ES2858356T3

ES2858356T3 - Pulmón extracorpóreo para asistencia ambulatoria

Info

Publication number: ES2858356T3
Application number: ES16815274T
Authority: ES
Inventors: Shalv Madhani; Brian Frankowski; William Federspiel; Gregory Burgreen; James Antaki
Original assignee: Carnegie Mellon University; Mississippi State University; University of Pittsburgh
Current assignee: Carnegie Mellon University; Mississippi State University; University of Pittsburgh
Priority date: 2015-06-23
Filing date: 2016-06-23
Publication date: 2021-09-30
Anticipated expiration: 2036-06-23
Also published as: US20240165313A1; US20210283324A1; US20180185567A1; US20180353673A9; AU2016282767B2; EP3313474A1; AU2021203283B2; CA2988997A1; US11045597B2; JP7064882B2; CA2988997C; US11918727B2; EP3313474A4; EP3799899A1; AU2016282767A1; CN107708765B; WO2016210089A1; CN107708765A; EP3799899B1; AU2021203283A1

Abstract

Un sistema extracorpóreo para asistencia pulmonar que comprende: una carcasa, comprendiendo la carcasa (20) una entrada (30) de flujo sanguíneo en conexión fluida con un compartimento (24) de estátor de presurización, un compartimento (22) de haz de fibras en conexión fluida con el compartimento (24) de estátor de presurización a través de un canal (40) de flujo formado dentro de la carcasa que se extiende tangencialmente o dentro de 5 grados de tangencialmente desde el compartimento (24) de estátor de presurización y se extiende a un colector (22a) en conexión fluida con el compartimento (22) de haz de fibras, y una salida (50) de flujo sanguíneo en conexión fluida con el compartimento (22) de haz de fibras; un impulsor (100) posicionado de manera giratoria dentro del compartimento (240) de presurización del estátor para presurizar la sangre que ingresa al compartimento (24) de estátor de presurización desde la entrada (30) de flujo sanguíneo, el impulsor (100) forza centrífugamente la sangre radialmente hacia afuera en el canal (40) de flujo; un haz (200) de fibras colocado dentro del compartimento (22) de haz de fibras, comprendiendo el haz (200) de fibras una pluralidad de fibras huecas permeables al gas formadas en al menos un haz cilíndrico, estando adaptada la pluralidad de fibras huecas permeables al gas para permitir la difusión de gas entre la sangre y un interior de la pluralidad de fibras huecas permeables al gas, estando colocada la pluralidad de fibras huecas permeables al gas de manera que la sangre fluya alrededor de la pluralidad de fibras huecas permeables al gas cuando fluya a través del compartimento del haz de fibras, la pluralidad de fibras huecas permeables al gas que se extienden perpendicularmente o dentro de 5 grados de perpendicular a la dirección del flujo masivo de sangre a través del compartimento (22) de haz de fibras desde el canal (40) de flujo hasta la salida (50) de flujo sanguíneo en donde el flujo masivo de sangre a través del haz (200) de fibras está en una dirección axial o dentro de los 5 grados de una dirección axial, una entrada (60) de gas en conexión fluida con la carcasa (20) y en conexión fluida con entradas de la pluralidad de fibras huecas permeables al gas, y una salida (64) de gas en conexión fluida con la carcasa (20) y en conexión fluida con salidas de la pluralidad de fibras huecas permeables al gas.

Description

DESCRIPCIÓN

Pulmón extracorpóreo para asistencia ambulatoria

Antecedentes

La siguiente información se proporciona para ayudar al lector a comprender las tecnologías que se divulgan a continuación y el entorno en el que dichas tecnologías se pueden utilizar normalmente. Las expresiones utilizadas en este documento no pretenden limitarse a ninguna interpretación restringida en particular a menos que se indique claramente lo contrario en este documento. Las referencias establecidas en este documento pueden facilitar la comprensión de las tecnologías o los antecedentes de estas.

Las enfermedades pulmonares agudas y crónicas siguen siendo problemas sanitarios importantes. La asociación americana del pulmón informa que casi 350,000 estadounidenses mueren cada año de alguna forma de enfermedad pulmonar. La enfermedad pulmonar es la tercera causa de muerte entre los estadounidenses y es responsable de una de cada siete muertes. La insuficiencia pulmonar aguda y el síndrome de dificultad respiratoria del adulto (ARDS) son formas prevalentes de enfermedad pulmonar. El a RdS afecta a unos 150,000 estadounidenses cada año. La mortalidad asociada del ARDS se mantiene entre el 40 y el 60% a pesar de las mejoras en la medicina de cuidados intensivos. La mayoría de las enfermedades pulmonares, sin embargo, son crónicas. El enfisema y la bronquitis crónica, dos formas de enfermedad pulmonar obstructiva crónica (COPD), afectan a más de 14 millones de estadounidenses anualmente. La enfermedad pulmonar crónica es ahora la tercera causa principal de muerte en Estados Unidos, cobrando la vida de más de 400,000 al año y con un coste de $154 billones. A medida que la enfermedad pulmonar crónica alcanza la etapa terminal, el trasplante de pulmón se convierte en la única opción para un tratamiento eficaz. El trasplante de pulmón ha tenido un aumento constante durante los últimos 10 años y anualmente se realizan alrededor de 3300 trasplantes de pulmón en todo el mundo. El tiempo promedio en la lista de espera varía de 6 a 12 meses dependiendo de la condición del paciente y la experiencia institucional, y el 10-15% de los pacientes mueren mientras están en la lista de espera en los Estados Unidos. Existe una estrecha ventana de oportunidad para el trasplante de pulmón en cualquier paciente que esté lo suficientemente enfermo como para beneficiarse de la operación, pero lo suficientemente sano como para sobrevivir meses de espera por un pulmón de un donante y luego la cirugía posterior.

Una vez que alcanzan una condición crítica, la ventilación mecánica y la oxigenación por membrana extracorpórea (ECMO) son las únicas alternativas de soporte respiratorio disponibles para ayudar a los pacientes respiratorios agudos y crónicos con la recuperación pulmonar o el trasplante de pulmón. La ventilación mecánica (MV) puede mantener un intercambio de gases adecuado para el soporte a corto plazo, pero a más largo plazo el soporte puede provocar una lesión pulmonar inducida por el ventilador por barotrauma (alta presión), volutrauma (distensión excesiva) y biotrauma (inflamación mediada por células y moléculas), lo que puede empeorar aún más el estado respiratorio del paciente. La ECMO es costosa y complicada y requiere el uso de una bomba externa y un circuito sanguíneo que deben ser supervisados continuamente por técnicos altamente capacitados. El confinamiento del paciente en MV y especialmente en ECMO conduce a un progresivo desacondicionamiento que se refleja en mayores complicaciones postoperatorias y mortalidad más precoz tras el trasplante. Sin embargo, la ECMO se ha considerado cada vez más como la única alternativa para ayudar a los pacientes al trasplante de pulmón o la recuperación pulmonar después de una descompensación aguda de su enfermedad. Más recientemente, con una experiencia cada vez mayor en los centros de trasplante activo y la mejora de la tecnología ECMO, el concepto de "ECMO ambulatoria" ha ganado popularidad y facilita y acelera la recuperación del paciente después del trasplante. El éxito de la ECMO ambulatoria subraya la importancia de mantener la movilidad del paciente. Los sistemas ECMO ambulatorios disponibles actualmente combinan bombas de sangre existentes y oxigenadores de derivación en un sistema integrado, pero siguen siendo voluminosos y engorrosos y requieren un intercambio frecuente de oxigenadores para un apoyo a más largo plazo.

El éxito reciente con los dispositivos de asistencia del ventrículo izquierdo (VAD) paracorpóreos para pacientes con insuficiencia cardíaca ha estimulado la visión de un dispositivo pulmonar de bomba ambulatoria que puede ser un puente para el trasplante o la recuperación de pulmón. Sin embargo, no se están utilizando clínicamente pulmones de bomba ambulatorios totalmente integrados. Los sistemas portátiles o ambulatorios en desarrollo integran una bomba de sangre y un oxigenador separados en una sola unidad de control, pero siguen siendo engorrosos. En tales dispositivos, una bomba de sangre se conecta típicamente mediante uno o más conductos (por ejemplo, longitudes de tubo) a un oxigenador. Aunque un número de sistemas tienen bombas de sangre integradas, la sangre que sale de la unidad impulsora de estos dispositivos normalmente viaja a través de canales antes de ser distribuida por colectores en el compartimento del haz de fibra hueca.

El documento US 6,117,390 B2 describe un oxigenador de sangre compacto con grupos de conductos de intercambiador de calor espaciados longitudinalmente e intercalados y haces de fibra del oxigenador. Los conductos y las fibras del oxigenador se extienden transversalmente a través del interior de la carcasa en forma entrecruzada. El documento US 7,022,284 B2 describe un aparato para oxigenar y bombear sangre que incluye una carcasa que define un trayecto de flujo sanguíneo que incluye, en serie, un plenum de recogida de gas, un espacio de bomba y un elemento de oxigenación de la sangre. Una bomba dispuesta en el espacio de la bomba está configurada para extraer sangre del plenum de recogida de gas e impulsar la sangre desde el espacio de la bomba a través de un intercambiador de calor y el elemento de oxigenación de la sangre. El documento US 2008/0199357 A1 describe un oxigenador de bomba de sangre centrífugo integrado que tiene un cuerpo rotacional dispuesto de forma giratoria en una carcasa de rotor, y una membrana del oxigenador. La sangre se pone en contacto directo con la membrana del oxigenador bombeando sangre por el cuerpo rotacional. El documento US 2013/0343954 A1 describe un oxigenador de bomba de sangre integrado que comprende una carcasa de impulsor que soporta un impulsor; con un material de empaque de impulsor de hidrogel anular adyacente a los cojinetes y alrededor del árbol del impulsor. El oxigenador incluye una salida de vuelco en forma de una cámara anular que se extiende alrededor de un miembro central de la carcasa de la bomba; e incluyendo además una cámara anular dentro de un arreglo anular de membranas de fibra hueca en comunicación fluida con la cámara anular que se extiende desde el impulsor alrededor de la carcasa central de la bomba; en donde la cámara anular proporciona un flujo transversal radial hacia fuera sustancialmente perpendicular a través de las membranas.

