UA56262C2 - Імплантовувана система підтримки серця - Google Patents

Імплантовувана система підтримки серця Download PDF

Info

Publication number
UA56262C2
UA56262C2 UA2000041978A UA00041978A UA56262C2 UA 56262 C2 UA56262 C2 UA 56262C2 UA 2000041978 A UA2000041978 A UA 2000041978A UA 00041978 A UA00041978 A UA 00041978A UA 56262 C2 UA56262 C2 UA 56262C2
Authority
UA
Ukraine
Prior art keywords
pump
blood
patient
heart
channel
Prior art date
Application number
UA2000041978A
Other languages
English (en)
Russian (ru)
Inventor
Стівен Боллінг
Original Assignee
Орквіс Медікел Корпорейшн
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Орквіс Медікел Корпорейшн filed Critical Орквіс Медікел Корпорейшн
Publication of UA56262C2 publication Critical patent/UA56262C2/uk

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/36—Other treatment of blood in a by-pass of the natural circulatory system, e.g. temperature adaptation, irradiation ; Extra-corporeal blood circuits
    • A61M1/3621—Extra-corporeal blood circuits
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/10—Location thereof with respect to the patient's body
    • A61M60/104—Extracorporeal pumps, i.e. the blood being pumped outside the patient's body
    • A61M60/117—Extracorporeal pumps, i.e. the blood being pumped outside the patient's body for assisting the heart, e.g. transcutaneous or external ventricular assist devices
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/10—Location thereof with respect to the patient's body
    • A61M60/122—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/10—Location thereof with respect to the patient's body
    • A61M60/122—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body
    • A61M60/126—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body implantable via, into, inside, in line, branching on, or around a blood vessel
    • A61M60/152—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body implantable via, into, inside, in line, branching on, or around a blood vessel branching on and drawing blood from a blood vessel
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/20—Type thereof
    • A61M60/205—Non-positive displacement blood pumps
    • A61M60/216—Non-positive displacement blood pumps including a rotating member acting on the blood, e.g. impeller
    • A61M60/226—Non-positive displacement blood pumps including a rotating member acting on the blood, e.g. impeller the blood flow through the rotating member having mainly radial components
    • A61M60/232—Centrifugal pumps
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/20—Type thereof
    • A61M60/205—Non-positive displacement blood pumps
    • A61M60/216—Non-positive displacement blood pumps including a rotating member acting on the blood, e.g. impeller
    • A61M60/237—Non-positive displacement blood pumps including a rotating member acting on the blood, e.g. impeller the blood flow through the rotating member having mainly axial components, e.g. axial flow pumps
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/50—Details relating to control
    • A61M60/508—Electronic control means, e.g. for feedback regulation
    • A61M60/515—Regulation using real-time patient data
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/50—Details relating to control
    • A61M60/508—Electronic control means, e.g. for feedback regulation
    • A61M60/515—Regulation using real-time patient data
    • A61M60/531—Regulation using real-time patient data using blood pressure data, e.g. from blood pressure sensors
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/50—Details relating to control
    • A61M60/508—Electronic control means, e.g. for feedback regulation
    • A61M60/562—Electronic control means, e.g. for feedback regulation for making blood flow pulsatile in blood pumps that do not intrinsically create pulsatile flow
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/50—Details relating to control
    • A61M60/508—Electronic control means, e.g. for feedback regulation
    • A61M60/562—Electronic control means, e.g. for feedback regulation for making blood flow pulsatile in blood pumps that do not intrinsically create pulsatile flow
    • A61M60/569—Electronic control means, e.g. for feedback regulation for making blood flow pulsatile in blood pumps that do not intrinsically create pulsatile flow synchronous with the native heart beat
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/80—Constructional details other than related to driving
    • A61M60/855—Constructional details other than related to driving of implantable pumps or pumping devices
    • A61M60/871—Energy supply devices; Converters therefor
    • A61M60/873—Energy supply devices; Converters therefor specially adapted for wireless or transcutaneous energy transfer [TET], e.g. inductive charging
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/36—Other treatment of blood in a by-pass of the natural circulatory system, e.g. temperature adaptation, irradiation ; Extra-corporeal blood circuits
    • A61M1/3621—Extra-corporeal blood circuits
    • A61M1/3653—Interfaces between patient blood circulation and extra-corporal blood circuit
    • A61M1/3655—Arterio-venous shunts or fistulae
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/10—Location thereof with respect to the patient's body
    • A61M60/122—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body
    • A61M60/126—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body implantable via, into, inside, in line, branching on, or around a blood vessel
    • A61M60/148—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body implantable via, into, inside, in line, branching on, or around a blood vessel in line with a blood vessel using resection or like techniques, e.g. permanent endovascular heart assist devices
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/20—Type thereof
    • A61M60/247—Positive displacement blood pumps
    • A61M60/253—Positive displacement blood pumps including a displacement member directly acting on the blood
    • A61M60/268—Positive displacement blood pumps including a displacement member directly acting on the blood the displacement member being flexible, e.g. membranes, diaphragms or bladders
    • A61M60/274—Positive displacement blood pumps including a displacement member directly acting on the blood the displacement member being flexible, e.g. membranes, diaphragms or bladders the inlet and outlet being the same, e.g. para-aortic counter-pulsation blood pumps
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/40—Details relating to driving
    • A61M60/403—Details relating to driving for non-positive displacement blood pumps
    • A61M60/408—Details relating to driving for non-positive displacement blood pumps the force acting on the blood contacting member being mechanical, e.g. transmitted by a shaft or cable
    • A61M60/411—Details relating to driving for non-positive displacement blood pumps the force acting on the blood contacting member being mechanical, e.g. transmitted by a shaft or cable generated by an electromotor
    • A61M60/414—Details relating to driving for non-positive displacement blood pumps the force acting on the blood contacting member being mechanical, e.g. transmitted by a shaft or cable generated by an electromotor transmitted by a rotating cable, e.g. for blood pumps mounted on a catheter

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Anesthesiology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Mechanical Engineering (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
  • External Artificial Organs (AREA)
  • Prostheses (AREA)

Abstract

Імплантована система підтримки серця містить позасерцеву насосну систему (10) для доповнення кровообігу пацієнта без з'єднання будь-якого її компонента із серцем пацієнта. Позасерцева система містить насос (32), що імплантується підшкірно в ділянці паху пацієнта за допомогою мінімально інвазійної процедури, причому насос живиться від акумулятора (44), і засіб для заряджання акумулятора із-за меж тіла, причому насос усмоктує кров через канал (50) вхідного потоку, рідинно зв'язаний із стегновою артерією (26) пацієнта за допомогою підшкірного анастомозного з'єднання, а виводить кров через канал (52) вихідного потоку, рідинно зв'язаний із периферійною артерією, що відходить від дуги аорти пацієнта, за допомогою підшкірного анастомозного з'єднання. Насос може діяти безупинно або пульсуючим способом синхронно із серцем пацієнта, тим самим потенційно зменшуючи насосне навантаження на серце.  

