically crosslinked bioelastomers |
US4625712A (en) * | 1983-09-28 | 1986-12-02 | Nimbus, Inc. | High-capacity intravascular blood pump utilizing percutaneous access |
US4704121A (en) * | 1983-09-28 | 1987-11-03 | Nimbus, Inc. | Anti-thrombogenic blood pump |
DE3343186A1 (de) * | 1983-11-29 | 1985-06-05 | Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V., 8000 München | Magnetische rotorlagerung |
EP0188451B1 (en) * | 1984-06-29 | 1991-12-11 | BAXTER INTERNATIONAL INC. (a Delaware corporation) | Blood extraction and reinfusion flow control system and method |
US4589822A (en) * | 1984-07-09 | 1986-05-20 | Mici Limited Partnership Iv | Centrifugal blood pump with impeller |
US4610656A (en) | 1984-08-21 | 1986-09-09 | Mehealus Partnership | Fully portable semi-automatic mechanical heart-lung substitution system and method |
US4524802A (en) | 1984-10-01 | 1985-06-25 | Bio-Chem Valve Corp. | Pinch valve |
US4688988A (en) | 1984-12-17 | 1987-08-25 | United Technologies Corporation | Coolable stator assembly for a gas turbine engine |
NL8502889A (nl) | 1985-10-23 | 1987-05-18 | Philips Nv | Werkwijze voor het vervaardigen van een inrichting voor het geleiden van gekwantificeerde deeltjes. |
GB8616945D0 (en) | 1986-07-11 | 1986-08-20 | Advanced Adhesives Ltd | Simultaneous dispensing of two substances |
US4753221A (en) * | 1986-10-22 | 1988-06-28 | Intravascular Surgical Instruments, Inc. | Blood pumping catheter and method of use |
US4769001A (en) * | 1987-02-25 | 1988-09-06 | Baxter International Inc. | Method and apparatus for calibrating plural pump fluid flow system |
US4779614A (en) * | 1987-04-09 | 1988-10-25 | Nimbus Medical, Inc. | Magnetically suspended rotor axial flow blood pump |
US5059167A (en) * | 1987-05-29 | 1991-10-22 | Retroperfusion Systems, Inc. | Retroperfusion and retroinfusion control apparatus, system and method |
US4865581A (en) * | 1987-05-29 | 1989-09-12 | Retroperfusion Systems, Inc. | Retroperfusion control apparatus, system and method |
US4895493A (en) * | 1987-06-12 | 1990-01-23 | Kletschka Harold D | Rotary pump |
DE3720667A1 (de) * | 1987-06-23 | 1989-01-05 | Schael Wilfried | Haemodialyse- und haemofiltrationsvorrichtung |
DE3725552A1 (de) | 1987-08-01 | 1989-02-09 | Hoechst Ag | Spruehkopf zum applizieren eines mehrkomponentenmaterials mittels gas |
US4795314A (en) * | 1987-08-24 | 1989-01-03 | Cobe Laboratories, Inc. | Condition responsive pump control utilizing integrated, commanded, and sensed flowrate signals |
JPS6468236A (en) * | 1987-09-07 | 1989-03-14 | Aisin Seiki | Cannula equipped with detection electrode |
US4976682A (en) * | 1987-11-23 | 1990-12-11 | Lane Perry L | Methods and apparatus for autologous blood recovery |
US4846152A (en) * | 1987-11-24 | 1989-07-11 | Nimbus Medical, Inc. | Single-stage axial flow blood pump |
US4817586A (en) * | 1987-11-24 | 1989-04-04 | Nimbus Medical, Inc. | Percutaneous bloom pump with mixed-flow output |
IL85249A0 (en) * | 1988-01-29 | 1988-07-31 | Galram Technology Ind Ltd | Heart assist device |
US5092879A (en) * | 1988-02-17 | 1992-03-03 | Jarvik Robert K | Intraventricular artificial hearts and methods of their surgical implantation and use |
US4994078A (en) * | 1988-02-17 | 1991-02-19 | Jarvik Robert K | Intraventricular artificial hearts and methods of their surgical implantation and use |
US4906229A (en) * | 1988-05-03 | 1990-03-06 | Nimbus Medical, Inc. | High-frequency transvalvular axisymmetric blood pump |
US5069661A (en) * | 1988-05-18 | 1991-12-03 | Brigham And Women's Hospital | Circulatory support system |
US4908012A (en) * | 1988-08-08 | 1990-03-13 | Nimbus Medical, Inc. | Chronic ventricular assist system |
US4922091A (en) * | 1988-08-09 | 1990-05-01 | International Business Machines Corporation | Direct generation of ultrafast electrical pulses |
US5011469A (en) * | 1988-08-29 | 1991-04-30 | Shiley, Inc. | Peripheral cardiopulmonary bypass and coronary reperfusion system |
US4898518A (en) | 1988-08-31 | 1990-02-06 | Minnesota Mining & Manufacturing Company | Shaft driven disposable centrifugal pump |