Resumen

La presente invención se define en y mediante las reivindicaciones adjuntas. Un sistema extracorpóreo para asistencia pulmonar incluye una carcasa que incluye una entrada de flujo sanguíneo en conexión fluida con un compartimento de estátor de presurización, un compartimento de haz de fibras en conexión fluida con el compartimento de estátor de presurización a través de un canal de flujo y una salida de flujo de sangre en conexión fluida con el compartimento del haz de fibras. El canal de flujo se forma dentro de la carcasa. Un impulsor está posicionado rotativamente dentro del compartimento del estátor de presurización para presurizar la sangre que ingresa al compartimento del estátor de presurización desde la entrada de flujo sanguíneo. El sistema incluye además un haz de fibra colocado dentro del compartimento del haz de fibras. El haz de fibra incluye una pluralidad de fibras huecas permeables al gas. La pluralidad de fibras huecas permeables al gas está adaptada para permitir la difusión de gas entre la sangre y el interior de las fibras huecas permeables al gas. La pluralidad de fibras huecas permeables al gas se coloca de manera que la sangre fluya alrededor de la pluralidad de fibras huecas permeables al gas cuando fluya a través del compartimento del haz de fibras. La pluralidad de fibras huecas permeables al gas se extiende generalmente perpendicular a la dirección del flujo masivo de sangre a través del compartimento del haz de fibras desde el canal de flujo hasta la salida del flujo de sangre. El sistema incluye además una entrada de gas en conexión fluida con la carcasa y en conexión fluida con entradas de la pluralidad de fibras huecas permeables al gas y una salida de gas en conexión fluida con la carcasa y en conexión fluida con salidas de la pluralidad de fibras huecas permeables al gas. El sistema puede ser, por ejemplo, un sistema paracorpóreo. Es posible que la sangre no fluya hacia la entrada y salida de gas.

La pluralidad de fibras huecas permeables al gas puede incluir, por ejemplo, una pluralidad de capas de tejido de fibra, en donde cada una de la pluralidad de capas de tejido de fibra incluye fibras huecas permeables al gas. En un número de realizaciones, las capas adyacentes de tejido de fibra se giran entre sí de modo que la orientación de la pluralidad de fibras huecas permeables al gas en capas adyacentes de tejido de fibra sea de una orientación diferente.

La pluralidad de fibras huecas permeables al gas se forma en al menos un haz generalmente cilíndrico. El haz generalmente cilíndrico puede estar formado, por ejemplo, a partir de una pluralidad de capas de tejido de fibra, en donde cada una de la pluralidad de capas de tejido de fibra incluye fibras huecas permeables al gas. Las capas adyacentes de tejido de fibra pueden, por ejemplo, rotar entre sí como se describió anteriormente, de modo que la orientación de la pluralidad de fibras huecas permeables al gas en capas adyacentes de tejido de fibra sea de una orientación diferente.

En un número de formas de realización, la velocidad media a través del haz de fibras es de al menos 2 cm/seg, al menos 2.5 cm/seg, al menos 3 cm/seg o al menos 3.5 cm/seg. En un número de realizaciones, la velocidad media de la sangre a través del haz de fibras está en el rango de aproximadamente 2 a 5 cm/seg. Un área de la sección transversal del haz de fibras puede, por ejemplo, no tener más de 7.07 pulgadas2, no más de 4.9 pulgadas2, no más de 3.14 pulgadas2 o no más de 2.4 pulgadas2. La longitud del haz de fibras puede ser, por ejemplo, de al menos 1.8 pulgadas.

En un número de formas de realización, el sistema incluye un sistema para compensar la fuerza hidrodinámica sobre el impulsor. El sistema para compensar la fuerza hidrodinámica puede incluir, por ejemplo, un primer imán en conexión operativa con el impulsor que coopera con un segundo imán para crear una fuerza repelente entre ellos. El sistema puede, por ejemplo, adaptarse para suministrar flujos en el rango de aproximadamente 2 a 4 litros por minuto. La tasa de flujo puede, por ejemplo, ser ajustable.

La carcasa, el compartimento del haz de fibras, la entrada de flujo sanguíneo, la salida del flujo sanguíneo, la entrada de gas, la salida de gas, el compartimento del estátor de presurización y el canal de flujo entre el compartimento del estátor de presurización y el compartimento del haz de fibras pueden, por ejemplo, estar formados integralmente.

En un número de realizaciones, la entrada de flujo sanguíneo está en conexión con el compartimento del estátor de presurización a través de un plenum. El canal de flujo se extiende generalmente tangencialmente desde el compartimento del estátor de presurización. El canal de flujo se extiende generalmente tangencialmente (es decir, tangencialmente o dentro de 5 grados de tangencialmente) desde el compartimento del estátor de presurización. El canal de flujo está en conexión fluida con un colector en conexión fluida con el compartimento del haz de fibra. En un número de realizaciones, el canal de flujo se extiende en un trayecto curvo desde el compartimento del estátor de presurización hasta el colector.

El flujo masivo de sangre a través del haz de fibra es en una dirección generalmente axial (es decir, axialmente o dentro de 5 grados de axialmente). El haz de fibra puede, por ejemplo, estar orientado de manera que se minimice el tamaño o el factor de forma del sistema. En un número de realizaciones, el eje del haz de fibra está orientado generalmente paralelo (es decir, paralelo o dentro de 5 grados de paralelo) a un plano de rotación del impulsor. En un número de realizaciones, el sistema no tiene más de 12.7 cm (5 pulgadas) de altura, no más de 12.7 cm (5 pulgadas) de ancho y no más de 12.7 cm (5 pulgadas) de largo (exclusivo de un accionamiento de motor acoplado externamente).

Un método de asistencia pulmonar extracorpórea para un paciente incluye proporcionar un sistema como se describe anteriormente y en otras partes en este documento, conectando la entrada del flujo sanguíneo a la vasculatura del paciente, conectando la salida del flujo sanguíneo a la vasculatura del paciente; y hacer pasar un gas de barrido dentro de los lúmenes de la pluralidad de fibras huecas permeables al gas a través de la entrada de gas y la salida de gas. El sistema puede, por ejemplo, funcionar como un sistema paracorpóreo.

Los presentes dispositivos, sistemas y métodos, junto con los atributos y ventajas concomitantes de los mismos, se apreciarán y comprenderán mejor a la vista de la siguiente descripción detallada tomada junto con los dibujos adjuntos.

Breve descripción de los dibujos

La figura 1A ilustra una vista en perspectiva de una realización de un aparato, dispositivo o sistema pulmonar de asistencia ambulatoria paracorpórea del mismo.

La figura 1B ilustra una vista en corte en perspectiva del sistema de la figura 1A que muestra el flujo sanguíneo desde el impulsor al haz de fibra.

La figura 2A ilustra una vista de línea oculta frontal del sistema de la figura 1A.

La figura 2B ilustra una vista en sección transversal sección A-A (con referencia a la figura 2A) del sistema de la figura 1A.

La figura 2C ilustra una vista en sección transversal sección C-C (con referencia a la figura 2A) del sistema de la figura 1A.

La figura 2D ilustra una vista en sección transversal sección D-D (con referencia a la figura 2A) del sistema de la figura 1A.

La figura 3A ilustra una vista de línea oculta lateral del sistema de la figura 1A.

La figura 3B ilustra una vista en sección transversal sección G-G (con referencia a la figura 3A) del sistema de la figura 1A.

La figura 3C ilustra una vista en sección transversal sección I-I (con referencia a la figura 3A) del sistema de la figura 1A.

La figura 4A ilustra una vista en perspectiva de líneas ocultas del sistema de la figura 1A.

La figura 4B ilustra otra vista en perspectiva de líneas ocultas del sistema de la figura 1A.

La figura 5A ilustra una vista en perspectiva desensamblada o despiezada del sistema de la figura 1A.

La figura 5B ilustra otra vista en perspectiva desensamblada o despiezada del sistema de la figura 1A.

La figura 6A ilustra una vista frontal, en línea oculta, desensamblada o despiezada del sistema de la figura 1A. La figura 6B ilustra una vista lateral, parcialmente en sección transversal (sección B-B con referencia a la figura 6A), desensamblada o despiezada del sistema de la figura 1A.

La figura 7A ilustra una vista lateral, desensamblada o despiezada del sistema de la figura 1A.

La figura 7B ilustra una vista frontal en sección A-A (con referencia a la figura 7A) del sistema de la figura 1A.

La figura 7C ilustra una vista prospectiva, desensamblada o despiezada de una realización de un impulsor de la

misma.

La figura 7D ilustra otra vista prospectiva, desensamblada o despiezada del impulsor de la figura 7C,

La figura 7E ilustra una vista lateral, desensamblada o despiezada del impulsor de la figura 7C.

La figura 7F ilustra una vista en sección transversal sección A-A (véase figura 7E), desensamblada o despiezada del

impulsor de la figura 7C.

La figura 8A ilustra un gráfico de oxigenación como una función del diámetro del haz de fibras.

La figura 8B ilustra un gráfico de factores de forma del haz de fibras (altura, diámetro) para una tasa de oxigenación

objetivo de entre 160 ml/min y 180 ml/min.

La figura 8C ilustra un gráfico de factores de forma del haz de fibras (área de superficie, diámetro) para una tasa de

oxigenación objetivo de entre 160 ml/min y 180 ml/min.

La figura 8D ilustra la relación entre el diámetro del haz de fibras y la velocidad media del haz a una tasa de flujo de

3.5 L/min.

La figura 9A ilustró un modelo/estudio de dinámica de fluidos computacional o CFD en el que se introduce sangre en

un volumen del lado de entrada adyacente al haz de fibras en una orientación perpendicular a la orientación del flujo

a través del haz de fibras y generalmente tangencial al volumen del lado de entrada.

La figura 9B ilustra un modelo/estudio de dinámica de fluidos computacional o CFD en el que se introduce sangre en

un volumen del lado de entrada adyacente al haz de fibras en una orientación paralela a la orientación del flujo a

través del haz de fibras y generalmente normal al volumen del lado de entrada.