Description

Опис винаходу
Дійсний винахід відноситься в загальному випадку до системи, що допомагає роботі серця, і, зокрема, до 2 позасерцевої насосної системи і способу для доповнення циркуляції крові у пацієнта за допомогою мінімально інвазійної процедури.
У останнє десятиліття застійна серцева недостатність (ЗСН) перетворилася в найбільш важливу проблему охорони здоров'я в серцево-судинній медицині. Як повідомляється в СіШт, К.Р., Ерідетіоіоду ої Неагі Райшиге іп «пе ЦО.5., 126 Ат. Неагі 9. 1042 (1993), у Сполучених Штатах щорічно діагностується чотириста тисяч (400 70 000) нових випадків ЗСН. Вважається, що це захворювання мають майже 5 мільйонів чоловік у цій країні і майже мільйонів чоловік в усьому світі. Кількість госпіталізацій із ЗСН збільшилась в останні 15 років більше ніж у три рази. На жаль, майже 250 000 пацієнтів щорічно вмирають від серцевої недостатності. Відповідно до
Егатіпоанат Неай 5ішау, п'ятирічний коефіцієнт смертності для пацієнтів із застійною серцевою недостатністю дорівнював 7595 у чоловіків і 62950 у жінок (Но, К.К.Ї., Апдеггоп, К.М., Каппеї, МУ.В., еї аіІ., Зигміма! АйЙег 712 Ше Опвеї ої Сопдезіїме Неаг Райге іп Ргатіпоайат Неагй Зішау Зибієесї 88 Сігсшайоп 107 (1993)). Це порушення являє собою найбільше поширений діагноз для пацієнтів старших 65 років. Хоча кількість випадків серцево-судинних захворювань за останні 10 - 20 років зменшилась, кількість і переважання випадків застійної серцевої недостатності зросла з величезною швидкістю. Ця кількість буде збільшуватися в зв'язку з виживаністю пацієнтів, що звичайно умирають від гострого інфаркту міокарда (серцевого приступу), і в зв'язку зі старінням 20 населення.
ЗСН дає звістку про себе спочатку посиленою задишкою (утрудненим або напруженим диханням) і стомлюваністю. Для описання причин і терапії ЗСН використовуються три парадигми. Перша розглядає цей стан із точки зору зміненої насосної функції і ненормальні кровоносної динаміки. Інші моделі описують його більш широко з точки зору зміненої поведінки клітин міокарда або зміненої експресії гену в клітинах атрофованого с серця. У своєму самому широкому розумінні ЗСН може бути визначена як нездатність серця прокачувати кров Ге) через організм із швидкістю, необхідною для підтримки адекватного кров'яного потоку і багатьох нормальних функцій організму.
Для боротьби з ЗСН було розроблено багато типів допоміжних серцевих пристроїв. Серцевим або кровоносним допоміжним пристроєм є пристрій, що допомагає працюючому з перебоями серцю шляхом с збільшення його насосної функції або шляхом надання йому певного часу відпочинку для відновлення насосної Ге) функції. Оскільки застійна серцева недостатність може бути хронічною або гострою, існують різні категорії допоміжних серцевих пристроїв. З серцевих трансплантатів були розроблені щонайменше два типи хронічних сч допоміжних серцевих систем. Один тип використовує повний або частковий протез, що під'єднується між серцем «о і аортою, один із прикладів якого загальноприйнято позначається ДПЛШ - допоміжний пристрій лівого шлуночка.
На фіг.1 показаний один із прикладів ДПЛШ 2. Цей ДПЛШ містить насос і зв'язані з ним клапани 4, що відкачує о кров безпосередньо з верхівки лівого шлуночка 6 і направляє кров у дугу 8 аорти, в обхід аортального клапана.
У цьому застосуванні лівий шлуночок перестає функціонувати, не скорочується і не розширюється. Лівий шлуночок, таким чином, стає продовженням лівого передсердя, а ДПЛШ 2 бере на себе функцію лівого « шлуночка. Таким чином, шлуночок стає камерою низького тиску. У зв'язку з задачею заміщення лівого шлуночка, З 50 ДПЛШ працює, прокачуючи кров із тією ж швидкістю, що і серце. За допомогою ДПЛШ встановлюється с циркуляція насиченої киснем крові, достатня для задоволення потреби органів пацієнта.
Із» Другий тип хронічної допоміжної серцевої системи показаний у патенті США Мо 5267940, виданому Маулдеру.
Маулдер описує насос, імплантовуваний у проксимальну низхідну аорту, для допомоги циркуляції крові аортою.
Для протидії гострій ЗСН використовуються два типи допоміжних серцевих пристроїв. Один тип є протипульсаційним за своєю природою і представлений прикладом внутрішньозортального балонного насоса і-й (ВАБН). У ВАБН балон здувається в ході рівно-об'ємного скорочення, створюючи знижений тиск, проти якого
Ге»! серце повинно качати кров, тим самим зменшуючи навантаження на серце під час систоли. Потім балон розширюється, виштовхуючи кров в усіх напрямках по артеріальній системі. Інший приклад цього першого типу ді використовує одну або декілька стисливих камер, коли кров пасивно тече через камеру під час систоли, як
Ге»! 20 показано в патенті США Мо 4240409, виданому Робінсону й ін. Потім камера стискується і кров форсовано повертається в аорту. Ці пристрої стимулюють камеру серця і залежать від камери, що надувається для їз здійснення насосної дії, вимагаючи зовнішнього пневматичного приводу.
Другий тип гострого допоміжного пристрою використовує насос, що знаходиться поза тілом, такий як відцдентровий насос Віотедісиз для направляння крові через пацієнта при проведенні хірургії серця. У однім із 29 прикладів, описаному в патенті США Мо 4968293, виданому Нельсону, допоміжна серцева система використовує
ГФ) відцентровий насос, у якому м'яз пацієнта кріпиться для додавання пульсації потокові крові. Пристрій Нельсона використовується для обходу частини низхідної аорти. о Інший пристрій, показаний у патенті США Мо 4080958, виданому Брегману й ін., використовує камеру, що надувається і здувається, для підтримки кров'яної перфузії під час травми серця і спрямоване на доповнення 60 стандартного апарату "сердце-легені" шляхом надання пульсаційного руху. У головному виконанні, описаному в
Брегмана, балон керується для підтримки достатнього тиску в корені аорти під час діастоли для забезпечення достатньої кров'яної перфузії в коронарні артерії. У альтернативному виконанні забезпечується вихід із низьким опором з аорти в нижню порожнисту вену для зменшення аортального тиску під час систоли, тим самим знижуючи гемодинамічне навантаження на лівий шлуночок. бо Інші пристрої, такі, як показано в патенті США Мо 4034742, виданому Тома, залежать від взаємодії і координування з механічною насосною камерою, що містить рухому діафрагму, яка накачує. Ці пристрої насамперед призначені для застосування поблизу серця й усередині грудної клітини пацієнта, вимагаючи значного інвазійного хірургічного втручання.
Багато ЗСН-пристроїв тимчасово використовуються під час операцій. Приміром, патент США Мо 4995857, виданий Арнолду, розглядає періопераційний пристрій для прокачування крові зі швидкостями, при яких працює серце, у ході хірургічного втручання, коли серце відмовляє або коли його зупиняють для виконання операції на серці. Система Арнолда тимчасово заміняє серце і легені пацієнта і прокачує кров із швидкістю серця, звичайно 5 - 6 літрів/хв. Як і у всіх системах, що обминають серце і легені, потрібний оксигенатор. Зрозуміло, що при 70 будь-якій системі, яка містить оксигенатор, такий, як загальноприйнятий апарат "сердце-легені", пацієнт не може бути амбулаторним.
У ранніх ВАБН-пристроях поліуретановий балон кріпився на судинному катетері, вставлявся в стегнову артерію і розташовувався в низхідній аорті дистально по відношенню до лівої підключичної артерії. Балонний катетер з'єднувався з насосною консоллю, що качала гелій або діоксид вуглецю в балон під час діастоли для 7/5 його надування. У ході рівнооб'ємного стискування, тобто в короткий проміжок часу, коли аортальний клапан був закритий, а лівий шлуночок продовжував стискуватися, газ, використовуваний для роботи балона, швидко виводився для здування балону. Це зменшувало тиск біля основи аорти, коли відчинявся аортальний клапан.
Навпроти, під час діастоли балон надувався, викликаючи зростання діастолічного тиску їі штовхаючи кров в аорту дистально в напрямку нижньої частини тіла (з одного боку балона) і проксимально вбік серця й у Коронарні артерії (з іншого).
Головною перевагою в такому пристрої з протипульсаціею було систолічне здування, що знижує внутрішньогортальні об'єм і тиск, зменшує як навантаження, так і споживання кисню міокардом. Іншими словами, коли балон надувається, він штучно створює високий тиск в аорті, що має перевагу більшої перфузії через коронарні артерії. Коли балон здувається, безпосередньо перед відкриванням аортального клапана, об'єм і тиск сч ов Ваорти зменшуються, вивільняючи серце від частини гемодинамічного тягаря. Ці фізіологічні реакції поліпшують серцевий вихід і коронарний кровообіг пацієнта, тимчасово поліпшуючи гемодинаміку. У цілому, зворотна і) пульсація за допомогою ВАБН може збільшувати серцеву продуктивність приблизно на 1595, чого часто досить для стабілізації гемодинамічного статусу пацієнта, який у противному випадку може швидко погіршуватися. Коли виявляється більш дієва насосна здатність серця, а пацієнт переведений у поліпшений клас гемодинамічного с зо статусу, протипульсація може бути припинена шляхом повільного відлучення від системи з відстеженням погіршень. ісе)
До 1979 року усі ВАБН-катетери вставлялися за допомогою хірургічного розрізу, звичайно розрізу стегнової с артерії. Пізніше розробка черезшкірного ВАБН-катетера забезпечила більш швидке і, зрозуміло, більш надійне вставлення, результатом чого стало більш невідкладне проведення терапії і розширення клінічних застосувань. ісе)
Однак надування і здування балона вимагає пневматичного насоса досить великих розмірів, що повинний ю використовуватися поза організмом, обмежуючи тим самим рухи пацієнта і здатність робити звичайні щоденні справи. Таким чином, ВАБН-пристрої обмежені короткостроковим використанням, порядка декількох днів - декількох тижнів.
Як обговорювалося вище, було розроблено багато допоміжних вентрикулярних насосних механізмів. З ДПЛШ « 70 Звичайно зв'язані клапани, використовувані у вхідному і вихідному каналах для забезпечення однонаправленого 7) с струму крові. Враховуючи велику близькість серця, однонаправлений плин був необхідний для того, щоб уникнути мимовільного зворотного струму у серце. Використання таких клапанів мінімізує також тромбогенний ;» потенціал ДПЛШ-пристрою.
Звичайно насос, зв'язаний із ДПЛШ старого зразка, був громіздким насосом пульсуючого потоку, поршневого або діафрагменного типу, таким як вироблені Вахіог Момасог або ТСІ, відповідно. За умови, що насос с імплантувався в грудну і/або черевну порожнину, було потрібно значне хірургічне втручання. Насоси звичайно приводилися в дію за допомогою Черезшкірної керуючої лінії шляхом портативної зовнішньої консолі, що
Ме, відслідковувала і перепрограмовувала функції.
ГІ Альтернативно в серцевих допоміжних системах використовувалися обертальні насоси, такі як відцентрові або осьові насоси. При віддентровому насосі кров входить у насос і виходить із нього практично в одній і тій
Ме. же площині. Навпроти, осьовий насос направляє кров уздовж осі обертання ротора. Одна з конструкцій осьового
Ге насоса, що стимулюється гвинтом Архімеда, мініатюризована до розмірів ластика, хоча інші конструкції за розмірами більші. Незважаючи на свої малі розміри, осьовий насос може бути досить потужним для виробляння потоків, що наближаються до використовуваного в більш ранніх ДПЛІ. Однак навіть мініатюрні насоси звичайно
ВВОДЯТЬСЯ В лівий шлуночок через аортальний клапан або через верхівку серця, і їхня дія повинна управлятися з зовнішньої стосовно організму консолі через черезшкірні лінії.
Ф) Усі вищезазначені серцеві допоміжні системи служать одній або обом із двох цілей: (1) покращити роботу ка діючого, але хворого серця пацієнта з мінімального рівня, що класифікується як клас ІМ Класифікації
Нью-Йоркської Серцевої Асоціації (МУНАС), до практично нормального, що класифікується як 1 або 0; або (2) бо доповнити кровообіг насиченої киснем крові у пацієнта для задоволення потреби органів, якщо серце пацієнта страждає від ЗСН. При таких системах вимагаються екстремальна робота насоса і великі кількості енергії, об'єму і розсіювання тепла.
Багато з цих серцевих допоміжних систем мають декілька загальних основних характеристик: 1) ці пристрої є серцевими за природою; тобто вони поміщаються безпосередньо в серце або поруч із ним, або в одній із б5 Головних судин, зв'язаних із серцем (аорті), і часто прикріплюються до серця і/або аорти; 2) ці пристрої намагаються відтворити пульсуючий потік крові, властивий у природних умовах кровоносній системі ссавців, і тому вимагають клапанів для запобігання зворотному струмові; 3) ці пристрої приводяться в дію з зовнішніх консолей, часто керуються електрокардіограмою пацієнта; і 4) розмір кров'яного насоса разом із зв'язаними з ним з'єднувачами й аксесуарами звичайно не співвідноситься з анатомією і фізіологією пацієнта. Через те, що існуючі серцеві допоміжні пристрої мають одну або декілька з цих характеристик, вони обмежені у своїй ефективності і/або практичності. Було б корисним використовувати серцеву допоміжну систему, що не вимагає значного хірургічного втручання, а також використання периферійного устаткування, що сильно обмежує рухомість пацієнта.
Об'єктом дійсного винаходу є боротьба з тим аспектом ЗСН, що веде до зміни насосної функції і 7/0 Ненормальної динаміки кровообігу, при подоланні обмежень існуючих серцевих допоміжних систем. Не функціонуючи як обхідний шлях до одного або декількох органів пацієнта, дійсний винахід містить позасерцеву насосну систему для доповнення циркуляції крові в пацієнті, будучи з'єднаною з серцем або головною судиною пацієнта. Таким чином, вона є позасерцевою за своєю природою. За рахунок здатності застосовуватися з мінімальним хірургічним втручанням дійсний винахід значно поліпшує стан пацієнта, що страждає від ЗСН, /5 Викликаючи значно кращий стан пацієнта, навіть якщо ЗСН продовжується. Допоміжною, але важливою вигодою дійсного винаходу є можливість застосування дійсного винаходу так, щоб зменшувати також насосне навантаження на серце, тим самим дозволяючи серцю відновлюватися в ході використання. При використанні дійсного винаходу не потрібно ні громіздкого насоса, ні клапанів або оксигенатора, а також не потрібно вторгнення в грудну клітину за допомогою серцевої хірургії. Зрозуміло, важливою перевагою дійсного винаходу є 2о його простота при досягненні в той же час екстраординарних результатів у поліпшенні стану пацієнта, що страждає від ЗСН.