US4964864A (en) * | 1988-09-27 | 1990-10-23 | American Biomed, Inc. | Heart assist pump |
US4865518A (en) * | 1988-09-30 | 1989-09-12 | Foa Joseph V | Flow induction device |
US4957504A (en) * | 1988-12-02 | 1990-09-18 | Chardack William M | Implantable blood pump |
US4969865A (en) * | 1989-01-09 | 1990-11-13 | American Biomed, Inc. | Helifoil pump |
US5112292A (en) * | 1989-01-09 | 1992-05-12 | American Biomed, Inc. | Helifoil pump |
JPH0321258A (ja) * | 1989-01-31 | 1991-01-30 | Aisin Seiki Co Ltd | 血液ポンプの駆動装置 |
JPH0321257A (ja) * | 1989-01-31 | 1991-01-30 | Aisin Seiki Co Ltd | 血液ポンプの駆動装置 |
US4944722A (en) * | 1989-02-23 | 1990-07-31 | Nimbus Medical, Inc. | Percutaneous axial flow blood pump |
US4968293A (en) * | 1989-03-20 | 1990-11-06 | Medtronic, Inc. | Circulatory assist device |
DE3909967A1 (de) * | 1989-03-25 | 1990-09-27 | Fresenius Ag | Haemodialysegeraet mit automatischer einstellung des dialysierfluessigkeitsflusses |
US5108360A (en) * | 1989-03-31 | 1992-04-28 | Aisin Seiki Kabushiki Kaisha | Monitoring system for medical pump |
US4995857A (en) * | 1989-04-07 | 1991-02-26 | Arnold John R | Left ventricular assist device and method for temporary and permanent procedures |
US5049134A (en) * | 1989-05-08 | 1991-09-17 | The Cleveland Clinic Foundation | Sealless heart pump |
US5276611A (en) * | 1989-05-25 | 1994-01-04 | Andrea Ghiraldi | Management of parameters relating to a dialysis treatment |
US4927407A (en) * | 1989-06-19 | 1990-05-22 | Regents Of The University Of Minnesota | Cardiac assist pump with steady rate supply of fluid lubricant |
US5226877A (en) | 1989-06-23 | 1993-07-13 | Epstein Gordon H | Method and apparatus for preparing fibrinogen adhesive from whole blood |
US4955856A (en) | 1989-06-30 | 1990-09-11 | Phillips Steven J | Method and apparatus for installing a ventricular assist device cannulae |
US4967682A (en) * | 1989-07-12 | 1990-11-06 | Donnell Kenneth P O | Stabilizing system for a boat |
US4984972A (en) * | 1989-10-24 | 1991-01-15 | Minnesota Mining And Manufacturing Co. | Centrifugal blood pump |
US5242384A (en) * | 1989-11-13 | 1993-09-07 | Davol, Inc. | Blood pumping and processing system |
US5118264A (en) * | 1990-01-11 | 1992-06-02 | The Cleveland Clinic Foundation | Purge flow control in rotary blood pumps |
US5334136A (en) * | 1990-01-19 | 1994-08-02 | Karl Schwarz | System for treating blood processed in a cardiopulmonary bypass machine and ultrasound filtration apparatus useful therein |
JPH05505321A (ja) * | 1990-02-09 | 1993-08-12 | テラコール | 周期的な流れを提供する心臓人工器官の流速調整方法および装置 |
US5145333A (en) * | 1990-03-01 | 1992-09-08 | The Cleveland Clinic Foundation | Fluid motor driven blood pump |
JPH0636821B2 (ja) * | 1990-03-08 | 1994-05-18 | 健二 山崎 | 体内埋設形の補助人工心臓 |
CH681351A5 (es) * | 1990-04-12 | 1993-03-15 | Hans Baer Dr | |
US5147281A (en) * | 1990-04-23 | 1992-09-15 | Advanced Medical Systems, Inc. | Biological fluid pumping means and method |
US5211546A (en) * | 1990-05-29 | 1993-05-18 | Nu-Tech Industries, Inc. | Axial flow blood pump with hydrodynamically suspended rotor |
US5178603A (en) * | 1990-07-24 | 1993-01-12 | Baxter International, Inc. | Blood extraction and reinfusion flow control system and method |
US5470208A (en) * | 1990-10-05 | 1995-11-28 | Kletschka; Harold D. | Fluid pump with magnetically levitated impeller |
US5055005A (en) * | 1990-10-05 | 1991-10-08 | Kletschka Harold D | Fluid pump with levitated impeller |
US5171212A (en) * | 1991-02-08 | 1992-12-15 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Blood pumping system with backflow warning |
US5713865A (en) * | 1991-11-15 | 1998-02-03 | Deka Products Limited Partnership | Intravenous-line air-elimination system |
IT1250558B (it) * | 1991-12-30 | 1995-04-20 | Hospal Dasco Spa | Macchina per dialisi con controllo della sicurezza e relativo metodo di controllo della sicurezza. |
US5285792A (en) * | 1992-01-10 | 1994-02-15 | Physio-Control Corporation | System for producing prioritized alarm messages in a medical instrument |