La figura 9C ilustra un modelo/estudio de dinámica de fluidos computacional o CFD en el que se introduce sangre en

a través del haz de fibras y generalmente radialmente al volumen del lado de entrada.

La figura 10A ilustra una superficie de intercambio de gas del sistema de la figura 1A en comparación con otros dos

sistemas.

La figura 10B ilustra un estudio de la eficiencia de oxigenación a 3.5 L/min del sistema de la figura 1A en

comparación con otros dos sistemas.

La figura 11A ilustra una vista en perspectiva de otra realización de un aparato, dispositivo o sistema pulmonar de

asistencia ambulatoria paracorpórea del mismo.

La figura 11B ilustra otra vista en perspectiva del sistema de la figura 11A.

La figura 12A ilustra una vista lateral del sistema de la figura 11A.

La figura 12B ilustra una vista en sección transversal en sección A-A (véase la figura 12A) del sistema de la figura

11A.

La figura 13 ilustra otra vista lateral del sistema de la figura 11A.

La figura 14A ilustra una vista en sección transversal sección H-H (véase figura 13) del sistema de la figura 11A. La figura 14B ilustra una vista en perspectiva en corte del sistema de la figura 11A.

La figura 14C ilustra otra vista en perspectiva en corte del sistema de la figura 11A.

La figura 14D ilustra una vista en perspectiva de una línea oculta del impulsor del sistema de la figura 11A.

La figura 14E ilustra una vista de línea oculta lateral del sistema de la figura 11A.

La figura 14F ilustra una vista en sección transversal (véase sección A-A de la figura 14E) del sistema de la figura

11A que ilustra además el impulsor.

La figura 14G ilustra un estudio CFD del flujo sanguíneo desde la entrada del flujo sanguíneo al impulsor del sistema

de la figura 1A a través de un conducto de codo curvo y tridimensional.

La figura 14H ilustra un estudio CFD del flujo sanguíneo desde la entrada del flujo sanguíneo al impulsor del sistema

de la figura 11A a través de un plenum.

La figura 14I ilustra un estudio CFD del flujo sanguíneo dentro del impulsor y el compartimento del estátor de presurización del sistema de la figura 1A.

La figura 14J ilustra un estudio CFD del flujo sanguíneo dentro del impulsor y el compartimento del estátor de presurización del sistema de la figura 11A.

La figura 14K ilustra un estudio CFD del flujo sanguíneo dentro del canal de fluido del sistema de la figura 1A.

La figura 14L ilustra un estudio CFD del flujo sanguíneo dentro del canal de fluido del sistema de la figura 11A. La figura 14M ilustra un estudio CFD del flujo sanguíneo en las proximidades del tajamar del compartimento del estátor de presurización/voluta del impulsor del sistema de la figura 1A.

La figura 14N ilustra un estudio CFD del flujo sanguíneo en la vecindad del tajamar del compartimento del estátor de presurización/voluta del impulsor del sistema de la figura 11A.

La figura 15 ilustra una evaluación del rendimiento de la bomba para el sistema de la figura 11A.

La figura 16 ilustra un estudio de oxigenación in vitro del sistema pulmonar asistido ambulatorio paracorpóreo de la figura 11A, en donde la oxigenación se representa como una función de la tasa de flujo.

La figura 17A ilustra una comparación del área de la superficie de intercambio de gas del sistema de la figura 11A y otros dos sistemas.

La figura 17B ilustra una comparación de la eficiencia de oxigenación (a una tasa de flujo de 3.5 L/min) para el sistema de la figura 11A y para otros dos sistemas.

La figura 18A ilustra un estudio de intercambio/oxigenación de gas in vivo del sistema de la figura 11A, en donde la oxigenación se representa como una función de la tasa de flujo para cuatro estudios con animales.

La figura 18B ilustra un estudio de oxigenación in vivo normalizada por oxigenación por saturación de entrada del sistema de la figura 11A, en donde la oxigenación normalizada se representa como una función de la tasa de flujo para cuatro estudios con animales.

La figura 19 ilustra la hemólisis en el sistema de la figura 11A para cuatro estudios en animales en donde la Hb libre en plasma se representa como una función del tiempo.

La figura 20 ilustra una configuración experimental para estudios de intercambio de gases in vitro.

Descripción detallada

Se entenderá fácilmente que los componentes de las realizaciones de la presente divulgación, como se describen e ilustran generalmente en las figuras en este documento, pueden disponerse y diseñarse en una amplia variedad de configuraciones diferentes además de las realizaciones de ejemplo descritas. Por tanto, la siguiente descripción más detallada de las formas de realización de ejemplo, tal como se representan en las figuras, no pretende limitar el alcance de las formas de realización, como se reivindica, sino que es simplemente representativa de las formas de realización de ejemplo.

La referencia a lo largo de esta especificación a "1 realización" o "una realización" (o similar) significa que un rasgo, estructura o característica particular descrita en relación con la realización se incluye en al menos una realización. Por tanto, la aparición de las expresiones "en una realización" o "en la realización" o similares en diversos lugares a lo largo de esta especificación no se refieren necesariamente a la misma realización.

Además, los rasgos, estructuras o características descritas pueden combinarse de cualquier manera adecuada en una o más realizaciones. En la siguiente descripción, se proporcionan numerosos detalles específicos para proporcionar una comprensión completa de las realizaciones. Un experto en la técnica relevante reconocerá, sin embargo, que las diversas realizaciones pueden practicarse sin uno o más de los detalles específicos, o con otros métodos, componentes, materiales, etc. En otros casos, las estructuras, materiales u operaciones bien conocidos no se muestran ni se describen en detalle para evitar la confusión.

Como se usa en este documento y en las reivindicaciones adjuntas, las formas singulares "un", "uno, una" y "el, la" incluyen referencias en plural a menos que el contexto indique claramente lo contrario. Así, por ejemplo, la referencia a "un impulsor" incluye una pluralidad de dichos impulsores y equivalentes de los mismos conocidos por los expertos en la técnica, y así sucesivamente, y la referencia a "el impulsor" es una referencia a uno o más de dichos impulsores y equivalentes. del mismo conocido por los expertos en la técnica, y así sucesivamente. La recitación de rangos de valores en este documento está destinada simplemente a servir como un método abreviado de hacer referencia individualmente a cada valor separado que se encuentre dentro del rango. A menos que se indique lo contrario en este documento, cada valor y rangos intermedios separados se incorporan en la especificación como si se enumeraran individualmente en este documento. Todos los métodos descritos en este documento se pueden realizar en cualquier orden adecuado a menos que se indique lo contrario en este documento claramente contraindicado por el texto.

En un número de realizaciones, los sistemas pulmonares de asistencia ambulatoria extracorpórea/paracorpórea de los mismos proporcionan ventajas en la eficiencia de transferencia de gas y biocompatibilidad. Los sistemas de la misma pueden, por ejemplo, diseñarse para canulación central y/o periférica y soporte respiratorio de, por ejemplo, 1-3 meses de duración antes de que pueda ser necesario cambiar el dispositivo. Los sistemas de los mismos son, por ejemplo, adecuados para pacientes que padecen insuficiencia respiratoria aguda grave (ARDS) hasta pacientes crónicos que padecen COPD o hipertensión pulmonar (PH) grave. Los dispositivos o sistemas paracorpóreos son dispositivos extracorpóreos que generalmente se encuentran inmediatamente adyacentes al cuerpo durante su uso. En otras palabras, los dispositivos o sistemas paracorpóreos son dispositivos o sistemas "portátiles" o ambulatorios. Los sistemas de la misma son muy adecuados para uso paracorpóreo/ambulatorio, así como para uso como sistemas extracorpóreos generalmente estacionarios.

Los sistemas de este documento son menos engorrosos que los sistemas de ECMO ambulatorios actualmente en desarrollo, al tiempo que proporcionan una mayor asistencia respiratoria ambulatoria. En un número de realizaciones, los sistemas de la presente proporcionan una bomba de sangre y un pulmón altamente integrados, en los que un mecanismo de bomba tal como un impulsor presuriza la sangre para que fluya a través de fibras huecas permeables al gas (a veces denominadas en este documento como un haz de fibras). Los sistemas de los mismos pueden, por ejemplo, diseñarse para llevarse en una funda o chaleco paracorpóreamente. Los sistemas de los mismos pueden, por ejemplo, proporcionar un mayor promedio o velocidad media a través del haz de fibras en comparación con otros dispositivos, lo que mejora el intercambio de gas.

En un número de realizaciones de un sistema 10 de la misma como se ilustra en las figuras 1A a 7B, el sistema 10 incluye una carcasa 20. La carcasa 20 reúne todos los componentes del sistema 10 de manera integrada de manera que un sistema de presurización y el haz de fibras se incluye en un factor de forma relativamente pequeño. El sistema 10 adicional proporciona una tasa de transferencia de gas significativa y eficiente sin inducir un daño sanguíneo significativo.

La carcasa 20 incluye un primer compartimento 22 de haz de fibras que aloja un haz 200 de fibras y proporciona una trayectoria de gas diseñada para perfundir uniformemente el lado del gas del haz 200 de fibras con un gas de barrido que puede ser oxígeno o una mezcla de gases que incluye oxígeno. En un número de realizaciones, las dimensiones de la carcasa 20 no eran más de 12.7 cm (5 pulgadas) de altura, no más de 12.7 cm (5 pulgadas) de ancho y no más de 12.7 cm (5 pulgadas) de largo. Este factor de forma se puede reducir aún más aumentando la eficiencia de bombeo (por ejemplo, optimizando aún más el diseño del impulsor).

En ese sentido, el mecanismo de presurización, tal como un elemento giratorio o un impulsor 100, puede colocarse dentro de un segundo compartimento 24 de presurización o bombeo (estátor) de la carcasa 20. En la realización ilustrada, el compartimento de bombeo se formó como un estátor de impulsor, el compartimento 24 de la voluta, que se formó integral o monolíticamente con el resto de la carcasa 20. El compartimento 24 de la voluta del impulsor aloja el impulsor 100 y puede diseñarse de acuerdo con la teoría de la bomba tradicional para maximizar la eficiencia de bombeo del impulsor 100. El impulsor 100 encaja dentro del compartimento 24 de la voluta del impulsor de la carcasa 20.