Позасерцева система за дійсним винаходом переважно містить обертальний насос, сконструйований для прокачування крові через пацієнта із субсерцевими швидкостями, тобто зі швидкістю потоку, значно нижчою за швидкість потоку, що дається серцем пацієнта. Також можуть бути ефективні інші типи насосів. Прокачування сч
Крові повинно наново оживляти кров до деякої міри шляхом прикладання до крові, що виходить із насоса, кінетичної і потенційної енергії. Важливо, що кращий насос для насосної системи за дійсним винаходом є насос, (8) що вимагає відносно малої подачі енергії в порівнянні з існуючими насосами, розробленими для роботи із серцевими швидкостями. Насос може або імплантуватись, або не імплантуватись, у залежності від здатності, практичності або необхідності утримувати пацієнта амбулаторно. с зо Дійсна система також містить канал вхідного потоку, з'єднаний із насосом, для направлення крові в насос із першої периферійної кровоносної судини, і канал вихідного потоку, з'єднаний із насосом, для направлення ісе) крові з насоса в другу периферійну кровоносну судину. З'єднання каналів вхідного потоку і вихідного потоку з с кровоносними судинами виконується черезшкірно, не настільки глибоко, щоб використовувати значне хірургічне втручання. Іншими словами, мінімально підшкірно. Це дозволяє виконувати з'єднання шляхом мінімальної ісе) інвазійної процедури. Переважно з'єднання з кровоносними судинами виконуються безпосередньо під шкірою ю або безпосередньо під першим шаром м'язів, у залежності від кровоносних судин у точці виходу або месцезнаходженні з'єднання, хоча для деяких пацієнтів можуть бути необхідні більш глибокі проникнення.
У одному із виконань позасерцевої системи насос є насосом безупинного потоку і/або пульсаційним насосом, імплантованим і використовуваним для з'єднання таких двох периферійних артерій, як стегнова артерія для « Вхідного потоку і ліва пахвова артерія для вихідного потоку, хоча маються на увазі й інші периферійні з с кровоносні судини, у тому числі, інші артерії або вени, а також одиночна або сукупна їхня комбінація.
Альтернативне виконання використовує обертальний насос, керований синхронним спільнопульсаційним або ;» протипульсаційним способом, або яким-небудь проміжним способом пульсації не у фазі. У одному із застосувань мається на увазі, що дійсний винахід може застосовуватися так, щоб серце випробувало знижений тиск біля основи аорти під час систоли, зменшуючи в такий спосіб гемодинамічне навантаження на серце і, тим самим, с дозволяючи серцю відновлюватися.
Мається на увазі, що, коли імплантується вся система за дійсним винаходом, вона імплантується підшкірно
Ме, без необхідності великого хірургічного втручання і, переважно, поза грудною клітиною. Приміром, насос може ко імплантуватись в область паху, при прикріпленні каналу вхідного потоку поруч із ним до стегнової або клубової 5о артерії а каналу вихідного потоку - до пахвової артерії поруч із плечем. Мається на увазі, що канал
Ме, вихідного потоку прикріплюється шляхом проходження під шкірою від насоса до пахвової артерії. Після
Ге імплантації насос переважно живиться від імплантовуваного акумулятора, який може перезаряджатися зовні за допомогою радіочастотної (РУ) індуктивної системи або періодично замінятися.
Дійсний винахід також містить спосіб доповнення циркуляції крові у пацієнта і потенційного зменшення в насосного навантаження на серце пацієнта без з'єднування яких-небудь компонентів із серцем пацієнта. Цей спосіб за винаходом містить такі кроки: імплантацію насоса, сконструйованого для прокачування крові з (Ф, волюметричними швидкостями в середньому нижче серцевих, причому насос має прикріплені до нього канал ка вхідного потоку і канал вихідного потоку; з'єднання дистального кінця каналу вхідного потоку з першою периферійною кровоносною судиною за допомогою мінімально-інвазійної хірургічної процедури, щоб впустити бо потік крові в насос із першої периферійної кровоносної судини пацієнта; підшкірну імплантацію каналу вхідного потоку; з'єднання дистального кінця каналу вихідного потоку з другою периферійною кровоносною судиною за допомогою мінімально-інвазійної хірургічної процедури, щоб випустити потік крові з насоса в другу периферійну кровоносну судину пацієнта; і керування згаданим насосом для поширення крові по кровоносній системі пацієнта. У одному конкретному застосуванні насос здатний синхронно керуватися, причому крок роботи насоса 65 містить кроки початку виводу крові з насоса в ході рівнооб'ємного стискання і припинення виводу крові, коли після систоли аортальний клапан закривається. В залежності від пацієнта і специфіки побудови, дійсної системи, цей специфічний спосіб викликає зменшене подальше навантаження на серце, у той же час доповнюючи циркуляцію. Наприклад, в одному із виконань першим і другим кровоносними судинами є відповідно стегнова і пахвова артерії.
У альтернативному способі застосування дійсного винаходу насос не імплантується, а канали вхідного потоку і вихідного потоку з'єднуються з першим і другим кровоносними судинами черезшкірно, за допомогою з'єднувача, що вилучається, такого як канюля, для з'єднання дистальних кінців кожного з каналів із кровоносними судинами.
Важливою перевагою дійсного винаходу є те, що він використовує переваги ВАБН, не вимагаючи зовнішнього 7/0 устаткування або необхідності мати балон або подібну реалізацію, що частково погіршує кровоносну судину.
Таким чином, дійсний винахід пропонує простоту і довгострокове використання.
Ці й інші ознаки і переваги винаходу будуть описані тепер із посиланнями на креслення, спрямовані на те, щоб ілюструвати, а не обмежувати винахід.
Фіг.1 є умовним видом серцевого допоміжного пристрою, відомого як допоміжний пристрій лівого шлуночка, 7/5 що показує обхід від вершини лівого шлуночка до дуги аорти;
Фіг2 є умовним видом першого виконання дійсного винаходу, показаного в додатку до кровоносної системи пацієнта.
Фіг.3 є умовним видом другого виконання дійсного винаходу, показаного в додатку до кровоносної системи пацієнта.
Фіг.4 є умовним видом варіанту першого виконання за фіг.2, показаного імплантованим у пацієнта;
Фіг.5 є умовним видом третього виконання дійсного винаходу, показаного в додатку до кровоносної системи пацієнта.
Фіг.б є умовним видом четвертого виконання дійсного винаходу, показаного в додатку до кровоносної системи пацієнта. с
Нижче наводиться більш докладний опис виконань дійсного винаходу з посиланнями на наведені креслення.
Треба, однак, зауважити, що деякі виконання мають усі зазначені тут переваги, а інші виконання можуть і) реалізовувати тільки деякі, але не всі переваги.
Дійсний винахід забезпечує серцеву допоміжну систему, що є позасерцевою за своєю природою. Іншими словами, дійсний винахід доповнює кров'яну перфузію без необхідності безпосередньої взаємодії із серцем або с зо аортою. Таким чином, не потрібно ніякого значного хірургічного втручання для використання дійсного винаходу.
При деяких обставинах дійсний винахід зменшує також гемодинамічне навантаження на серце шляхом ікс, зменшення тиску біля основи аорти під час систоли. с
На фіг.2 показане перше виконання дійсного винаходу 10 у застосуванні до пацієнта 12, що має хворе серце 14 і аорту 16, від якої відходять периферійні плечоголовні кровоносні судини, у тому числі права ключична ісе) артерія 18, права сонна артерія 20, ліва сонна артерія 22 і ліва пахвова артерія 24. Від низхідної аорти ю відходить інша множина периферійних кровоносних судин, ліва і права стегнові артерії 26, 28.
Перше виконання 10 містить насос 32, що має впуск 34 і випуск Зб для з'єднання з вхідними в них гнучкими каналами. Насос 32 переважно є обертальним насосом, або осьового, або відцентрового типу, хоча можуть використовуватися й інші типи насосів, комерційно доступні або виготовлені спеціально. У будь-якому випадку « насос повинний бути досить малим для імплантування підшкірно і переважно поза грудною клітиною, наприклад, /- с у паховій області пацієнта, без необхідності значного хірургічного втручання. Оскільки дійсний винахід являє собою позасерцеву систему, ніяких клапанів не треба. Будь-який випадковий зворотний потік через насос і/або ;» через канал вхідного потоку не нанесе шкоди пацієнту.
Незалежно від обраного типу, насос 32 за дійсним винаходом має такі розміри, щоб прокачувати кров із
Волюметричними швидкостями нижче серцевих, менше, ніж приблизно 5095 від швидкості потоку середнього с здорового серця, хоча можуть бути ефективними і більш високі швидкості. Таким чином, насос 32 за дійсним винаходом має розміри і конфігурацію для випускання крові з волюметричними швидкостями, що знаходяться ме) приблизно в діапазоні від 0,1 до З літрів на хвилину, у залежності від бажаного застосування і/або ступеня ко необхідності допомоги серцю. Приміром, для пацієнта, що випробує застійну серцеву недостатність у просунутій стадії, може бути кращим використовувати насос, що має середню швидкість від 2,5 до З літрів на хвилину. Для
Ме, інших пацієнтів, зокрема для тих, у кого рівні серцевої недостатності мінімальні, може бути кращим
Ге використовувати насос, що має середню швидкість 0,5 літра на хвилину і нижче.
У одному із виконань обраним насосом є насос безупинного потоку, щоб кров'яна перфузія по кровоносній системі була безупинною. У альтернативному виконанні обраний насос має можливість синхронної дії, тобто дв Може працювати в пульсуючому режимі, або при спільній пульсації, або при протипульсації.
Для спільно-пульсуючої дії мається на увазі, що насос 32 діє для випуску крові звичайно під час систоли, (Ф, починаючи дію, приміром, під час рівнооб'ємного стискання перед відкриттям аортального клапана, або коли ка аортальний клапан відкривається. Насос буде знаходитися в статиці в той час, коли аортальний клапан закритий після систоли, припиняючи дію, приміром, коли аортальний клапан закривається. во Для протипульсуючої дії мається на увазі, що насос 32 діє звичайно під час діастоли, припиняючи дію, приміром, перед або під час рівнооб'ємного стискання. Таке застосування забезпечило і/або поліпшило б коронарну кров'яну перфузію. При даному застосуванні мається на увазі, що насос буде знаходитися в статиці під час балансу систоли після того, як аортальний клапан відкривається, для зменшення навантаження, проти якого серце повинно качати кров. Відкритий стан аортального клапана охоплює періоди відкривання і 65 закривання, коли кров тече через нього.
Варто розуміти, що позначення "спільна пульсація" і "протипульсація" є загальними ідентифікаторами і не обмежені конкретними точками в серцевому циклі пацієнта, коли насос починає і припиняє дію. Замість цього вони позначають у цілому дію насоса, при якій насос діє, щонайменше частково, під час систоли або діастоли, відповідно. Приміром, мається на увазі, що насос може активізуватися так, щоб не збігатися за фазою з дійсною спільною пульсацією або протипульсацією, описаними тут, але все рівно бути синхронним, у залежності від конкретних потреб пацієнта або бажаного виходу. Можна зсунути дію насоса, щоб починати його до або після рівнооб'ємного стискання або щоб почати його до або після рівнооб'ємного розширення.
Більш того, пульсаційний насос може діяти так, щоб пульсувати асинхронно із серцем пацієнта. Звичайно, якщо серце пацієнта б'ється нерегулярно, може виникати бажання змушувати насос пульсувати асинхронно, 70 щоб кров'яна перфузія за допомогою позасерцевої насосної системи була більш регулярною і, таким чином, більш ефективною при насиченні киснем органів. Коли серце пацієнта б'ється регулярно, але слабко, може бути кращою синхронна пульсація позасерцевого насоса.
Насос 32 приводиться в дію електродвигуном 40 і управляється переважно програмовуваним контролером 42, здатним задіяти насос пульсуючим способом, коли потрібно, а також управляти швидкістю насоса. Для 7/5 синхронного керування серце пацієнта переважно контролюється за допомогою ЕКГ, і забезпечується зворотний зв'язок із контролером 42. Контролер 42 переважно програмується за допомогою зовнішнього засобу. Це може бути виконано, приміром, за допомогою схем РЧ телеметрії загальноприйнятого в імплантовуваних електрокардіостимуляторах і дефібриляторах типу. Контролер може також бути саморегульованим, забезпечуючи автоматичне регулювання швидкості і/або регулювання синхронної або асинхронної пульсації го насоса на підставі зворотного зв'язку за допомогою фіксовуваних датчиками навколишнього середовища параметрів, таких як тиск або ЕКГ пацієнта. Також мається на увазі, що за бажанням може використовуватися насос реверсовуваного напрямку, у якому контролер здатний звертати напрямок або мотора, або крильчаток насоса. Такий насос може використовуватися там, де бажано мати можливість реверсування напрямку кровообігу між двома периферичними кровоносними судинами. с
Енергія подається до двигуна 40 і контролера 42 за допомогою акумулятора 44, що є переважно перезаряджуваним за допомогою зовнішнього індукційного джерела (не показаний), такого, як РЧ індукційна і) котушка, що може бути електромагнітне зв'язана з акумулятором для вироблення в ньому заряду. Насос може тимчасово зупинятися під час перезарядження без якогось помітного ефекту, що утрудняє життя, оскільки система тільки доповнює серце, а не заміщає серце. с зо Хоча контролер 42 і акумулятор 44 переважно заздалегідь приєднані до насоса 32 і імплантуються разом із ним, передбачається також, що насос 32 і двигун 40 імплантуються в одному місці, а контролер 42 і акумулятор ісе) 44 імплантуються в окремому місці. В одній з альтернативних конструкцій насос 32 може приводитись в дію с ззовні через черезшкірну приводну лінію. У іншому альтернативному виконанні насос двигун і контролер можуть імплантуватися і живитися за допомогою розташованого поза організмом акумулятора. У останньому випадку ісе) з5 акумулятор може розташовуватися у пацієнта для забезпечення повної амбулаторної рухомості. ю