US5437601A (en) * | 1992-03-03 | 1995-08-01 | Runge; Thomas M. | Blood conduit and pulsatile cardiopulmonary bypass pump system |
US5391142A (en) * | 1992-07-29 | 1995-02-21 | Organetics, Ltd. | Apparatus and method for the extracorporeal treatment of the blood of a patient having a medical condition |
US5344443A (en) * | 1992-09-17 | 1994-09-06 | Rem Technologies, Inc. | Heart pump |
US5376114A (en) * | 1992-10-30 | 1994-12-27 | Jarvik; Robert | Cannula pumps for temporary cardiac support and methods of their application and use |
US5368554A (en) * | 1992-11-20 | 1994-11-29 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Blood pumping system with selective backflow warning |
EP0599138A3 (en) * | 1992-11-27 | 1994-12-07 | Urawa Kohgyo Co Ltd | Blood pump for blood circulation. |
JP2569419B2 (ja) * | 1993-02-18 | 1997-01-08 | 工業技術院長 | 人工心臓用ポンプ |
WO1996001416A1 (en) * | 1993-03-04 | 1996-01-18 | Westinghouse Electric Corporation | Tube corrosion accelerator |
US5385447A (en) * | 1993-03-26 | 1995-01-31 | Marine Pollution Control | Axial flow pump for debris-laden oil |
US5456715A (en) * | 1993-05-21 | 1995-10-10 | Liotta; Domingo S. | Implantable mechanical system for assisting blood circulation |
CA2165166C (en) * | 1994-04-15 | 2002-12-17 | John J. Pacella | Blood pump device and method of producing |
US5478309A (en) * | 1994-05-27 | 1995-12-26 | William P. Sweezer, Jr. | Catheter system and method for providing cardiopulmonary bypass pump support during heart surgery |
US5507629A (en) * | 1994-06-17 | 1996-04-16 | Jarvik; Robert | Artificial hearts with permanent magnet bearings |
US5613935A (en) * | 1994-12-16 | 1997-03-25 | Jarvik; Robert | High reliability cardiac assist system |
US5656035A (en) | 1995-04-25 | 1997-08-12 | Avoy; Donald R. | Refillable fibrinogen dispensing kit |
US5662711A (en) * | 1995-06-07 | 1997-09-02 | Douglas; William | Flow adjustable artery shunt |
US5688245A (en) * | 1996-05-02 | 1997-11-18 | Runge; Thomas M. | Cannula system for a biventricular cardiac support system or a cardiopulmonary bypass system |
US5755748A (en) * | 1996-07-24 | 1998-05-26 | Dew Engineering & Development Limited | Transcutaneous energy transfer device |
CA2214754A1 (en) * | 1996-09-09 | 1998-03-09 | Masataka Narisada | Method and apparatus for treating blood |
US5851174A (en) * | 1996-09-17 | 1998-12-22 | Robert Jarvik | Cardiac support device |
ES2227718T3 (es) | 1996-10-04 | 2005-04-01 | United States Surgical Corporation | Sistema de apoyo circulatorio. |
US6123725A (en) * | 1997-07-11 | 2000-09-26 | A-Med Systems, Inc. | Single port cardiac support apparatus |
-
1997
- 1997-10-03 ES ES97945506T patent/ES2227718T3/es not_active Expired - Lifetime
- 1997-10-03 ES ES04021229T patent/ES2323866T3/es not_active Expired - Lifetime
- 1997-10-03 EP EP09152467A patent/EP2058017A3/en not_active Withdrawn
- 1997-10-03 US US08/943,504 patent/US5965089A/en not_active Expired - Lifetime
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- 1997-10-03 AU AU46689/97A patent/AU4668997A/en not_active Abandoned
- 1997-10-03 WO PCT/US1997/017972 patent/WO1998014225A2/en active IP Right Grant
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1999
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2004
- 2004-04-05 US US10/818,226 patent/US7264606B2/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
EP2058017A3 (en) | 2011-02-23 |
EP0951302A2 (en) | 1999-10-27 |
US6716189B1 (en) | 2004-04-06 |
US7264606B2 (en) | 2007-09-04 |
CA2268066A1 (en) | 1998-04-09 |
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US5965089A (en) | 1999-10-12 |
DE69730617T8 (de) | 2006-07-06 |
WO1998014225A2 (en) | 1998-04-09 |
WO1998014225A3 (en) | 1998-07-16 |
US20040191116A1 (en) | 2004-09-30 |
DE69730617T2 (de) | 2005-09-15 |
DE69730617D1 (de) | 2004-10-14 |
CA2268066C (en) | 2006-06-13 |
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EP0951302B1 (en) | 2004-09-08 |
JP4104088B2 (ja) | 2008-06-18 |
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