La sección del estátor de una bomba centrífuga, después de que el flujo sale del impulsor, suele ser un difusor o una voluta. El propósito de cada uno de estos dos tipos de estátor es difundir eficientemente la energía de la velocidad en presión. Los difusores se caracterizan por una pluralidad de pasajes de difusión radialmente simétricos que rodean al impulsor. Se utiliza un colector en forma de voluta o anular junto con el difusor. Las volutas se caracterizan por uno o más pasajes de difusión en forma de espiral (uno en un número de realizaciones de la misma), dependiendo de la configuración de la bomba. Una voluta recibe el fluido que es bombeado por el impulsor, lo que ralentiza el flujo del fluido y convierte la energía cinética en presión. La voluta se curva y aumenta de área a medida que se acerca al puerto de descarga.

En un número de realizaciones, el impulsor 100 estaba parcialmente soportado magnéticamente a través de la posición de uno o más imanes sobre o dentro del impulsor 10. El impulsor 100, en la realización ilustrada, se coloca dentro del compartimento 24 de la voluta del impulsor de manera que la carga hidrodinámica neta en el impulsor 100 es hacia arriba. Por lo tanto, los imanes utilizados para soportar el impulsor 100 ejercieron una fuerza hacia abajo sobre el impulsor 100. Como, por ejemplo, se analiza en la publicación internacional PCT No. WO2014/085620, un imán puede asentarse en un asiento del impulsor 100 y (en cooperación con otro imán que puede estar dentro o fuera del compartimento 24 de la voluta del impulsor) es operable para aplicar una fuerza que compensa las fuerzas combinadas hidrodinámicas y magnéticas de acoplamiento, minimizando así las fuerzas axiales aplicadas a los cojinetes y mejorando la durabilidad general del sistema. Los cojinetes 112a y 112b de pivote de arriba y de abajo, respectivamente, pueden ser, por ejemplo, cojinetes de pivote y copa de poliuretano de peso molecular ultra alto (UHMWPE) alojados en una cubierta de acero inoxidable, lo que maximiza su resistencia al desgaste.

Se dimensionó una tapa o cierre 26 del compartimento de voluta inferior (véase, por ejemplo, la figura 5A) para permitir la inserción del impulsor 100 en el compartimento 24 del estátor/voluta del impulsor de la carcasa 20. De manera similar, se dimensionó una tapa o cierre 28 de haz de fibras para permitir la inserción del haz 200 de fibras en el compartimento 22 del haz de fibras de la carcasa 20.

La figura 2B ilustra la entrada de fluido al haz 200 de fibras, a través de una entrada 30 de flujo de fluido/sangre en la carcasa 20. En ese sentido, un fluido tal como sangre se extrae a la porción central del impulsor 100 y se centrifuga hacia afuera a través de las paletas 110 del impulsor como se indica por las flechas orientadas radialmente hacia afuera en la figura 2B. A continuación, la sangre se canaliza al haz 200 de fibras como se muestra, por ejemplo, en la figura 1B. Como, por ejemplo, se ilustra en la figura 1B, un canal 40 extiende la altura (es decir, la dimensión vertical en la orientación de la figura 3C) del impulsor 100 para, por ejemplo, maximizar el lavado en la parte inferior del impulsor 100, ya que es un área común para la deposición de trombos en bombas de pivote. En la realización ilustrada, el canal 40 se extiende a la misma altura que el compartimento 24 de la voluta del impulsor y se extiende generalmente tangencialmente desde el mismo (por ejemplo, dentro de 5 grados tangencialmente desde el mismo). La sección transversal del canal puede, por ejemplo, ser relativamente estrecha, para conservar el área de la sección transversal entre la entrada 30 y el canal 40. Por ejemplo, la entrada 30 en varias realizaciones era circular en sección transversal y con un diámetro de 0.009529 m (3/8 de pulgada), con un área de sección transversal de 7.097 x 10-5 m2 (0.11 pulgadas2). La altura del canal se rige por el grosor del impulsor como se describe anteriormente y se extiende al menos el grosor del impulsor 100 (en varias realizaciones, un mínimo de 0.0127 m (0.5 pulgadas) y hasta 0.01905 m (0.75 pulgadas)). Para conservar un área de sección transversal de 7.097 x 10-5 m2 (0.11 pulgadas2), el ancho del canal 40 está entre 0.00381 m (0.15 pulgadas) y 0.005588 m (0.22 pulgadas).

El canal 40 está integrado además en la carcasa 20 de una manera que no aumenta más el factor de forma del haz 200 de fibras. En la realización ilustrada, el canal 40 se desplaza hacia arriba (en la orientación de los dibujos) a lo largo de una pared lateral de la carcasa 20 y entra en un volumen de entrada o colector 22a del compartimento 22 del haz de fibras en una dirección generalmente radial (como se analiza más adelante). El canal 40 tiene un ángulo como se muestra en la figura 2C. Como se muestra en la vista en sección transversal de la figura 2D, este ángulo del canal 40 le permite encajar dentro del diámetro del impulsor 100. Además, la geometría de la sección transversal del estadio o rectangular redondeada del canal 40 (véase, por ejemplo, la figura 1C) permite un perfil delgado o estrecho de modo que el canal 40 se ajusta como parte de la voluta alrededor del impulsor 100, también mostrado en la figura 1D. Como se usa en este documento, la expresión "rectangular redondeado" se refiere a un rectángulo que tiene esquinas redondeadas. La expresión "estadio" es una geometría oblonga formada uniendo arcos o semicírculos a los extremos opuestos de un rectángulo. En general, el canal 40 tiene una relación de aspecto (la relación de ancho a alto) menor que 1, menor que 0.5 (en donde, la altura es la orientación vertical del canal 40 como se ilustra en la figura 3C). Proporcionar esquinas/extremos redondeados o arqueados en el canal 40 ayuda, por ejemplo, a reducir o minimizar la hemólisis y la trombosis.

En un número de realizaciones, la sangre entra en el haz 200 de fibras y pasa alrededor de sus fibras huecas. Después de pasar a través del haz 200 de fibras, la sangre sale del sistema 10 a través de un volumen de salida o colector 22b, que está en conexión fluida con una salida 50 de flujo de sangre/fluido. Como, por ejemplo, se ilustra en las figuras 3A y 3C, el trayecto de flujo de líquido/fluido está separado del trayecto de flujo de gas a través del sistema 100 mediante un tope/sellado con la carcasa 20 en la periferia del haz 200 de fibras en cada extremo del mismo.

La trayectoria del gas en el sistema 10 puede, por ejemplo, ser relativamente simple. El gas fluye a través de un puerto 60 de entrada de gas a un canal 62 en un lado del haz 200 de fibras y sale a través de un puerto 64 de salida de gas en conexión fluida con un canal 66 en el otro lado del haz 200 de fibras. Por lo tanto, el gas fluye a través del haz 200 de fibras en la dirección promedio o global de la flecha más superior en la figura 2B. El canal 62 es la entrada a la trayectoria del gas y el canal 64 es la salida. El gas de barrido pasa a través de 62 a través de los lúmenes de las fibras hasta 64. El canal 62 está sellado desde el canal 64, por ejemplo, por el contacto entre la carcasa 20 y el haz 200 de fibras. En un número de realizaciones, el ancho del canal 62 era aproximadamente 0.25 pulgadas. Este ancho se eligió para ayudar a perfundir uniformemente todas las fibras en el haz 200 de fibras. La dirección del flujo de gas puede, por ejemplo, ser tal que generalmente es a lo largo de la dirección de la gravedad cuando el paciente usa el sistema 10, de modo que cualquier condensación que se acumule se eliminará como un resultado del efecto de la gravedad.

El haz 200 de fibras se fabricó de acuerdo con los métodos descritos en la publicación internacional PCT No WO2014/085620. Sin embargo, el diámetro del haz 200 de fibras era menor que el de los haces de fibras de la publicación internacional PCT No. WO2014/085620. En ese sentido, el diámetro se eligió con base en la velocidad media deseada de la sangre a través del haz 200 de fibras. Basándose en el diámetro predeterminado y la densidad de fibras del haz 200 de fibras, se eligió el número de láminas para obtener un área superficial deseada. La velocidad media, como se usa en este documento, se define como la tasa de flujo a través del sistema 20 dividido por el área de la sección transversal del haz 200 de fibras.

Las fibras de polimetilpenteno (PMP) utilizadas en los estudios de este documento tenían un diámetro exterior o un OD exterior de 380 micrómetros y un diámetro interior o un ID de 180 micrómetros. Estas fibras se fabricaron como arreglos, membranas o tejidos de fibras huecas, en donde una pluralidad de fibras se fabrica como un arreglo integral, generalmente plano, que tiene generalmente la misma orientación de fibra. Al formar el haz 200 de fibras, dichos arreglos, membranas o tejidos se cortan en láminas que se colocaron una encima de la otra en una pila de múltiples capas (200 capas en varias realizaciones estudiadas del haz 200 de fibras) de modo que el área de superficie total para el intercambio de gas se mantuvo, por ejemplo, en -.65 m2 La porosidad del haz de fibras se mantuvo en 0.5. Tras la formación, el haz 200 de fibras tenía un diámetro de 1.75 pulgadas (0,44 metros) y una altura de 3.15 pulgadas (0.08 metros).

En un número de realizaciones, el haz 200 de fibras era un haz generalmente cilíndrico de membranas de fibra hueca (por ejemplo, arreglos de fibras, membranas o tejidos recubiertos de siloxano y heparina como se describió anteriormente) apilados en capas, por ejemplo, ángulos de 5-15 grado entre sí y alineados generalmente perpendiculares a la dirección principal del flujo sanguíneo (es decir, generalmente perpendicular al eje A del haz 200 de fibras - véase figura 3B)) para maximizar el intercambio de gases. En un número de realizaciones representativas estudiadas, el haz 200 de fibras era un haz generalmente cilíndrico de membranas de fibras huecas apiladas en capas en ángulos de aproximadamente 14 grados entre sí. En ese sentido, las fibras se cortaron en láminas redondas y se apilaron en un ángulo de 14 grados entre láminas adyacentes en un molde para encapsular. Los extremos de las fibras huecas se encapsularon en canales de colector de gas semicirculares (canal 62 de colector de entrada de gas y canal 66 de colector de salida de gas). Se inyectó pegamento de poliuretano en el molde utilizando la fuerza centrífuga generada al girar el molde en un torno. El poliuretano une todas las fibras en el haz 200 de fibras. El grosor del pegamento para macetas fue de aproximadamente 0.25 pulgadas y se eligió para proporcionar un soporte mecánico adecuado.