Впуск 34 насоса 32 переважно з'єднується з гнучким каналом 50 вхідного потоку і гнучкого каналу 52 вихідного потоку, щоб направляти кров з однієї периферійної кровоносної судини в іншу. Канали 50, 52 вхідного і вихідного потоків можуть, приміром, виконуватися з матеріалів Юасгоп, Нетазпівеій або Согіех, хоча й інші матеріали можуть бути підхожими. У деяких випадках канали вхідного потоку і/або вихідного потоку можуть « надходити в продаж уже приєднаними до насоса. Якщо бажано імплантувати насос 32 і канали 50,52, шу с переважно, щоб внутрішній діаметр каналів був меншим 25 мм, хоча діаметри трохи більшого розміру можуть бути ефективними. ;» У однім із кращих застосувань дійсного винаходу перше виконання застосовується способом артерія-артерія; наприклад, як стегново-пахвовий обхід, як показано на фіг.2. Фахівцю варто розуміти, що пахвово-стегновий обхід також був би ефективним за допомогою описаних тут виконань. Зрозуміло, фахівцю варто розуміти, що с дійсний винахід може застосовуватися на будь-яких периферійних кровоносних судинах пацієнта.
Канал 50 вхідного потоку має перший проксимальний кінець 56, що з'єднується з впуском 34 насоса 32, |і
Ме. другий дистальний кінець 58, що з'єднується з першою периферійною кровоносною судиною, якою переважно є ко ліва стегнова артерія 26 пацієнта 12, хоча можуть бути прийнятні права стегнова артерія або будь-яка інша периферійна артерія. У одному із застосувань з'єднання між каналом 50 вхідного потоку і першою кровоносною
Ме, судиною здійснюється за допомогою анастомозу "кінець у бік, хоча може використовуватись з'єднання за
Ге допомогою анастомозу "бік у бік у середньому плині каналу, коли канал вхідного потоку з'єднується своїм другим кінцем із додатковою кровоносною судиною (не показана).
Аналогічно, канал 52 вихідного потоку має перший проксимальний кінець 62, з'єднаний із випуском 36 насоса дво З2.і другий дистальний кінець 64, з'єднаний із другою периферійною кровоносною судиною, переважно лівою пахвовою артерією 24 пацієнта 12, хоча прийнятною була б і права пахвова артерія або будь-яка інша
Ф) периферійна артерія. У одному із застосувань з'єднання між каналом 52 вихідного потоку і другою кровоносною ка судиною виконується за допомогою анастомозу "кінець у бік хоча анастомозне з'єднання "бік у бік' може використовуватися в середньому плині каналу, коли канал вихідного потоку з'єднується своїм другим кінцем із бо ще одною кровоносною судиною (не показана). Переважно канал вихідного потоку прикріплюється до другої кровоносної судини під таким кутом, що дає переважний плин крові з насоса проксимально в напрямку аорти і серця, як показано на фіг.2.
Бажано, щоб застосування дійсного винаходу до периферичних кровоносних судин виконувалося підшкірно; тобто на невеликій глибині безпосередньо під шкірою або першим шаром м'язів, щоб уникнути значного 65 хірургічного втручання. Також бажано, щоб дійсний винахід застосовувався поза грудною клітиною, щоб уникнути необхідності вторгнення в грудну порожнину пацієнта.
Якщо бажано, то уся позасерцева система за дійсним винаходом 10 може імплантуватися в пацієнта 12. У цьому випадку насос 32 може, приміром, імплантуватися в пахову область при підшкірному з'єднанні каналу 50 вхідного потоку, наприклад, із стегновою артерією 26 поруч із насосом 32. Канал вихідного потоку підшкірно проводиться, приміром, до лівої пахвової артерії 24. У альтернативному виконанні насос 32 і зв'язані з ним привід і контролер можуть тимчасово прикріплюватися до зовнішньої частини шкіри пацієнта, а канали 50, 52 вхідного і вихідного потоків з'єднуються черезшкірно. У будь-якому випадку пацієнт може знаходитися в амбулаторних умовах без обмеження з'єднаними лініями.
Мається на увазі, що, якщо не потрібно анастомозне з'єднання, може використовуватися спеціальний /о З'єднувач для з'єднання каналів 50, 52 із периферійними кровоносними судинами. На фіг.3 показане друге виконання дійсного винаходу, у якому канал 50 вхідного потоку і канал 52 вихідного потоку з'єднані з периферійними кровоносними судинами через перший і другий з'єднувачі 68, 70, кожний із який містить сполучні частини з трьома отворами. У кращому виконанні з'єднувачі 68, 70 містять внутрішньосудинну, звичайно
Т-образну сполучну частину 72, що має проксимальний кінець 74, дистальний кінець 76 і відгалуження 78, що відходить під кутом, що забезпечують з'єднання з каналами 50, 52 вхідного і вихідного потоків і з кровоносними судинами. Проксимальні і дистальні кінці 74, 76 сполучних частин 72 забезпечують з'єднання з кровоносною судиною, у яку вводиться сполучна частина. Кут відгалуження 78 сполучних частин 72 може дорівнювати 90 градусам або менше від осі потоку в кровоносній судині. У іншому виконанні з'єднувачі 68, 70 є рукавами (не показані), що оточують зовнішню частину периферійної кровоносної судини і приєднуються до неї, причому усередині рукава забезпечується порт для кровоносної судини для того, щоб дозволити крові текти з каналів 50, 52, коли вони приєднані до з'єднувачів 68, 70, відповідно. Маються на увазі інші типи з'єднувачів, що мають іншу конфігурацію, які можуть уникнути необхідності анастомозного з'єднання, або які забезпечують з'єднання каналів із кровоносними судинами. Мається на увазі, що з'єднання з кровоносними судинами може виконуватися через канюлю, причому канюля імплантується разом із каналами вхідного і с ов ВИХЇДНОГО ПОТОКІВ.
Перевагою дискретних з'єднувачів є їхнє потенційне застосування для пацієнтів із хронічною ЗСН. З'єднувач і) усуває необхідність анастомозного з'єднання між каналами системи за дійсним винаходом і периферійними кровоносними судинами, якщо бажано видаляти і/або заміняти систему більш одного разу. З'єднувачі можуть прикріплюватися до першої і другої кровоносних судин напівпостійно, із закритим заглушкою відгалуженням для с зо подальшого швидкого з'єднання системи за дійсним винаходом з пацієнтом. З урахуванням цього пацієнт може користуватися перевагами дійсного винаходу періодично, не потребуючи щоразу повторного з'єднання каналів із ікс, кровоносними судинами і повторного від'єднання каналів від кровоносних судин за допомогою процедури с анастомоза. Щораз, коли бажано застосувати дійсний винахід, заглушки знімаються і канал швидко приєднується до з'єднувачів. ре)
У кращому виконанні з'єднувача 70 відгалуження 78 орієнтовано під гострим кутом, значно меншим 90 ю градусів, до осі сполучної частини 72, як показано на фіг.3, щоб більша частина крові, що тече через канал 52 вихідного потоку в кровоносну судину (наприклад, у ліву пахвову артерію 24), текла в проксимальному напрямку до серця 14, а не в дистальному напрямку. У альтернативному виконанні проксимальний кінець 74 сполучної частини 72 може мати діаметр більший, ніж діаметр дистального кінця 76, без необхідності в кутовому « Відгалуженні для досягнення того ж результату. в с Зі з'єднувачем або без нього, при потоці крові, спрямованому проксимально убік аорти, результатом може
Й бути конкуруючий потік униз по низхідній аорті, що приведе до зменшення тиску біля основи аорти. Таким чином, а дійсний винахід може бути застосований для зменшення подальшого навантаження на серце пацієнта, забезпечуючи щонайменше часткове, якщо не повне відновлення від ЗСН, доповнюючи кровообіг. Конкуруючий потік залежить від фази дії пульсаційного насоса і вибору другої кровоносної судини, із яких з'єднується с канал вихідного потоку.
Хоча дійсний винахід може застосовуватися для створення обходу з артерії в артерію, при даній природі
Ме. дійсного винаходу, тобто доповнення кровообігу для задоволення потреб органу, може використовуватися також ко обхід із вени в артерію. Приміром, за фіг.4, одне виконання дійсного винаходу 10 може бути застосоване до 5ор пацієнта 12 так, щоб канал 50 вхідного потоку з'єднувався з периферійною веною, такою як ліва стегнова вена
Ме, 80. У такій конструкції канал 50 вихідного потоку може з'єднуватися з однією з периферійних артерій, такий як
Ге ліва пахвова артерія 24. Також маються на увазі конструкції з артерії у вену. У тих випадках обходу з вени в артерію, коли вхідний потік з'єднується з веною, а вихідний потік з'єднується з артерією, насос 32 повинний мати розміри, що забезпечують досить малий потік, щоб кров із нестачею кисню в артеріях не досягла неприйнятних рівнів. Варто розуміти, що з'єднання з периферійними венами можуть бути зроблені одним або декількома способами, описаними вище для з'єднання з периферійною артерією. Також варто розуміти, що (Ф) дійсний винахід може застосовуватися як обход з вени у вену, при якому вхідний потік і вихідний потік ка з'єднуються з окремими периферійними венами. До того ж, альтернативне виконання містить два окремих насоси і набори каналів, причому один застосовується як обхід із вени у вену, а іншій - як обхід з артерії в бо артерію.
Мається на увазі часткове зовнішнє застосування дійсного винаходу при гострій серцевій недостатності у пацієнта; тобто коли не очікується велика тривалість недостатності, або на ранніх стадіях серцевої недостатності (коли пацієнт знаходиться в класах Ії або І Класифікації Нью-Йоркської Серцевої Асоціації (МУНАС)). За фіг.5 третє виконання дійсного винаходу 110 застосовується черезшкірно до пацієнта 112 для 65 обходу між двома периферійними кровоносними судинами, у той час, як насос 132 і зв'язані з ним двигун і елементи керування використовуються поза організмом. Насос 132 має канал 150 вхідного потоку і канал 152 вихідного потоку, з'єднані з ним для приєднання до двох периферійних кровоносних судин. Канал 150 вхідного потоку має перший кінець 156 і другий кінець 158, причому другий кінець з'єднаний із першою периферійною кровоносною судиною (наприклад, стегновою артерією 126) за допомогою канюлі 180. Канюля 180 містить перший кінець 182, що герметично з'єднується з другим кінцем 158 каналу 150 вхідного потоку. Канюля 180 містить також другий кінець 184, використовуваний для проколювання шкіри або першого шару м'язів через хірургічний отвір 186 і для проколювання кровоносної судини (наприклад, стегнової артерії 126).
Аналогічно, канал 152 вихідного потоку має перший кінець 162 і другий кінець 164, причому другий кінець з'єднаний із другою периферійною кровоносною судиною (наприклад, лівою пахвовою артерією 124) за 7/0 допомогою канюлі 180. Як і канюля вхідного потоку, канюля 180 вихідного потоку має перший кінець 182, герметично з'єднаний із другим кінцем 164 каналу 152 вихідного потоку. Канюля 180 вихідного потоку містить також другий кінець 184, використовуваний для проколювання шкіри або першого шару м'язів через хірургічний отвір 190 і для проколювання другої кровоносної судини (наприклад, лівої пахвової артерії 124). Шляхом використання черезшкірного застосування дійсний винахід може тимчасово застосовуватися без необхідності /5 імплантувати якийсь його аспект або виконувати анастомозні з'єднання з кровоносними судинами.
Альтернативний варіант третього виконання може використовуватися, коли бажано лікувати пацієнта періодично, але щораз протягом короткого періоду часу і без використання спеціальних з'єднувачів. При цьому варіанті мається на увазі, що другі кінці каналів вхідного потоку і вихідного потоку більш постійно з'єднуються з відповідними кровоносними судинами через, приміром, анастомозне з'єднання, при якому частина
Кожного каналу, найближча до з'єднання з кровоносною судиною, імплантується черезшкірно з заглушкою, що закриває вихідний назовні перший кінець (або його вхідний кінець) каналу, зовнішній стосовно пацієнта. Коли бажано забезпечити обхід кровообігу для доповнення потоку крові, знімна заглушка на кожному виведеному черезшкірно-розташованому каналі може видалятися, і насос (або насос із довжиною каналу вхідного потоку іабо вихідного потоку, прикріпленого до нього) вставляється між виведеними черезшкірними каналами. З сч г урахуванням цього пацієнт може користуватися перевагами дійсного винаходу періодично без необхідності щораз наново з'єднувати канали з кровоносними судинами й від'єднувати канали від кровоносних судин. і)
Ще одне виконання дійсного винаходу містить декілька каналів вхідного потоку і/або вихідного потоку.
Наприклад, за фіг.6, четверте виконання дійсного винаходу 210 містить насос 232, що знаходиться в рідинному зв'язку з декількома каналами 250А, 250Б вхідного потоку і декількома каналами 252А, 252Б вихідного потоку. с
Зо Кожна пара каналів сходиться до У-образного в загальному випадку відгалуження 296, що зводить потік на кінці вхідного потоку і розводить потік на кінці вихідного потоку. Кожний канал може з'єднуватися з окремою ісе) периферійною кровоносною судиною, хоча можливо мати два з'єднання з тим самим кровоносною судиною на /су видаленні друг від друга. В одній із конструкцій усі чотири канали з'єднані з периферійними артеріями.
Альтернативно один або декілька каналів можуть з'єднуватися з венами. У застосуванні, показаному на фіг.б, ісе)
Зв Канал 250А вхідного потоку з'єднується з лівою стегновою артерією 226, а канал 250Б з'єднується з лівою ю стегновою веною 278. Канал 252А вихідного потоку з'єднується з лівою пахвовою артерією 224, у той час, як канал 252Б вихідного потоку з'єднується з лівою сонною артерією 222. Слід зазначити, що з'єднання деяких або всіх каналів із кровоносними судинами можуть виконуватися за допомогою анастомозного з'єднання або за допомогою спеціального з'єднувача, як описано вище. До того ж, виконання за фіг.б може застосовуватися до « будь-якої комбінації периферійних кровоносних судин і найкраще відповідає стану пацієнта. Приміром, може пт) с бути бажано мати один канал вхідного потоку і два канали вихідного потоку або навпаки. Нарешті, варто . зауважити, що можуть використовуватися більше ніж два канали на боці вхідного потоку і на боці вихідного и?» потоку, причому кількість каналів вхідного потоку не обов'язково дорівнює кількості каналів вихідного потоку.
Незважаючи на те, що вищенаведений опис пояснив винахідницькі характеристики винаходу в застосуванні дО різних виконань, варто розуміти, що фахівцями можуть бути зроблені зміни у формі і деталях пристрою або с способу без відходу від суті й об'єму винаходу. Об'єм винаходу визначається формулою винаходу, що
Ф додається, а не попереднім описом. де

Claims (10)

  1. Формула винаходу б 50 ГЕ 1. Насосна система (10), що містить насос (32), канал (50) вхідного потоку, рідинно зв'язаний із насосом (32) для направлення крові в насос, і канал (52) вихідного потоку, рідинно зв'язаний із насосом (32) для направлення крові з насоса, яка відрізняється тим, що насос (32) сконфігурований для прокачування крові Протягом тривалого часу і для направлення крові між першим і другим неголовними кровоносними судинами для доповнення кровообігу у пацієнта із середньою волюметричною швидкістю приблизно 3,0 літри на хвилину і (Ф) менше, причому згаданий канал (50) вхідного потоку сконфігурований для з'єднання з першою кровоносною ГІ судиною підшкірно і має внутрішній діаметр не більше приблизно 25 міліметрів, і при цьому згаданий канал (52) вихідного потоку сконфігурований для з'єднання з другою кровоносною судиною підшкірно і має внутрішній во діаметр не більше приблизно 25 міліметрів.
  2. 2. Система за п. 1, яка відрізняється тим, що насос (32) сконфігурований для прокачування з волюметричною швидкістю приблизно 1,5 літри на хвилину і нижче протягом тривалого часу.
  3. 3. Система за п. 1, яка відрізняється тим, що насос (32) сконфігурований для прокачування крові пульсуючим способом, а система далі містить керування (42), сконфігуроване для синхронної роботи насоса (32) під час 65 рівнооб'ємного стискання і припинення роботи приблизно тоді, коли аортальний клапан закривається.
  4. 4. Система за п. 1, яка відрізняється тим, що насос (32) сконфігурований для прокачування крові пульсуючим способом, а система далі містить керування (42), сконфігуроване для роботи насоса (32) звичайно синхронно під час діастоли.
  5. 5. Система за п. 1, яка відрізняється тим, що насос (32), канал (50) вхідного потоку і канал (52) вихідного потоку мають таку конфігурацію, щоб забезпечити можливість імплантування в пацієнта за допомогою мінімально інвазійної процедури.
  6. 6. Система за п. 5, яка відрізняється тим, що містить імплантовуваний акумулятор.
  7. 7. Система за п. б, яка відрізняється тим, що містить індукційну котушку, сконфігуровану для електромагнітного з'єднання з акумулятором для зарядження його після імплантації згаданих акумулятора і /о насоса.
  8. 8. Система за п. 1, яка відрізняється тим, що містить з'єднувач (70), сконфігурований для рідинного з'єднання або каналу (50) вхідного потоку, або каналу (52) вихідного потоку із судинною системою пацієнта.
  9. 9. Система за п. 1, яка відрізняється тим, що містить щонайменше один додатковий канал (250Б) вхідного потоку.
  10. 10. Система за п. 1, яка відрізняється тим, що містить щонайменше один додатковий канал (252Б) вихідного потоку. с щі 6) с (Се) с (Се) І в) -
    с . и? 1 (о) іме) (о) Ко) іме) 60 б5
UA2000041978A 1997-10-09 1998-09-10 Імплантовувана система підтримки серця UA56262C2 (uk)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US6143497P 1997-10-09 1997-10-09
US09/166,005 US6200260B1 (en) 1997-10-09 1998-10-02 Implantable heart assist system
PCT/US1998/021424 WO1999019010A1 (en) 1997-10-09 1998-10-09 Implantable heart assist system

Publications (1)

Publication Number Publication Date
UA56262C2 true UA56262C2 (uk) 2003-05-15

Family

ID=26741066

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
UA2000041978A UA56262C2 (uk) 1997-10-09 1998-09-10 Імплантовувана система підтримки серця

Country Status (16)

Country Link
US (3) US6200260B1 (uk)
EP (1) EP1021218B1 (uk)
JP (3) JP4115666B2 (uk)
KR (1) KR100544944B1 (uk)
CN (1) CN1211132C (uk)
AT (1) ATE255923T1 (uk)
AU (1) AU728804B2 (uk)
BR (1) BR9814060A (uk)
CA (1) CA2305443C (uk)
CZ (1) CZ295454B6 (uk)
DE (1) DE69820466T2 (uk)
ES (1) ES2210835T3 (uk)
IL (1) IL135209A0 (uk)
RU (1) RU2203686C2 (uk)
UA (1) UA56262C2 (uk)
WO (1) WO1999019010A1 (uk)