La alineación de las fibras huecas generalmente perpendiculares (por ejemplo, dentro de no más de 5 grados desde la perpendicular o dentro de no más de 2.5 grados de perpendicular) al eje A puede disminuir significativamente el volumen (es decir, mejorar la compacidad) en comparación con los sistemas en los que las fibras huecas son generalmente paralelas al eje de la carcasa/flujo sanguíneo.

En un número de realizaciones, el haz 200 de fibras se selló a secciones de sellado que se extienden axialmente formadas en una pared interior del compartimento 22 del haz de fibras para formar colectores generalmente semicirculares. Las secciones de sellado pueden, por ejemplo, extenderse radialmente hacia adentro para contactar y formar una conexión de sellado con el haz 200 de fibras. Se pueden usar dos secciones de sellado para formar colectores generalmente semicirculares (es decir, que se extienden aproximadamente 180 grados). Pueden usarse secciones de sellado adicionales, por ejemplo, para crear colectores que se extiendan alrededor de la circunferencia interior del compartimento 22 del haz de fibras en menos de 180 grados.

El haz 200 de fibras puede, por ejemplo, enrollarse y colocarse dentro de un molde reutilizable de cuatro piezas hecho, por ejemplo, de acetal (Delrin) para encapsular. Durante el encapsulado, se inyecta en el molde adhesivo de poliuretano de dos componentes (disponible de Cas Chem, de Bayonne, Nueva Jersey). Luego, el molde se centrifuga para asegurar una distribución uniforme alrededor de la periferia sin vacíos. Una vez que el adhesivo se ha curado, las fibras en macetas se retiran y se recortan. Este procedimiento establece una trayectoria de gas común entre todas las fibras.

Como se describió anteriormente, las fibras utilizadas en los estudios del sistema 10 se proporcionaron en forma de arreglo, tejido o membrana. Otros enfoques para mejorar la tromborresistencia incluyen el uso de especies moleculares zwiteriónicas unidas (por ejemplo, covalentemente) a la superficie de las fibras sin afectar significativamente el transporte de gas a través de la superficie de la fibra. Además, el trayecto y patrones del flujo sanguíneo en el sistema 10 pueden optimizarse usando, por ejemplo, dinámicas de fluido computacional o CFD para mejorar la hemocompatibilidad. Los requisitos de anticoagulación finales para el sistema 10 también pueden reducirse aún más porque el sistema 10 de salida de sangre fluye a través de los pulmones del paciente, que pueden continuar actuando como un filtro de pequeños émbolos.

Como se describió anteriormente, la sangre ingresa al sistema 10 a través de la entrada de flujo de fluido o el puerto 30 de entrada de flujo de sangre y es bombeada por el impulsor 100. En un número de realizaciones estudiadas, el impulsor 100 estaba soportado por dos cojinetes 112a y 112b de pivote montados en la carcasa 20 y alineado con el eje central del impulsor 100 radial. Como se conoce en las técnicas de los cojinetes, los cojinetes 112a y 112b de pivote pueden incluir, por ejemplo, un extremo redondeado que puede girar con relación a una copa de cojinete (por ejemplo, similar a una rótula). Las copas de los cojinetes pueden, por ejemplo, estar formadas de polietileno de peso molecular ultra alto y están disponibles, por ejemplo, en Modern Plastics de Shelton, Connecticut. El uso de cojinetes 112a y 112b de pivote elimina la necesidad de sellos y cojinetes. El cojinete de pivote mantiene impulsor 100 alineado axial y radialmente dentro del sistema 10. Además, no se requiere la infusión secundaria de solución salina utilizada en algunos sistemas para hacer sonar la sangre al entrar en contacto con componentes de fricción/generación de calor. La sangre nueva ingresa al sistema 10 y fluye a través de los cojinetes 105 de pivote, limpiando continuamente el área con fluido nuevo.

Los impulsores suspendidos o levitados magnéticamente sin cojinetes pueden, por ejemplo, usarse para aumentar aún más la longevidad. Sin embargo, el sistema 10, en un número de realizaciones, puede requerir un cambio periódico (por ejemplo, cada 1-3 meses) del sistema 10 como resultado de un ensuciamiento en el compartimento pulmonar. En un número de formas de realización se eligió un enfoque más simple y menos complejo de acoplamiento magnético del impulsor 100, pero no de levitación magnética. En la realización ilustrada, los imanes 150, que están asentados en los asientos 160 (véase figura 7C-7F) en el impulsor 100 giratorio se acoplan magnéticamente a los imanes giratorios en un accionamiento de motor externo (mostrado esquemáticamente en la figura 6B)) para mantener un sello hermético. El sistema 10 puede, por ejemplo, ser potenciado por una o más baterías 80. En la realización ilustrada, se utilizan 8 imanes 150 relativamente pequeños (0.5 "de diámetro por 0.25" de grosor) como "imanes de acoplamiento" para mantener un acoplamiento magnético entre el accionamiento de motor y el impulsor 100. Se usa un imán 154 colocado centralmente más grande para estabilizar la fuerza hidrodinámica.

Durante el funcionamiento, un "gas de barrido" que contiene oxígeno (por ejemplo, oxígeno) fluye hacia el canal 62 de entrada de gas a través de la entrada 60 de flujo de gas y se distribuye a través de los lúmenes de las membranas de fibras individuales del haz 200 de fibras. Oxígeno (O2) se difunde desde las fibras hacia la sangre que fluye (fluyendo alrededor de las fibras y generalmente perpendicular a la orientación de las mismas) a medida que el dióxido de carbono (CO2) se difunde desde la sangre hacia las fibras y es transportado por el gas de barrido al canal 66 de salida y a través de él a la salida 64 de flujo de gas. Como se describió anteriormente, la sangre abandona el sistema 10 a través de la salida 50 de flujo sanguíneo. El oxígeno y el dióxido de carbono salen de los lúmenes de las fibras al canal 66 de salida de gas. Como, por ejemplo, se ilustra en la figura 3C, los extremos del haz 200 de fibra entra en contacto con un primer extremo del compartimento 22 del haz de fibras de la carcasa 20 y forma el canal 62 de entrada de gas y el canal 66 de salida de gas. De este modo se evita que la sangre fluya directamente al canal 62 de entrada de gas y/o al canal 66 de salida de gas. El encapsulamiento del haz 200 de fibras evita que el flujo sanguíneo fluya radialmente fuera del haz 200 de fibras y hacia el canal 62 de entrada de gas y/o el canal 66 de salida de gas.

Los sistemas 10 usados en los estudios de este documento no se optimizaron. Como se describe con más detalle a continuación, la optimización puede realizarse, por ejemplo, utilizando un número de herramientas que incluyen CFD, pruebas de banco y/o estudios in vivo. Operando entre 1200-2400 RPM, el sistema 10 podría suministrar flujos de 3.5 a 5.0 litros por minuto o LPM mientras genera alturas de presión de 250 a 350 mmHg. Este rango dinámico permite que el sistema 10 se conecte usando modos de colocación periféricos y/o centrales usando una cánula de acceso o injertos de conexión directa.

La velocidad en el haz 200 de fibras gobierna la eficiencia del intercambio de gases, ya que la transferencia de masa en general se mejora en entornos de alta velocidad. Sin embargo, alcanzar velocidades relativamente altas puede inducir hemólisis si no se controla bien. En el sistema 10, la velocidad se controla especificando cuidadosamente el área frontal/transversal del haz 200 de fibras para que fluya. Esta área está especificada por el diámetro del haz de fibras. Como se describió anteriormente, el flujo es normal para las fibras. Hemos descubierto que los diámetros de haz por debajo de 3 pulgadas (o por debajo de 2.5 pulgadas) proporcionan una mayor eficiencia. Un haz generalmente cilíndrico que tiene un diámetro de 3 pulgadas corresponde a un área frontal o área de sección transversal de 7.07 pulgadas2, mientras que un diámetro de 2.5 pulgadas corresponde a un área frontal o área de sección transversal de 4.9 pulgadas2. En un número de formas de realización, el diámetro no supera las 2 pulgadas (área de la sección transversal de 3.14 pulgadas2). En un número de estudios, el diámetro del haz 200 de fibras fue de 1.75 pulgadas, lo que corresponde a un área frontal o de sección transversal de 2.4 pulgadas2, lo que proporciona un mayor nivel de eficiencia. A medida que disminuye el diámetro, menos fibras pueden encajar en una sola capa de fibras. Por tanto, debe aumentarse el número de capas de fibra, lo que aumenta la altura de un haz particular, para lograr una tasa predeterminada de intercambio de gases. Como tal, se encontró que se requería una altura mínima de 1.8 pulgadas para proporcionar un número suficiente de fibras para un haz de fibras que tiene un diámetro de 2.5 pulgadas y un área de sección transversal (o área de sección transversal promedio para un haz de forma irregular) de 4.9 pulgadas2. El sistema 10 consigue una mayor oxigenación a través de la forma del haz 100 de fibras, que es más largo y tiene un diámetro más pequeño que, por ejemplo, el haz de fibras del sistema de la publicación internacional PCT No. WO2014/085620. Esta forma aumenta la velocidad media de la sangre a través de las fibras para aumentar la eficacia sin necesidad de mezcla activa, como se describe en la publicación internacional PCT No. WO2014/085620. Al hacerlo, el sistema 10 puede lograr una mayor oxigenación por área de superficie que el otro sistema de pulmones artificiales como, por ejemplo, se ilustra en las figuras 10A y 10B. Los sistemas de este documento pueden denominarse "pasivos" ya que no hay ningún elemento de mezcla activo adyacente a o en las proximidades del haz 200 de fibras. Una vez más, se logra una mayor eficiencia mediante una mayor velocidad media de la sangre a través del haz 200 de fibras.