Families Citing this family (185)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6889082B2 (en) * 1997-10-09 2005-05-03 Orqis Medical Corporation Implantable heart assist system and method of applying same
US6610004B2 (en) * 1997-10-09 2003-08-26 Orqis Medical Corporation Implantable heart assist system and method of applying same
US6387037B1 (en) * 1997-10-09 2002-05-14 Orqis Medical Corporation Implantable heart assist system and method of applying same
AUPP995999A0 (en) 1999-04-23 1999-05-20 University Of Technology, Sydney Non-contact estimation and control system
US20050165269A9 (en) * 1999-06-18 2005-07-28 Aboul-Hosn Walid N. Cannulation system and related methods
US6253768B1 (en) * 1999-08-04 2001-07-03 Percardia, Inc. Vascular graft bypass
US6592567B1 (en) 1999-12-07 2003-07-15 Chf Solutions, Inc. Kidney perfusion catheter
US6514226B1 (en) 2000-02-10 2003-02-04 Chf Solutions, Inc. Method and apparatus for treatment of congestive heart failure by improving perfusion of the kidney
WO2001072352A2 (en) * 2000-03-27 2001-10-04 The Cleveland Clinic Foundation Chronic performance control system for rotodynamic blood pumps
US6530876B1 (en) * 2000-04-25 2003-03-11 Paul A. Spence Supplemental heart pump methods and systems for supplementing blood through the heart
US6890315B1 (en) * 2000-05-23 2005-05-10 Chf Solutions, Inc. Method and apparatus for vein fluid removal in heart failure
AU2000260532A1 (en) * 2000-06-20 2002-01-02 CHF Soultions, Inc Apparatus and method for perfusing the kidney with venous blood
AU2000257517A1 (en) * 2000-06-20 2002-01-02 Intellicardia, Inc. Split circulation apparatus and method
US6343251B1 (en) 2000-10-20 2002-01-29 General Electric Company Method and system for monitoring the operation of and predicting part life consumption for turbomachinery
US6602182B1 (en) 2000-11-28 2003-08-05 Abiomed, Inc. Cardiac assistance systems having multiple fluid plenums
US6616596B1 (en) * 2000-11-28 2003-09-09 Abiomed, Inc. Cardiac assistance systems having multiple layers of inflatable elements
US6547716B1 (en) 2000-11-28 2003-04-15 Abiomed, Inc. Passive cardiac restraint systems having multiple layers of inflatable elements
US6540659B1 (en) 2000-11-28 2003-04-01 Abiomed, Inc. Cardiac assistance systems having bi-directional pumping elements
US6488662B2 (en) * 2000-12-19 2002-12-03 Laksen Sirimanne Percutaneous catheter assembly
US6761700B2 (en) 2001-02-09 2004-07-13 Orqis Medical Corporation Extra-corporeal vascular conduit
DE10108815B4 (de) * 2001-02-16 2006-03-16 Berlin Heart Ag Vorrichtung zur axialen Förderung von Körperflüssigkeiten
AU2006230718B2 (en) * 2001-02-16 2008-09-25 Berlin Heart Gmbh Device for axially conveying body fluids
ITTO20010448A1 (it) * 2001-05-14 2001-08-14 Eva Hubertova Dispositivo biomeccanico di supporto alla rivascolarizzazione.
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
US6685664B2 (en) * 2001-06-08 2004-02-03 Chf Solutions, Inc. Method and apparatus for ultrafiltration utilizing a long peripheral access venous cannula for blood withdrawal
WO2003068292A1 (en) * 2002-02-11 2003-08-21 National University Of Singapore Physiologically compatible cardiac assist device and method
US6669624B2 (en) 2002-03-26 2003-12-30 O. Howard Frazier Temporary heart-assist system
AU2003272627A1 (en) * 2002-09-17 2004-04-08 Tricardia, Llc Vascular compliance device and method of use
US8721515B2 (en) * 2003-01-31 2014-05-13 L-Vad Technology, Inc. Rigid body aortic blood pump implant
US8540618B2 (en) 2003-01-31 2013-09-24 L-Vad Technology, Inc. Stable aortic blood pump implant
WO2004073484A2 (en) * 2003-02-24 2004-09-02 Yossi Gross Fully-implantable cardiac recovery system
US20040186545A1 (en) * 2003-03-20 2004-09-23 Rosero Spencer Z. Temporary percutaneous cardioverter-defibrillator
WO2005028872A2 (en) * 2003-09-18 2005-03-31 Myrakelle, Llc Rotary blood pump
US20050085683A1 (en) * 2003-10-15 2005-04-21 Bolling Steven F. Implantable heart assist system and method of applying same
US7273446B2 (en) * 2003-10-31 2007-09-25 Spence Paul A Methods, devices and systems for counterpulsation of blood flow to and from the circulatory system
US20050131385A1 (en) * 2003-12-12 2005-06-16 Bolling Steven F. Cannulae for selectively enhancing blood flow
US7066874B2 (en) * 2004-01-06 2006-06-27 Bay Innovation Group, Llc Devices and methods for blood flow assistance
PT1715902T (pt) * 2004-01-08 2016-08-30 Paul Joseph Sullivan Dispositivo para a transferência não destrutiva de fluidos
WO2005074384A2 (en) * 2004-02-10 2005-08-18 Yossi Gross Extracardiac blood flow amplification device
US7172551B2 (en) * 2004-04-12 2007-02-06 Scimed Life Systems, Inc. Cyclical pressure coronary assist pump
US20050277870A1 (en) * 2004-06-10 2005-12-15 Robert Pecor Cannula having reduced flow resistance
US7445592B2 (en) * 2004-06-10 2008-11-04 Orqis Medical Corporation Cannulae having reduced flow resistance
US7828711B2 (en) * 2004-08-16 2010-11-09 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for modulating cellular growth and regeneration using ventricular assist device
US7393181B2 (en) 2004-09-17 2008-07-01 The Penn State Research Foundation Expandable impeller pump
US8419609B2 (en) 2005-10-05 2013-04-16 Heartware Inc. Impeller for a rotary ventricular assist device
US7972122B2 (en) * 2005-04-29 2011-07-05 Heartware, Inc. Multiple rotor, wide blade, axial flow pump
US7749152B2 (en) * 2005-01-10 2010-07-06 California Institute Of Technology Impedance pump used in bypass grafts
US7544160B2 (en) * 2005-02-10 2009-06-09 Yossi Gross Extracardiac blood flow amplification device
US20060184199A1 (en) * 2005-02-14 2006-08-17 O'leary Shawn Apparatus and methods for reducing bleeding from a cannulation site
US20060224110A1 (en) * 2005-03-17 2006-10-05 Scott Michael J Methods for minimally invasive vascular access
US8672611B2 (en) 2006-01-13 2014-03-18 Heartware, Inc. Stabilizing drive for contactless rotary blood pump impeller
EP1977110B8 (en) 2006-01-13 2018-12-26 HeartWare, Inc. Rotary blood pump
EP1981585B1 (en) * 2006-01-27 2019-03-06 CircuLite, Inc. Heart assist system
CN101448535B (zh) 2006-03-23 2011-10-19 宾州研究基金会 带有可膨胀叶轮泵的心脏辅助装置
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
WO2007132449A2 (en) * 2006-05-11 2007-11-22 Yossi Gross Implantable respiration therapy device
US7905823B2 (en) * 2006-08-30 2011-03-15 Circulite, Inc. Devices, methods and systems for establishing supplemental blood flow in the circulatory system
US8333686B2 (en) * 2006-08-30 2012-12-18 Circulite, Inc. Cannula insertion devices, systems, and methods including a compressible member
EP2056899B1 (en) 2006-08-30 2013-08-14 CircuLite, Inc. Systems for establishing supplemental blood flow in the circulatory system
EP2061531B1 (en) * 2006-09-14 2016-04-13 CircuLite, Inc. Intravascular blood pump and catheter
US9028392B2 (en) * 2006-12-01 2015-05-12 NuCardia, Inc. Medical device
US20090112312A1 (en) 2007-02-26 2009-04-30 Larose Jeffrey A Intravascular ventricular assist device
US7828710B2 (en) * 2007-06-05 2010-11-09 Medical Value Partners, Llc Apparatus comprising a drive cable for a medical device
US9656009B2 (en) 2007-07-11 2017-05-23 California Institute Of Technology Cardiac assist system using helical arrangement of contractile bands and helically-twisting cardiac assist device
EP2170449B1 (en) * 2007-07-19 2013-01-16 CircuLite, Inc. Cannula for heart chamber implantation and related systems and methods
US8079948B2 (en) * 2007-08-29 2011-12-20 NuCardia, Inc. Article comprising an impeller
US8376930B2 (en) * 2007-09-28 2013-02-19 Fawzy T. Abdelmalek Implantable pump for erectile dysfunction treatment
US10321850B2 (en) * 2007-10-11 2019-06-18 Peter Forsell Device for treatment of aneurysm
WO2009048371A1 (en) * 2007-10-11 2009-04-16 Milux Holding Sa A device for treatment of aneurysm
US8343029B2 (en) * 2007-10-24 2013-01-01 Circulite, Inc. Transseptal cannula, tip, delivery system, and method
EP2308422B1 (en) * 2008-06-23 2013-06-05 Cardiobridge GmbH Catheter pump for circulatory support
JP5171953B2 (ja) 2008-06-23 2013-03-27 テルモ株式会社 血液ポンプ装置
US8845715B2 (en) * 2008-08-18 2014-09-30 Hisham M. F. SHERIF Total aortic arch reconstruction graft
US9067005B2 (en) 2008-12-08 2015-06-30 Thoratec Corporation Centrifugal pump apparatus
US20100160939A1 (en) * 2008-12-19 2010-06-24 St. Jude Medical, Inc. Systems, apparatuses, and methods for cardiovascular cutting devices and valves
US8728012B2 (en) * 2008-12-19 2014-05-20 St. Jude Medical, Inc. Apparatus and method for measuring blood vessels
US9566146B2 (en) * 2008-12-19 2017-02-14 St. Jude Medical, Inc. Cardiovascular valve and valve housing apparatuses and systems
US8905961B2 (en) * 2008-12-19 2014-12-09 St. Jude Medical, Inc. Systems, apparatuses, and methods for cardiovascular conduits and connectors
CZ303905B6 (cs) * 2009-02-10 2013-06-19 CVUT v Praze, Fakulta elektrotechnická Systém pro mechanickou podporu cirkulace
JP5378010B2 (ja) 2009-03-05 2013-12-25 ソラテック コーポレーション 遠心式ポンプ装置
US8770945B2 (en) 2009-03-06 2014-07-08 Thoratec Corporation Centrifugal pump apparatus
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
EP2448613B1 (en) * 2009-07-01 2019-11-06 The Penn State Research Foundation Blood pump with expandable cannula
EP3490122B1 (en) 2009-07-29 2021-01-27 Thoratec Corporation Rotation drive device and centrifugal pump device
US20110112353A1 (en) * 2009-11-09 2011-05-12 Circulite, Inc. Bifurcated outflow cannulae
KR101105818B1 (ko) 2009-11-18 2012-01-17 주식회사 리브라하트 혈액펌프를 이용한 응급처치 장치 및 그 사용 방법
US9750866B2 (en) * 2010-02-11 2017-09-05 Circulite, Inc. Cannula lined with tissue in-growth material
US8768487B2 (en) * 2010-02-11 2014-07-01 Circulite, Inc. Devices, methods and systems for establishing supplemental blood flow in the circulatory system
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
US9555174B2 (en) 2010-02-17 2017-01-31 Flow Forward Medical, Inc. Blood pump systems and methods
ES2681744T3 (es) * 2010-02-17 2018-09-14 Flow Forward Medical, Inc. Sistema para aumentar el diámetro total de venas
US9662431B2 (en) 2010-02-17 2017-05-30 Flow Forward Medical, Inc. Blood pump systems and methods
SE535690C2 (sv) * 2010-03-25 2012-11-13 Jan Otto Solem En implanterbar anordning och kit för hjärtunderstöd, innefattande medel för generering av longitudinell rörelse av mitralisklaffen
WO2011118325A1 (ja) 2010-03-26 2011-09-29 テルモ株式会社 遠心式血液ポンプ装置
JP5681403B2 (ja) 2010-07-12 2015-03-11 ソーラテック コーポレイション 遠心式ポンプ装置
US9125655B2 (en) 2010-07-16 2015-09-08 California Institute Of Technology Correction and optimization of wave reflection in blood vessels
KR20130096730A (ko) 2010-09-07 2013-08-30 폴 에이. 스펜스 캐뉼라 시스템 및 방법
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
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
US8597170B2 (en) 2011-01-05 2013-12-03 Thoratec Corporation Catheter pump
US8485961B2 (en) 2011-01-05 2013-07-16 Thoratec Corporation Impeller housing for percutaneous heart 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
EP2693609B1 (en) 2011-03-28 2017-05-03 Thoratec Corporation Rotation and drive device and centrifugal pump device using same
EP2744534A4 (en) 2011-08-17 2015-07-29 Novita Therapeutics Llc BLOOD PUMP SYSTEMS AND METHOD THEREFOR
CN104185485B (zh) * 2011-08-17 2017-07-04 弗洛福沃德医药股份有限公司 增加静脉和动脉的总直径的系统和方法
US20130085439A1 (en) * 2011-09-30 2013-04-04 Tyco Healthcare Group Lp Device to encourage blood circulation between dialysis
CN104168932B (zh) 2011-11-28 2016-03-23 Mi-Vad公司 心室辅助装置和方法
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
CN106691363B (zh) * 2012-02-07 2019-05-03 赫莱达雅公司 血液动力学辅助设备
US11389638B2 (en) 2012-02-07 2022-07-19 Hridaya, Inc. Hemodynamic assist device
US9446179B2 (en) 2012-05-14 2016-09-20 Thoratec Corporation Distal bearing support
GB2504176A (en) 2012-05-14 2014-01-22 Thoratec Corp Collapsible impeller for catheter pump
US9327067B2 (en) 2012-05-14 2016-05-03 Thoratec Corporation Impeller for catheter pump
US9872947B2 (en) 2012-05-14 2018-01-23 Tc1 Llc Sheath system for catheter pump
US8721517B2 (en) 2012-05-14 2014-05-13 Thoratec Corporation Impeller for catheter pump
GB2504177B (en) 2012-05-14 2014-12-10 Thoratec Corp Sheath system for catheter pump
US9358329B2 (en) 2012-07-03 2016-06-07 Thoratec Corporation Catheter pump
EP4186557A1 (en) 2012-07-03 2023-05-31 Tc1 Llc Motor assembly for catheter pump
US9421311B2 (en) 2012-07-03 2016-08-23 Thoratec Corporation Motor assembly for catheter pump
US10258730B2 (en) 2012-08-17 2019-04-16 Flow Forward Medical, Inc. Blood pump systems and methods
WO2014062827A1 (en) 2012-10-16 2014-04-24 Spence Paul A Devices, systems, and methods for facilitating flow from the heart to a blood pump
US9371826B2 (en) 2013-01-24 2016-06-21 Thoratec Corporation Impeller position compensation using field oriented control
US9556873B2 (en) 2013-02-27 2017-01-31 Tc1 Llc Startup sequence for centrifugal pump with levitated impeller
US11033728B2 (en) 2013-03-13 2021-06-15 Tc1 Llc Fluid handling system
US11077294B2 (en) 2013-03-13 2021-08-03 Tc1 Llc Sheath assembly for catheter pump
WO2014164136A1 (en) 2013-03-13 2014-10-09 Thoratec Corporation Fluid handling system
US20160030649A1 (en) 2013-03-15 2016-02-04 Thoratec Corporation Catheter pump assembly including a stator
US9308302B2 (en) 2013-03-15 2016-04-12 Thoratec Corporation Catheter pump assembly including a stator
US9713663B2 (en) 2013-04-30 2017-07-25 Tc1 Llc Cardiac pump with speed adapted for ventricle unloading
US10052420B2 (en) 2013-04-30 2018-08-21 Tc1 Llc Heart beat identification and pump speed synchronization
DE102013208038B4 (de) 2013-05-02 2016-09-08 Michael Siegenthaler Katheterbasierendes Herzunterstützungssystem
US10111994B2 (en) 2013-05-14 2018-10-30 Heartware, Inc. Blood pump with separate mixed-flow and axial-flow impeller stages and multi-stage stators
WO2015085094A1 (en) 2013-12-04 2015-06-11 Heartware, Inc. Apparatus and methods for cutting an atrial wall
US20170000935A1 (en) 2014-01-27 2017-01-05 Children's Medical Center Corporation Mechanical assist device
WO2015130768A2 (en) 2014-02-25 2015-09-03 KUSHWAHA, Sudhir Ventricular assist device and method
US10583232B2 (en) 2014-04-15 2020-03-10 Tc1 Llc Catheter pump with off-set motor position
EP3131599B1 (en) 2014-04-15 2019-02-20 Tc1 Llc Catheter pump with access ports
EP4417244A3 (en) 2014-04-15 2024-10-16 Tc1 Llc Catheter pump introducer system
US10029037B2 (en) 2014-04-15 2018-07-24 Tc1 Llc Sensors for catheter pumps
US10363349B2 (en) 2014-04-15 2019-07-30 Tc1 Llp Heart pump providing adjustable outflow
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
WO2016118784A1 (en) 2015-01-22 2016-07-28 Thoratec Corporation Attachment mechanisms for motor of catheter pump
EP3247420B1 (en) 2015-01-22 2019-10-02 Tc1 Llc Reduced rotational mass motor assembly for catheter pump
EP3598986B1 (en) 2015-01-22 2021-02-17 Tc1 Llc Motor assembly with heat exchanger for catheter pump
EP4643926A3 (en) 2015-02-11 2025-12-24 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
WO2016130989A1 (en) 2015-02-13 2016-08-18 Thoratec Corporation Impeller suspension mechanism for heart pump
US9907890B2 (en) 2015-04-16 2018-03-06 Tc1 Llc Catheter pump with positioning brace
US10117983B2 (en) 2015-11-16 2018-11-06 Tc1 Llc Pressure/flow characteristic modification of a centrifugal pump in a ventricular assist device
WO2017093483A1 (en) * 2015-12-02 2017-06-08 Neurescue Aps A device for emergency treatment of cardiac arrest
RU2752587C2 (ru) 2016-04-29 2021-07-29 Артио Медикал, Инк. Наконечники и системы каналов и способы их использования
EP3808401A1 (en) 2016-07-21 2021-04-21 Tc1 Llc Gas-filled chamber for catheter pump motor assembly
EP3804804A1 (en) 2016-07-21 2021-04-14 Tc1 Llc Fluid seals for catheter pump motor assembly
US10675396B2 (en) * 2016-08-01 2020-06-09 Heartware, Inc. Suction detection methods and devices
RU2632806C1 (ru) * 2016-12-29 2017-10-09 Федеральное государственное бюджетное учреждение "Национальный медицинский исследовательский центр сердечно-сосудистой хирургии имени А.Н. Бакулева" Министерства здравоохранения Российской Федерации (ФГБУ "НМИЦССХ им. А.Н. Бакулева" Минздрава России) Способ имплантации миниконтура для вспомогательного кровообращения у пациентов детского возраста
AU2018228451B2 (en) * 2017-03-03 2022-12-08 V-Wave Ltd. Shunt for redistributing atrial blood volume
JP7414529B2 (ja) 2017-06-07 2024-01-16 シファメド・ホールディングス・エルエルシー 血管内流体移動デバイス、システム、および使用方法
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
EP3737437A4 (en) 2018-01-10 2021-09-22 Tufts Medical Center, Inc. SYSTEMS AND METHODS FOR LEFT VENTRICULAR DISCHARGE IN THE TREATMENT OF A HEART ATTACK
EP3746149B1 (en) 2018-02-01 2025-08-06 Shifamed Holdings, LLC Intravascular blood pumps
EP3773187B1 (en) * 2018-03-29 2025-02-19 Medtronic, Inc. Left ventricular assist device adjustment and evaluation
WO2020028537A1 (en) 2018-07-31 2020-02-06 Shifamed Holdings, Llc Intravascaular blood pumps and methods of use
WO2020073047A1 (en) 2018-10-05 2020-04-09 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pumps and methods of use
CA3129062A1 (en) 2019-02-06 2020-08-13 inQB8 Medical Technologies, LLC Intra-cardiac left atrial and dual support systems
NL2022660B1 (en) 2019-03-01 2020-09-15 Stichting Katholieke Univ Heart Assist Device
WO2021011473A1 (en) 2019-07-12 2021-01-21 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pumps and methods of manufacture and use
WO2021016372A1 (en) 2019-07-22 2021-01-28 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pumps with struts and methods of use and manufacture
US12465748B2 (en) 2019-08-07 2025-11-11 Supira Medical, Inc. Catheter blood pumps and collapsible pump housings
EP4501393A3 (en) 2019-09-25 2025-04-09 Shifamed Holdings, LLC Catheter blood pumps and collapsible pump housings
US12121713B2 (en) 2019-09-25 2024-10-22 Shifamed Holdings, Llc Catheter blood pumps and collapsible blood conduits
WO2021062265A1 (en) 2019-09-25 2021-04-01 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pump systems and methods of use and control thereof
CN110693543A (zh) * 2019-11-18 2020-01-17 中国医学科学院北京协和医院 一种用于原位开窗的主动脉转流装置
EP4072650A4 (en) 2019-12-11 2024-01-10 Shifamed Holdings, LLC Descending aorta and vena cava blood pumps
NL2028130B1 (en) 2021-05-03 2022-11-10 Cardiacbooster B V Cardiac assist device with high frequency operation
US12551685B2 (en) 2021-07-07 2026-02-17 Fbr Medical, Inc. Partially-deformable impeller and catheter blood pump incorporating same
PL441947A1 (pl) * 2022-08-05 2024-02-12 Infinity Flow Spółka Z Ograniczoną Odpowiedzialnością Wyrób medyczny przeznaczony do operacji schorzeń naczyń krwionośnych
CN115487414A (zh) * 2022-10-14 2022-12-20 苏州盛心医疗科技有限公司 一种血液循环辅助方法、设备及系统
CN219941591U (zh) * 2023-05-31 2023-11-03 首都医科大学附属北京安贞医院 左心室辅助装置
US12427299B1 (en) 2024-08-06 2025-09-30 Yossi Gross Pulsatile ventricular assist devices
US12427300B1 (en) 2024-08-06 2025-09-30 Yossi Gross Pulsatile ventricular assist devices

Family Cites Families (110)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US2935068A (en) 1955-08-04 1960-05-03 Donaldson John Shearman Surgical procedure and apparatus for use in carrying out the same
US2876769A (en) 1955-10-11 1959-03-10 Cordova Jose Juan Apparatus for oxygenating, centrifuging and changing the temperature of blood
US3017885A (en) * 1959-03-30 1962-01-23 Robicsek Francis Blood flow meter
US3592184A (en) 1969-12-16 1971-07-13 David H Watkins Heart assist method and catheter
US3692018A (en) 1970-02-11 1972-09-19 Robert H Goetz Cardiac assistance device
US3835864A (en) 1970-09-21 1974-09-17 Rasor Ass Inc Intra-cardiac stimulator
US4034742A (en) 1973-01-31 1977-07-12 Thoma Dipl Ing Dr Techn Herwig Apparatus for mechanically assisting circulation of the blood in the human body
US3885251A (en) 1973-03-05 1975-05-27 Philips Corp Artificial heart pump or assist
US3939820A (en) 1974-10-29 1976-02-24 Datascope Corporation Single-chamber, multi-section balloon for cardiac assistance
US3964479A (en) 1974-11-20 1976-06-22 Cobe Laboratories, Inc. Extracorporeal blood circulation system and drip chamber with adjustable blood level
US4051840A (en) 1976-01-05 1977-10-04 Sinai Hospital Of Detroit Dynamic aortic patch
US4047849A (en) 1976-01-09 1977-09-13 Thermo Electron Corporation Pneumatic pulsator pumping system with pulsator fluid venting valve
US4135496A (en) 1976-01-30 1979-01-23 Institut Kardiologii Imeni A.L. Myasnikova Akademii Meditsinskikh Nauk Sssr Extracorporeal circulation apparatus
US4004299A (en) 1976-02-12 1977-01-25 Runge Thomas M Cardiac replacement and assist devices
US4080958A (en) * 1976-02-27 1978-03-28 Datascope Corporation Apparatus for aiding and improving the blood flow in patients
US4077394A (en) 1976-08-25 1978-03-07 Mccurdy Martin D Integral pressure sensor probe for a cardiac assistance device
US4143616A (en) 1977-03-18 1979-03-13 Robertshaw Controls Company Process machinery control system and individual safety control systems therefor or the like
US4154227A (en) 1977-10-11 1979-05-15 Krause Horst E Method and apparatus for pumping blood within a vessel
US4167046A (en) 1977-12-12 1979-09-11 Andros, Inc. Blood pumping device
US4240409A (en) 1979-02-21 1980-12-23 Thermo Electron Corporation Apparatus for assisting circulation of blood
US4302854A (en) 1980-06-04 1981-12-01 Runge Thomas M Electrically activated ferromagnetic/diamagnetic vascular shunt for left ventricular assist
US4407271A (en) 1980-07-28 1983-10-04 Peter Schiff Apparatus for left heart assist
US4384829A (en) 1980-11-28 1983-05-24 Andros Incorporated Pump and actuator mechanism
US4457673A (en) 1980-11-28 1984-07-03 Novacor Medical Corporation Pump and actuator mechanism
US4688998A (en) 1981-03-18 1987-08-25 Olsen Don B Magnetically suspended and rotated impellor pump apparatus and method
FR2502499B1 (fr) 1981-03-27 1987-01-23 Farcot Jean Christian Appareil pour la retroperfusion sanguine, destine notamment au traitement d'infarctus par injection de sang arteriel dans le sinus coronaire
US4522195A (en) 1981-05-25 1985-06-11 Peter Schiff Apparatus for left heart assist
US4838889A (en) 1981-09-01 1989-06-13 University Of Utah Research Foundation Ventricular assist device and method of manufacture
DE3205449C2 (de) 1982-02-16 1985-10-17 Fresenius AG, 6380 Bad Homburg Vorrichtung zum Reinigen des Blutes von Stoffwechselprodukten
US4569332A (en) 1983-04-13 1986-02-11 Peter Schiff Method and apparatus for treating a heart patient through the coordinating efforts of balloon pumping and dispensing catheters
DE3316101C1 (de) 1983-05-03 1984-08-23 Forschungsgesellschaft für Biomedizinische Technik, 5100 Aachen Redundante Kolbenpumpe zum Betrieb ein- oder mehrkammriger pneumatischer Blutpumpen
JPS59218159A (ja) * 1983-05-27 1984-12-08 日本ゼオン株式会社 サツク型血液ポンプ
US4546759A (en) 1983-07-29 1985-10-15 Mladen Solar Method and apparatus for assisting human heart function
US4625712A (en) 1983-09-28 1986-12-02 Nimbus, Inc. High-capacity intravascular blood pump utilizing percutaneous access
CA1211610A (en) 1983-12-23 1986-09-23 Hugh Van Melle Segmented spacer ring
US4771765A (en) 1984-02-21 1988-09-20 Choy Daniel S J Heart assist device and method of use
US4902273A (en) 1984-02-21 1990-02-20 Choy Daniel S J Heart assist device
US4685446A (en) 1984-02-21 1987-08-11 Choy Daniel S J Method for using a ventricular assist device
US4573997A (en) 1984-03-19 1986-03-04 Research Corporation Right ventricular assist device
FR2577423B1 (fr) 1985-02-20 1989-05-05 Gilles Karcher Pompe d'assistance circulatoire et coronaire a ballonnets intra-aortiques
GB2174151A (en) 1985-04-22 1986-10-29 Bard Inc C R Blood retroperfusion system
US4690134A (en) 1985-07-01 1987-09-01 Snyders Robert V Ventricular assist device
US4719921A (en) 1985-08-28 1988-01-19 Raul Chirife Cardiac pacemaker adaptive to physiological requirements
US4795446A (en) 1986-01-30 1989-01-03 Sherwood Medical Company Medical tube device
US4666443A (en) 1986-04-18 1987-05-19 Novacor Medical Corporation Biventricular circulatory assist system and method
US4759760A (en) 1986-10-30 1988-07-26 Snapp Jr Edward A Cardiovascular pump system
US4756302A (en) 1986-11-20 1988-07-12 Novacor Medical Corporation Blood pumping system and method
US4883462A (en) 1987-01-30 1989-11-28 Baxter Travenol Laboratories, Inc. Blood extraction assist apparatus and method
US4861330A (en) 1987-03-12 1989-08-29 Gene Voss Cardiac assist device and method
US4822357A (en) 1987-04-29 1989-04-18 Articor Limited Auxiliary artificial heart
US4872874A (en) 1987-05-29 1989-10-10 Taheri Syde A Method and apparatus for transarterial aortic graft insertion and implantation
US5059167A (en) * 1987-05-29 1991-10-22 Retroperfusion Systems, Inc. Retroperfusion and retroinfusion control apparatus, system and method
US4902272A (en) 1987-06-17 1990-02-20 Abiomed Cardiovascular, Inc. Intra-arterial cardiac support system
IL85249A0 (en) 1988-01-29 1988-07-31 Galram Technology Ind Ltd Heart assist device
US4994078A (en) 1988-02-17 1991-02-19 Jarvik Robert K Intraventricular artificial hearts and methods of their surgical implantation and use
US4895150A (en) 1988-03-24 1990-01-23 Nu-Tech Industries, Inc. Implanted power source
US5020516A (en) 1988-03-31 1991-06-04 Cardiopulmonary Corporation Circulatory assist method and apparatus
US4906229A (en) 1988-05-03 1990-03-06 Nimbus Medical, Inc. High-frequency transvalvular axisymmetric blood pump
US4908012A (en) 1988-08-08 1990-03-13 Nimbus Medical, Inc. Chronic ventricular assist system
DE3834545A1 (de) 1988-10-11 1990-04-12 Rau Guenter Flexibles schliessorgan, insbesondere herzklappe, und verfahren zur herstellung desselben
US5069662A (en) 1988-10-21 1991-12-03 Delcath Systems, Inc. Cancer treatment
US4957504A (en) 1988-12-02 1990-09-18 Chardack William M Implantable blood pump
US5089017A (en) 1989-01-17 1992-02-18 Young David B Drive system for artificial hearts and left-ventricular assist devices
US4968293A (en) 1989-03-20 1990-11-06 Medtronic, Inc. Circulatory assist device
US4995857A (en) 1989-04-07 1991-02-26 Arnold John R Left ventricular assist device and method for temporary and permanent procedures
ES2016888A6 (es) 1989-04-26 1990-12-01 Ramos Martinez Wilson Corazon mecanico artificial tubular-valvulado de vida media.
JPH02286170A (ja) * 1989-04-27 1990-11-26 Terumo Corp 体外循環装置
US5176619A (en) 1989-05-05 1993-01-05 Jacob Segalowitz Heart-assist balloon pump with segmented ventricular balloon
US5169379A (en) 1989-06-14 1992-12-08 L-Vad Technology In-series ventricular assist system and method of controlling same
US4995856A (en) 1989-06-14 1991-02-26 Pudenz-Schulte Medical Research Corporation Ventriculostomy reservoir
US4927407A (en) 1989-06-19 1990-05-22 Regents Of The University Of Minnesota Cardiac assist pump with steady rate supply of fluid lubricant
US4955856A (en) 1989-06-30 1990-09-11 Phillips Steven J Method and apparatus for installing a ventricular assist device cannulae
EP0411605B1 (en) 1989-08-04 1995-06-07 Terumo Kabushiki Kaisha Catheter and assembly for extracorporeal circulation
JPH03112563A (ja) 1989-09-28 1991-05-14 Toyobo Co Ltd 補助循環装置およびその駆動方法
US5267940A (en) 1989-11-29 1993-12-07 The Administrators Of The Tulane Educational Fund Cardiovascular flow enhancer and method of operation
JPH03198864A (ja) * 1989-12-28 1991-08-30 Sumitomo Bakelite Co Ltd 補助循環装置
CA2075472A1 (fr) 1990-02-09 1991-08-10 Bernard Candelon Procede et dispositif de regulation de debit d'une prothese cardiaque a debit periodique
JPH0636821B2 (ja) 1990-03-08 1994-05-18 健二 山崎 体内埋設形の補助人工心臓
IT1240357B (it) 1990-03-20 1993-12-10 Mini Ricerca Scient Tecnolog Dispositivo per assistenza ventricolare cardiaca, particolarmente per il ricupero della funzione miocardica depressa e per il mantenimento delle funzioni vitali dell'organismo
US5092844A (en) 1990-04-10 1992-03-03 Mayo Foundation For Medical Education And Research Intracatheter perfusion pump apparatus and method
US5147281A (en) * 1990-04-23 1992-09-15 Advanced Medical Systems, Inc. Biological fluid pumping means and method
DE4020120A1 (de) 1990-06-25 1991-01-31 Klaus Prof Dr Ing Affeld Medizinische vorrichtung zur erzeugung eines alternierenden volumenstroms fuer den antrieb von implantierbaren blutpumpen
US5131905A (en) 1990-07-16 1992-07-21 Grooters Ronald K External cardiac assist device
ES2020787A6 (es) 1990-07-20 1991-09-16 Figuera Aymerich Diego Bomba intra-ventricular expansible de asistencia circulatoria.
US5584804A (en) 1990-10-10 1996-12-17 Life Resuscitation Technologies, Inc. Brain resuscitation and organ preservation device and method for performing the same
US5211659A (en) 1990-11-05 1993-05-18 Strimling Walter E Pump system suitable as a heart assist device
WO1992008500A1 (en) 1990-11-09 1992-05-29 Mcgill University Cardiac assist method and apparatus
US5171207A (en) 1991-04-03 1992-12-15 Whalen Biomedical, Inc. Apparatus and method of use for pulsatile blood flow
FR2678171B1 (fr) 1991-06-27 1994-11-10 Nippon Zeon Co Catheter a ballon pour pompage dans l'aorte.
DE4129970C1 (uk) 1991-09-10 1993-03-04 Forschungsgesellschaft Fuer Biomedizinische Technik E.V., 5100 Aachen, De
JP2800585B2 (ja) * 1991-09-30 1998-09-21 日本ゼオン株式会社 血液循環補助装置
US5273518A (en) 1992-01-31 1993-12-28 Medtronic, Inc. Cardiac assist apparatus
US5437601A (en) 1992-03-03 1995-08-01 Runge; Thomas M. Blood conduit and pulsatile cardiopulmonary bypass pump system
BR9305486A (pt) 1992-04-17 1994-10-11 Yoshiharu Kiyota Aparelho de auxílio cardíaco interno
US5374239A (en) 1992-08-04 1994-12-20 Metatech Corporation Arterial shunt with blood flow indicator
US5290227A (en) 1992-08-06 1994-03-01 Pasque Michael K Method of implanting blood pump in ascending aorta or main pulmonary artery
US5332403A (en) 1992-08-17 1994-07-26 Jack Kolff LVAD with t-shape and unidirectional valve
US5344443A (en) * 1992-09-17 1994-09-06 Rem Technologies, Inc. Heart pump
SE9301055D0 (sv) 1993-03-29 1993-03-29 Siemens-Elema Ab Mekanisk defibrillering
US5533958A (en) 1993-06-17 1996-07-09 Wilk; Peter J. Intrapericardial assist device and associated method
DE4321260C1 (de) 1993-06-25 1995-03-09 Westphal Dieter Dipl Ing Dipl Blutpumpe als Zentrifugalpumpe
US5413549A (en) 1993-10-07 1995-05-09 Datascope Investment Corp. Devices and methods for efficient intra-aortic balloon pumping
JPH07194694A (ja) * 1993-11-30 1995-08-01 Tulane Educational Fund 心臓血管流れエンハンサー
US5511958A (en) 1994-02-10 1996-04-30 Baxter International, Inc. Blood pump system
US5503615A (en) 1994-08-26 1996-04-02 Goldstein; Bernard Implantable cardiac ventricular assist device and controller thereof
US5562595A (en) 1995-08-17 1996-10-08 Medtronic, Inc. Multiple therapy cardiac assist device having battery voltage safety monitor
US5824070A (en) 1995-10-30 1998-10-20 Jarvik; Robert Hybrid flow blood pump
DE19629614A1 (de) 1996-07-23 1998-01-29 Cardiotools Herzchirurgietechn Linksherzassistpumpe
US5851174A (en) 1996-09-17 1998-12-22 Robert Jarvik Cardiac support device
RU2115439C1 (ru) * 1996-09-30 1998-07-20 Научно-исследовательский институт трансплантологии и искусственных органов МЗ и МП РФ Искусственный желудочек сердца