La oxigenación como una función del diámetro se muestra en la figura 8A, a una tasa de flujo constante de 3.5 L/min. A medida que se reduce el diámetro, aumenta la oxigenación. Además, se puede lograr el mismo nivel de intercambio de gases mediante un área superficial inferior si el diámetro es suficientemente pequeño. La figura 8A se generó aplicando principios de transferencia de masa a la geometría del haz de fibras. La tasa de oxigenación objetivo estaba entre 160 ml/min y 180 ml/min, como se indica mediante las líneas discontinuas de la figura 8A. Como se ve, muchos diámetros y áreas superficiales caen dentro de este rango. Las figuras 8B y 8C muestran factores de forma de haces de fibras (altura, diámetro, área de superficie) que caen dentro de este rango de tasa de oxigenación. La relación entre el diámetro y la velocidad media del haz a 3.5 L/min se muestra en la figura 8D.

Normalmente, los dispositivos que tienen una mezcla activa comprometen el nivel de daño de la sangre ya que el aumento de la velocidad de la sangre aumenta el esfuerzo cortante aplicado a los glóbulos rojos. El sistema 10 proporciona un alto control de la velocidad a medida que fluye a través del dispositivo. Hay poca o ninguna mezcla, lo que minimiza el flujo turbulento en el haz de fibras y proporciona un perfil de velocidad suave. Esto permite, por ejemplo, aumentar la velocidad lo suficiente para proporcionar una alta eficiencia sin dañar significativamente la sangre.

La orientación del impulsor con respecto al haz de fibras también es tal que el flujo se canaliza cuidadosamente desde el impulsor al haz de fibras de manera que se controle la velocidad de la sangre, para evitar daños en la sangre. Hemos estudiado dicho flujo en CFD y hemos estudiado un número de formas diferentes de canalizar el flujo para minimizar o eliminar el daño sanguíneo.

Como se describió anteriormente, la dinámica de fluidos computacional (CFD) se puede usar para optimizar el diseño y los parámetros operativos del sistema 10 para cumplir con los requisitos de bombeo de sangre, intercambio de gases, volumen de cebado y factor de forma. Se puede utilizar CFD para simular el flujo sanguíneo y el intercambio de gases. Tras la validación, CFD puede incorporarse en algoritmos de optimización de diseño.

En ese sentido, la CFD es una herramienta eficaz para agilizar el proceso de diseño de, por ejemplo, bombas de sangre y oxigenadores. Las simulaciones CFD desarrolladas y validadas pueden combinarse con la optimización del diseño formal para analizar y refinar el diseño del sistema 10 y los componentes del mismo en contacto con sangre (incluida, por ejemplo, la región del impulsor, otras superficies rotacionales, el haz de fibras y los conductos de conexión). Los objetos de optimización pueden incluir, por ejemplo, maximizar el intercambio de gases y minimizar el tamaño del sistema 10. Los objetos pueden tener limitaciones impuestas para asegurar una capacidad de bombeo suficiente, mientras se minimiza el trauma a la sangre. La optimización proporciona un conjunto óptimo de rasgos de diseño tales como el tamaño y la configuración del impulsor, la disposición del haz de fibras, las superficies de mezcla activas y los puertos de entrada y salida de sangre.

La simulación CFD puede incluir, por ejemplo, un número de enfoques. Las ecuaciones laminares de Navier-Stokes pueden resolverse, por ejemplo, utilizando códigos comerciales tales como Fluent (v14, ANSYS Inc., Canonsburg, PA) y OpenFOAM (v3.0, OpenCFD Ltd. Bracknell, Reino Unido). El modelado de turbulencia en la región de la cavidad del rotor del dispositivo puede aplicarse según sea necesario en regiones con un número de Reynolds suficiente o en el caso de una disparidad entre las predicciones de CFD y los resultados de visualización de flujo. El haz de fibras puede modelarse como una única continuidad agrupada (medio poroso) usando una ecuación de Ergun modificada para caracterizar las pérdidas de presión y el campo de velocidad superficial en el mismo. El intercambio de oxígeno y dióxido de carbono puede, por ejemplo, modelarse utilizando un enfoque de transferencia de masa de fuente de difusión por convección junto con un modelo de transferencia de gas de O2 no lineal y un modelo de CO2 no lineal. Desarrollamos un modelo CFD de flujo sanguíneo complejo e intercambio de gases en haces de fibra hueca que fue validado experimentalmente. El modelo CFD es adecuado para predecir los rasgos sutiles de los patrones de flujo generados por el impulsor y el intercambio general de gases.

Se ha realizado un análisis CFD preliminar del flujo sanguíneo para el sistema 10. Se puede evaluar computacionalmente la hemocompatibilidad del sistema 10 utilizando modelos de daño sanguíneo para hemólisis, activación plaquetaria y trombogenicidad. Un número de estos modelos se han desarrollado específicamente para su implementación con CFD. Se generaron gráficos que muestran el logaritmo del esfuerzo cortante en N/m 2. Los valores de esfuerzo superiores a 1000 N/m 2 se han correlacionado con una hemólisis alta. Es deseable minimizar el esfuerzo cortante cuando la sangre entra en el haz 200 de fibras. La figura 9A ilustra un modelo/estudio de CFD en el que se introduce sangre en el volumen 22a del lado de entrada junto al haz 200 de fibras en una orientación perpendicular a la orientación del flujo a través del haz 200 de fibras (es decir, perpendicular al eje A) y generalmente tangencial al volumen 22a del lado de entrada. La figura 9B ilustra un modelo/estudio de CFD en el que se introduce sangre en el volumen 22a del lado de entrada, haz 200 de fibras adyacente en una orientación paralela a la orientación del flujo a través del haz 200 de fibras (es decir, paralelo al eje A) y generalmente normal al volumen 22a del lado de entrada (es decir, generalmente colineal con el eje A). La figura 9C ilustró un modelo/estudio de CFD en el que se introduce sangre en el volumen 22a del lado de entrada al haz 200 de fibras adyacente en una orientación perpendicular a la orientación del flujo a través del haz 200 de fibras (es decir, perpendicular al eje A) y generalmente radialmente al volumen 22A del lado de entrada y al eje A. La configuración de entrada tangencial de la figura 9A no induce un alto cizallamiento en el haz 200 de fibras, la compra provoca altos niveles de recirculación en el volumen 22a del lado de entrada del compartimento 22 del haz de fibras antes de que el fluido entre en el haz 200 de fibras y pueda causar daño en la sangre o formación de trombos. Las dos últimas configuraciones muestran niveles elevados de cizallamiento en las primeras capas de fibra. La figura 9B muestra que el esfuerzo de cizallamiento en las fibras donde el chorro de fluido que golpea el haz supera los 1000 N/m2, lo que hace que la hemólisis sea una preocupación para este diseño. Una vez más, la figura 9A tiene esfuerzos de cizallamiento relativamente más bajos. Sin embargo, en el plenum o en el volumen 22a de entrada, justo antes de entrar en el haz 200 de fibras, se ve un fuerte flujo recirculante. Este flujo recirculante tiene un punto de estancamiento en el área central (azul), que se sabe que tiene una alta propensión hacia la formación de trombos. La figura 9C ilustra la orientación de entrada radial que se eligió para el sistema 20 ya que (1) el haz 200 de fibras muestra un esfuerzo de cizallamiento bajo y (2) las regiones de recirculación fuerte están ausentes del plenum o del volumen 22a de entrada antes del haz 200 de fibras.

Se realizó una optimización adicional basada en CFD y en ingeniería de los canales de flujo en el sistema 10 con el objeto de mitigar los "puntos calientes" para la formación de trombos. Los canales de flujo estudiados para la optimización fueron (1) la entrada al impulsor, (2) las paletas del impulsor, (3) el flujo de salida del impulsor y (4) el canal que conecta el impulsor al haz de fibras. En las figuras 11A a 14E se ilustra un sistema 10a que incorpora características de diseño determinadas de acuerdo con dichos estudios de optimización adicionales. El sistema 10a es similar en diseño y funcionamiento al sistema 10 y los componentes similares se numeran de manera similar con la adición de la designación "un" en la realización del sistema 10a. Al igual que el sistema 10, el sistema 10a incluye una carcasa 20a que reúne todos los componentes del sistema 10a juntos de una manera integrada, de modo que un sistema de presurización y el haz de fibras están incluidos en un factor de forma relativamente pequeño. El sistema 10a también proporciona una tasa de transferencia de gas eficiente y significativa sin inducir un daño sanguíneo significativo.

La carcasa 20a incluye un primer compartimento 22a de haz de fibras que aloja un haz 200 de fibras y proporciona una trayectoria de gas diseñada para perfundir uniformemente el lado del gas del haz 200 de fibras con un gas de barrido como se describe en conexión con el sistema 20. Como se describió anteriormente, en un número de realizaciones, las dimensiones de la carcasa 20 no eran más de 0.127 m (5 pulgadas) de altura, no más de 0.127 m (5 pulgadas) de ancho y no más de 0.127 m (5 pulgadas) de largo. Un mecanismo de presurización tal como un elemento giratorio o un impulsor 100a se coloca dentro de un segundo compartimento 24a de presurización o bombeo (estátor) de la carcasa 20a. El compartimento 24a de bombeo se formó como un estátor de impulsor, compartimento de voluta, que se formó de manera integral o monolítica con el resto de la carcasa 20a. El compartimento 24 de la voluta del impulsor aloja el impulsor 100a.

La sangre (u otro fluido) entra en el compartimento 24 de la voluta del impulsor a través de una entrada 30a en la carcasa 20a. Como se describió anteriormente en relación con el sistema 10a, un fluido tal como sangre se extrae hacia la porción central del impulsor 100a y se hace girar centrífugamente hacia afuera a través de las paletas 110a del impulsor. A continuación, la sangre se canaliza a un haz 200 de fibras a través del canal 40a, que se extiende tangencialmente desde el compartimento 24a de la voluta del impulsor. Una vez más, la sección transversal del canal es relativamente estrecha para conservar el área de la sección transversal entre la entrada 30a y el canal 40a. En la realización del sistema 10a, el diámetro de la entrada 30a pasa a un plenum de forma cardoidal que tenía 0.004318 m (0.170 pulgadas) de altura en oposición a un diámetro cilíndrico recto de 3/8 de pulgadas como era el caso de la entrada 30. La entrada 30 desvía el flujo hacia el impulsor 100 a través de un codo 323D redondeado liso (véase, por ejemplo, la figura 14G) que da como resultado cierto estancamiento del flujo ubicado detrás del árbol del impulsor. En contraste, la entrada 30a desvía el flujo hacia el impulsor 100a a través del plenum 32a de forma cardoidal ubicado en el extremo terminal de la entrada 30a y por encima del impulsor 100a (véase, por ejemplo, la figura 14H). En un número de realizaciones, el plenum 32a tenía, por ejemplo, una forma cardioide. El propósito de la forma cardioide es distribuir mejor el flujo hacia el lado trasero del árbol del impulsor/cojinete 112a de pivote (que pasa a través del plenum 32a) antes de su flujo descendente hacia la región del impulsor.

La entrada 30a también incluyó una extensión del tubo dirigido hacia abajo más profundamente en la región del impulsor. La extensión mejora el flujo de lavado del cojinete 112a del árbol del impulsor y disminuye el remolino previo que entra en los canales del rotor redirigiendo el flujo inverso accionado por presión en la brecha de arriba entre el impulsor 100a y la cubierta.

Los canales de flujo a través del impulsor 100a se estrecharon en comparación con los canales de flujo a través del impulsor 100, reduciendo la distancia de cuchilla a cuchilla como se muestra en la sección transversal del impulsor 100 establecido en la figura 14F (en comparación con el impulsor 100 ilustrado en la figura 2D). El impulsor 100 incluye la pala 110 de bomba centrífuga curva tradicional (ilustrada como vacíos negros en la imagen CFD de la figura 14I) que están abiertos o cerrados con una cubierta. Los patrones de flujo en el impulsor 100 son caóticos. El impulsor 100a incluye canales de flujo curvos en lugar de cuchillas tradicionales. A la inversa, se puede considerar que las palas 110a (ilustradas como vacíos negros en la imagen CFD de la figura 14J) son muy gruesas con un borde de ataque de gran radio. Los patrones de flujo en el rotor 100a están mucho más controlados, lo que da como resultado hemodinámicas mejoradas y reduce el potencial de daño sanguíneo.

El flujo de salida del impulsor 100a se modificó en comparación con el flujo de salida al impulsor 100 ajustando la distancia del punto de 'corte de agua' (véase, por ejemplo, la figura 2D frente a la figura 14F) de modo que cualquier inversión de flujo y fuga se mitigó a medida que la sangre fluía desde el impulsor 100a al canal 40a. En ese sentido, las áreas de sección transversal relativamente grandes del canal 40 de flujo llevan a mucho flujo y flujo inverso (véase la imagen CFD de la figura 14k). El canal 40a de flujo está diseñado para hacer converger el flujo a medida que sale del compartimento del estátor de presurización/voluta 24a del impulsor y luego girar el flujo a través de un canal de área de sección transversal más pequeña para promover una unión de flujo más fuerte en el giro y hacia arriba en el colector de haces de fibras o plenum 22aa. En comparación con el canal 40, el canal 40a se redujo a una tubería de diámetro de 0.0060452 m (0.238 pulgadas), aumentando la velocidad media a través del mismo para minimizar cualquier región de estancamiento (véase la imagen CFD de la figura 14L). Las simulaciones de CFD indicaron que estas modificaciones producen una mejor hemocompatibilidad al mitigar la formación de trombos en los canales de flujo. La combinación del impulsor 100a y la salida 40a produce una mejor alineación del flujo y una menor separación del flujo en el compartimento del estátor de presurización/voluta 24a del impulsor, como se ilustra al comparar la figura 14M para el sistema 10 y la figura 14N del sistema 10a.

De manera similar al canal 40, el canal 40a está integrado en la carcasa 20a de una manera que no aumenta más el factor de forma del haz 200 de fibras como se describe en conexión con el sistema 10a. En ese sentido, el canal 40a se desplaza hacia arriba (en la orientación de, por ejemplo, la figura 14B, y a lo largo de un trayecto curvo o girado) a lo largo de una pared lateral de la carcasa 20a y entra en un volumen de entrada o colector 22aa del compartimento 22a del haz de fibras en una dirección generalmente radial. El paso de un fluido como sangre y gas a través del haz 200 de fibras del sistema 10a es similar al descrito en relación con el sistema 10.

La figura 15 ilustra una evaluación del rendimiento de la bomba para el sistema 10a pulmonar asistido ambulatorio paracorpóreo. La línea a través de los datos con círculos negros rellenos representa la tasa de flujo y la presión necesarios que se generarán para la cánula de lumen doble (DLC) de 27 French. Las líneas restantes establecen la tasa de flujo y la presión generadas del sistema 10a a diversas tasas de rotación del impulsor en revoluciones por minuto. La intersección de las líneas representa los puntos operativos del dispositivo. Se genera fácilmente suficiente presión y flujo para bombear contra la cánula. Debido a esta capacidad de generación de presión, este dispositivo también es capaz de bombear una cánula más resistiva, que puede exceder la resistencia del DLC 27 French en 50-100 mmHg a 3.5 L/min.

El sistema 10 logró un nivel de oxigenación objetivo de aproximadamente 180 (ml/min) a tasas de flujo superiores a aproximadamente 3 L/min como se ilustra en la figura 16. La figura 17A ilustra una comparación del área de la superficie de intercambio de gases del sistema 10a y otros dos sistemas (los oxigenadores para adultos pequeños QUADROX -i® y para adultos pequeños QUADROX -i disponibles en Maquet Cardiopulmonary GMBH Limited Liability Company de la República Federal de Alemania). La figura 17B ilustra que el sistema 10 es significativamente más eficiente en oxigenación que cualquiera de los otros dos sistemas de las figuras 17A. La tasa de flujo fue de 3.5 L/min en los estudios de la figura 17B. El área de la superficie de intercambio de gas requerida en el sistema 10a es por tanto significativamente menor que la requerida en los dispositivos disponibles actualmente.

La figura 18A ilustra un estudio de intercambio de gases/oxigenación in vivo del sistema 10A en donde la oxigenación se representa como una función de la tasa de flujo para cuatro estudios en animales. La figura 18A ilustra un estudio de oxigenación in vivo normalizada por oxigenación por saturación de entrada del sistema 10a, en donde la oxigenación normalizada se representa como una función de la tasa de flujo para cuatro estudios con animales. A medida que aumenta la tasa de flujo, la oxigenación aumenta con resultados similares a los obtenidos en estudios de banco. Cuando la sangre abandonó el sistema 10a en cada estudio con animales, se logró la oxigenación completa (la saturación de salida fue del 100%).

La figura 19 ilustra un estudio de hemólisis en el sistema 10a para cuatro estudios en animales en donde la hemoglobina Hb libre en plasma se representa como una función del tiempo. El nivel de hemoglobina en sangre fue esencialmente plano en cada estudio con animales, lo que indica solo una hemólisis moderada que estaba dentro de los niveles aceptables. En los estudios en animales "agudos" expuestos en las figuras 15 a 19, los estudios duraron aproximadamente 6 horas. No se produjeron problemas de trombos. Los estudios hemodinámicos indicaron que la presión arterial y la presión venosa central durante los estudios estaban bien controladas después de 1 hora del procedimiento.

Se realizaron pruebas de bomba in vitro en una solución de sal sódica de carboximetilcelulosa (CMC) de baja viscosidad de 8.5 g/l (Sigma Aldrich, St. Louis, MO). Un sistema de circuito cerrado que usa un depósito venoso de 800 ml (Medtronic, Minneapolis, MN) mantenido a 37°C usando un baño de agua conectado a un calentador PolyScience 210 (PolyScience Inc., Niles, IL). Se usó una pinza de Hoffman para ajustar la poscarga en el dispositivo, mientras que los transductores de presión Honeywell 143 PC03D (Honeywell, Morris Plains, NJ) se colocaron antes y después del dispositivo PAAL para medir la caída de presión y al mismo tiempo determinar la tasa de flujo con una sonda de flujo de ultrasonido (Transonic Systems Inc., Ithaca, Nueva York). Los estudios se realizaron a 1500, 1700, 1900 y 2100 RPM para generar una curva H-Q. Caída de presión del 27 Fr. Avalon ELITE® DLC (Maquet Cardiovascular LLC, Wayne, NJ) se midió en una configuración de depósito similar en la que el flujo se accionó con una bomba Biomedicus Bp 80-X (Medtronic, Minneapolis, MN) y se midió la presión en la entrada y salida de la cánula.

Los estudios de intercambio de gases in vitro se realizaron de acuerdo con las normas ISO 7199. Se recogen siete litros de sangre bovina o porcina de un matadero local y se heparinizan (10 UI/mL). La sangre se pasa a través de un filtro de 40 |jm (Pall Biomedical, Inc., Fajardo, PR) y se agrega gentamicina (0.1 mg/mL) para prevenir el crecimiento bacteriano. La configuración del experimento es un sistema de circuito de un solo paso que se muestra en la figura 20. El circuito constaba de dos bolsas de depósito de sangre de seis litros fabricadas a medida. Los depósitos se conectaron a una bomba Biomedicus BP 80-X (Medtronic, Minneapolis, MN) que estableció la tasa de flujo del circuito. El dispositivo de prueba se coloca corriente abajo de la bomba, y un oxigenador Medtronic Affinity nT de 2.5m2 (Medtronic, Minneapolis, MN) se coloca corriente abajo del dispositivo de prueba para eliminar el oxígeno agregado por el dispositivo de prueba. El intercambiador de calor integrado del desoxigenador está conectado a un calentador PolyScience 210 (PolyScience Inc., Niles, IL) que mantiene la temperatura de la sangre a 37C. El tubo R-3603 Tygon (Cole-Parmer, Vernon Hills, IL) conecta los componentes del circuito. Una mezcla de gas de barrido N2, CO2, O2 fluyó a través del desoxigenador acondicionando la sangre, manteniendo una saturación de oxígeno de 65% ± 5 y una pCO2 de 45 mmHg ± 5. Una vez condicionada, la sangre pasó desde el depósito de entrada a través del circuito hasta el depósito de salida de manera que la sangre del dispositivo posterior se separó de la sangre condicionada en todo momento. Se extrae una muestra de cada uno de los puertos de muestreo que se muestran en la figura C0-2. Las muestras se analizan usando un analizador de gases en sangre Rapid Point 405 con cooximetría (Siemens Healthcare Diagnostics Inc., Tarrytown, NY). Una sonda de flujo de ultrasonido (Transonic Systems Inc., Ithaca, NY) midió el flujo sanguíneo. El gas de barrido de oxígeno puro fluye a través del dispositivo de prueba a 7.5 L/min, medido con un controlador de flujo másico de la serie GR (Fathom Technologies, Georgetown, TX). Las tasas de transferencia de oxígeno se calculan utilizando la siguiente relación:

en donde V02 es la tasa de oxigenación, Q es la tasa de flujo sanguíneo, 002 la solubilidad del oxígeno en sangre

Í3 x 1Q5 — ^ ------) , P s0f a- Po"trada

^{V mi sangre v m H jiJ 1/5}la diferencia de presión parcial a través del dispositivo, Gt la capacidad de unión y AS el aumento en la saturación de oxígeno a través del dispositivo.