Also Published As

Publication number Publication date
US6200260B1 (en) 2001-03-13
RU2203686C2 (ru) 2003-05-10
CN1211132C (zh) 2005-07-20
CN1274293A (zh) 2000-11-22
US6299575B1 (en) 2001-10-09
KR20010031038A (ko) 2001-04-16
JP4115666B2 (ja) 2008-07-09
JP2003520611A (ja) 2003-07-08
BR9814060A (pt) 2000-09-26
EP1021218B1 (en) 2003-12-10
AU9797698A (en) 1999-05-03
CZ295454B6 (cs) 2005-08-17
CA2305443A1 (en) 1999-04-22
KR100544944B1 (ko) 2006-01-24
JP4532256B2 (ja) 2010-08-25
ATE255923T1 (de) 2003-12-15
JP5676118B2 (ja) 2015-02-25
AU728804B2 (en) 2001-01-18
DE69820466D1 (de) 2004-01-22
CA2305443C (en) 2003-12-16
EP1021218A1 (en) 2000-07-26
JP2005095667A (ja) 2005-04-14
WO1999019010A1 (en) 1999-04-22
IL135209A0 (en) 2001-05-20
JP2010148901A (ja) 2010-07-08
US6428464B1 (en) 2002-08-06
CZ20001173A3 (cs) 2000-08-16
ES2210835T3 (es) 2004-07-01
DE69820466T2 (de) 2004-10-28

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2203686C2 (ru) Имплантируемая вспомогательная сердечная система
EP1169072B1 (en) Heart assist system
CA2480467C (en) Implantable heart assist system
US7144365B2 (en) Implantable heart assist system and method of applying same
US6390969B1 (en) Implantable heart assist system and method of applying same
MXPA00003173A (en) Implantable heart assist system
CA2466577A1 (en) Heart assist system