Se realizaron estudios agudos in vivo en cuatro ovejas de 40-60 kg durante un período de 6 horas. Los animales se anestesiaron usando Ketamina intramuscular, después de lo cual se mantuvo la anestesia con inhalación de isoflurano. Se colocó un catéter swan-ganz en la arteria pulmonar, después de lo cual se canuló al animal con la sonda de 27 Fr. DLC. Después de la estabilización, la tasa de flujo se varía entre 1 y 4 L/min para determinar el intercambio de gases y las relaciones de tasa de flujo. La hemoglobina libre en plasma se mide cada 30 a 60 minutos. Se realiza un examen general del dispositivo y los órganos durante las necropsias.

Como se describió anteriormente, se pueden usar imanes para equilibrar la carga hidrodinámica. Si la carga hidrodinámica excede la fuerza magnética más allá del umbral, el sistema de cojinetes fallará. La orientación de los imanes en el sistema de la publicación internacional PCT No. WO2014/085620 es en parte repelente y en parte atrayente como un resultado de limitaciones de diseño. Tal configuración no permite que uno alcance una fuerza magnética suficientemente alta para soportar el bombeo a alta presión. En el sistema l0 y 10a, sin embargo, todos los imanes pueden estar orientados para atraer y permitir el soporte del bombeo a alta presión. El bombeo a una presión relativamente más alta puede, por ejemplo, permitir el uso de una cánula Avalon 27 Fr de doble lumen para flujos superiores a 4 L/min. El aumento de la presión proporcionó soporte a un mayor número de patofisiologías.

La descripción anterior y los dibujos adjuntos exponen un número de realizaciones representativas en la actualidad. Diversas modificaciones, adiciones y diseños alternativos, por supuesto, resultarán evidentes para los expertos en la técnica a la luz de las enseñanzas anteriores sin apartarse del alcance de la misma, que está indicado por las siguientes reivindicaciones en lugar de por la descripción anterior.

Claims

REIVINDICACIONES

1. Un sistema extracorpóreo para asistencia pulmonar que comprende:

una carcasa, comprendiendo la carcasa (20) una entrada (30) de flujo sanguíneo en conexión fluida con un compartimento (24) de estátor de presurización, un compartimento (22) de haz de fibras en conexión fluida con el compartimento (24) de estátor de presurización a través de un canal (40) de flujo formado dentro de la carcasa que se extiende tangencialmente o dentro de 5 grados de tangencialmente desde el compartimento (24) de estátor de presurización y se extiende a un colector (22a) en conexión fluida con el compartimento (22) de haz de fibras, y una salida (50) de flujo sanguíneo en conexión fluida con el compartimento (22) de haz de fibras;

un impulsor (100) posicionado de manera giratoria dentro del compartimento (240) de presurización del estátor para presurizar la sangre que ingresa al compartimento (24) de estátor de presurización desde la entrada (30) de flujo sanguíneo, el impulsor (100) forza centrífugamente la sangre radialmente hacia afuera en el canal (40) de flujo; un haz (200) de fibras colocado dentro del compartimento (22) de haz de fibras, comprendiendo el haz (200) de fibras una pluralidad de fibras huecas permeables al gas formadas en al menos un haz cilíndrico, estando adaptada la pluralidad de fibras huecas permeables al gas para permitir la difusión de gas entre la sangre y un interior de la pluralidad de fibras huecas permeables al gas, estando colocada la pluralidad de fibras huecas permeables al gas de manera que la sangre fluya alrededor de la pluralidad de fibras huecas permeables al gas cuando fluya a través del compartimento del haz de fibras, la pluralidad de fibras huecas permeables al gas que se extienden perpendicularmente o dentro de 5 grados de perpendicular a la dirección del flujo masivo de sangre a través del compartimento (22) de haz de fibras desde el canal (40) de flujo hasta la salida (50) de flujo sanguíneo en donde el flujo masivo de sangre a través del haz (200) de fibras está en una dirección axial o dentro de los 5 grados de una dirección axial,

una entrada (60) de gas en conexión fluida con la carcasa (20) y en conexión fluida con entradas de la pluralidad de fibras huecas permeables al gas, y

una salida (64) de gas en conexión fluida con la carcasa (20) y en conexión fluida con salidas de la pluralidad de fibras huecas permeables al gas.

2. El sistema de la reivindicación 1, en donde el al menos un haz cilíndrico comprende una pluralidad de capas de tejido de fibra, cada una de la pluralidad de capas de tejido de fibra que comprende fibras huecas permeables al gas, opcionalmente en donde las capas adyacentes de tejido de fibra se giran con respecto a cada otra, de manera que la orientación de la pluralidad de fibras huecas permeables al gas en capas adyacentes de tejido de fibra sea de una orientación diferente.

3. El sistema de la reivindicación 2, en donde se bloquea el flujo de sangre a la entrada y salida de gas.

4. El sistema de una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 3, en donde la velocidad media de la sangre a través del haz de fibras es de al menos 2 cm/seg.

5. El sistema de una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 3, en donde la velocidad media de la sangre a través del haz de fibras está en el rango de 2 a 5 cm/seg.

6. El sistema de la reivindicación 4, en donde el área de la sección transversal del haz de fibras no es más de 3.14 pulgadas2 (0.0020258024 m2).

7. El sistema de la reivindicación 4, en donde la longitud del haz de fibras es de al menos 1.8 pulgadas (0.04572 m).

8. El sistema de la reivindicación 1, en donde el sistema está adaptado para suministrar flujos en el rango de 2 a 4 litros por minuto, en donde opcionalmente el flujo es ajustable.

9. El sistema de una cualquiera de las reivindicaciones 1-8, en donde la entrada de flujo sanguíneo está en conexión con el compartimento del estátor de presurización a través de un plenum (32a).

10. El sistema de una cualquiera de las reivindicaciones 1-8, en donde el canal de flujo se extiende a lo largo de una pared lateral de la carcasa desde el compartimento del estátor de presurización hasta el colector (22a).

11. El sistema de la reivindicación 10, en donde el canal de flujo se extiende hacia arriba desde el compartimento del estátor de presurización hasta el colector.

12. El sistema de la reivindicación 10, en donde el canal de flujo se extiende en un trayecto curvo desde el compartimento del estátor de presurización hasta el colector.

13. El sistema de la reivindicación 4, en donde el área de la sección transversal del haz de fibras no es superior a 7.07 pulgadas2 (0.004561281 m2).

14. El sistema de la reivindicación 13, en donde el eje del haz de fibras está orientado en paralelo o dentro de 5 grados de paralelo a un plano de rotación del impulsor.

15. Un sistema para su uso en un método de asistencia pulmonar extracorpórea a un paciente, comprendiendo el sistema:

una carcasa (20), comprendiendo la carcasa (20) una entrada (30) de flujo sanguíneo en conexión fluida con un compartimento (24) de estátor de presurización, un compartimento (22) de haz de fibras en conexión fluida con el compartimento (24) de estátor de presurización a través de un canal (40) de flujo formado dentro de la carcasa (20) que se extiende tangencialmente o dentro de 5 grados de tangencialmente desde el compartimento (24) de estátor de presurización y se extiende hasta un colector (22a) en conexión fluida con el compartimento (22) de haz de fibras, y una salida (50) de flujo de sangre en conexión fluida con el compartimento (22) de haz de fibras, un impulsor (100) posicionado rotativamente dentro del compartimento (24) de estátor de presurización para presurizar la sangre que ingresa al compartimento (24) de estátor de presurización desde la entrada (30) de flujo de sangre forzando centrífugamente la sangre radialmente hacia afuera en el canal (40) de flujo, un haz (300) de fibras formado en al menos un haz cilíndrico colocado dentro del compartimento (22) de haz de fibras, comprendiendo el haz (200) de fibras una pluralidad de fibras huecas permeables al gas, estando adaptada la pluralidad de fibras huecas permeables al gas para permitir la difusión de gas entre la sangre y un interior de la pluralidad de fibras huecas permeables al gas, la pluralidad de fibras huecas permeables al gas estando colocada de manera que la sangre fluya alrededor de la pluralidad de fibras huecas permeables al gas cuando fluye axialmente a través del al menos un haz cilíndrico del compartimento (22) de haz de fibras, extendiéndose la pluralidad de fibras huecas permeables al gas perpendicular o dentro de 5 grados de perpendicular a la dirección del flujo masivo de sangre a través del compartimento (22) de haz de fibras desde el canal (40) de flujo hasta la salida (50) del flujo de sangre, una entrada (60) de gas en conexión fluida con la carcasa (20) y en conexión fluida con entradas de la pluralidad de fibras huecas permeables al gas, y una salida (64) de gas en conexión fluida con la carcasa (20) y en conexión fluida con salidas de la pluralidad de fibras huecas permeables al gas;

en donde el método comprende:

conectar la entrada (60) de flujo sanguíneo a la vasculatura del paciente;

conectar la salida (64) de flujo sanguíneo a la vasculatura del paciente; y

pasar un gas de barrido dentro de los lúmenes de la pluralidad de fibras huecas permeables al gas a través de la entrada (60) de gas y la salida (64) de gas.