WO2019156589A1 - Устройство и способ управления потоком крови роторных насосов в экстракорпоральных и имплантируемых устройствах механической поддержки кровообращения - Google Patents

Устройство и способ управления потоком крови роторных насосов в экстракорпоральных и имплантируемых устройствах механической поддержки кровообращения Download PDF

Info

Publication number
WO2019156589A1
WO2019156589A1 PCT/RU2018/000514 RU2018000514W WO2019156589A1 WO 2019156589 A1 WO2019156589 A1 WO 2019156589A1 RU 2018000514 W RU2018000514 W RU 2018000514W WO 2019156589 A1 WO2019156589 A1 WO 2019156589A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
pump
blood
channel
valve
heart
Prior art date
Application number
PCT/RU2018/000514
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Сергей Владимирович ГОТЬЕ
Георгий Пинкусович ИТКИН
Original Assignee
Федеральное государственное бюджетное учреждение "Национальный медицинский исследовательский центр трансплантологии и искусственных органов имени академика В.И. Шумакова" Министерства здравоохранения Российской Федерации (ФГБУ "НМИЦ ТИО им. ак. В.И. Шумакова" Минздрава России)
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
Priority claimed from RU2018104528A external-priority patent/RU2665178C1/ru
Priority claimed from RU2018104533A external-priority patent/RU2665180C1/ru
Priority claimed from RU2018104530A external-priority patent/RU2665179C1/ru
Application filed by Федеральное государственное бюджетное учреждение "Национальный медицинский исследовательский центр трансплантологии и искусственных органов имени академика В.И. Шумакова" Министерства здравоохранения Российской Федерации (ФГБУ "НМИЦ ТИО им. ак. В.И. Шумакова" Минздрава России) filed Critical Федеральное государственное бюджетное учреждение "Национальный медицинский исследовательский центр трансплантологии и искусственных органов имени академика В.И. Шумакова" Министерства здравоохранения Российской Федерации (ФГБУ "НМИЦ ТИО им. ак. В.И. Шумакова" Минздрава России)
Publication of WO2019156589A1 publication Critical patent/WO2019156589A1/ru

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
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/80—Constructional details other than related to driving
    • A61M60/845—Constructional details other than related to driving of extracorporeal blood pumps
    • A61M60/851—Valves
    • 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
    • A61M60/109—Extracorporeal pumps, i.e. the blood being pumped outside the patient's body incorporated within extracorporeal blood circuits or systems
    • A61M60/113—Extracorporeal pumps, i.e. the blood being pumped outside the patient's body incorporated within extracorporeal blood circuits or systems in other functional devices, e.g. dialysers or heart-lung machines
    • 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
    • A61M60/165—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body implantable in, on, or around the heart
    • A61M60/178—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body implantable in, on, or around the heart drawing blood from a ventricle and returning the blood to the arterial system via a cannula external to the ventricle, e.g. left or right 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
    • A61M60/196—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body replacing the entire heart, e.g. total artificial hearts [TAH]
    • 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
    • A61M60/30—Medical purposes thereof other than the enhancement of the cardiac output
    • A61M60/36—Medical purposes thereof other than the enhancement of the cardiac output for specific blood treatment; for specific therapy
    • A61M60/38—Blood oxygenation
    • 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
    • A61M60/538—Regulation using real-time blood pump operational parameter data, e.g. motor current
    • A61M60/546—Regulation using real-time blood pump operational parameter data, e.g. motor current of blood flow, e.g. by adapting rotor speed
    • 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
    • A61M60/89—Valves
    • A61M60/892—Active valves, i.e. actuated by an external force

Definitions

  • This invention relates to medical equipment, namely to extracorporeal and implantable devices for mechanical circulation support (IPC), cardiopulmonary bypass devices (AIC), extracorporeal membrane oxygenation systems (ECMO) based on the use of rotary pumps or non-pulsating flow pumps (NPS), can be used during assisted and cardiopulmonary bypass, including cardiac surgery, as well as before and after
  • the IPC method using NNP built on the principle of centrifugal, axial devices, has taken a leading direction (94%) in world clinical practice for the treatment of patients with terminal heart failure (TSN). This is due to the significant advantages of these pumps compared to pulsating pumps, due primarily to their small size, high energy efficiency, greater reliability.
  • control strategy is based on maintaining a given speed of the pump rotor. At the same time, a pulsating flow is formed at the pump outlet.
  • NNP neuropeptide
  • the lower limit of the rotational speed of the NNP rotor is the regime in which conditions of regurgitation of blood flow from the aorta to the left ventricle (LV) arise in the diastolic phase, which creates unfavorable conditions for filling the right ventricle and, ultimately, leads to right ventricular failure .
  • Another negative phenomenon associated with the use of NNP is the likelihood of developing aortic valve insufficiency (AK) due to the high transvalvular gradient, which affects the structure of cells and, ultimately, leads to the formation of an adhesion process, incomplete opening and thrombosis of AK.
  • a device is known (US 7850594, B2), which contains a rotary pump with a drive providing a pulsating pump mode in synchronization with the work of the heart. Moreover, the cardiac cycle is determined by the signals of the back EMF without a direct current contact motor.
  • a device is known (WO 2009150893, A1), which consists of a detector of reference signals of the cardiac cycle (R-wave ECG), a control unit for a rotary pump that controls the rotor speed synchronized with the heart cycle.
  • An implanted rotary pump connected to the body according to the “ventricle-artery” scheme (US 2017080138, A1) is described.
  • the device includes a pump drive and a sensor for electrophysiological signals, such as an electrogram.
  • the cardiac cycle is determined by averaging two or more cardiac cycles.
  • the prototype device contains an auxiliary pump of a rotary type, connected according to the scheme of the ventricle-artery.
  • the composition of the device includes a drive that, for synchronization with the cardiac cycle, periodically changes the speed of rotation of the Hi 111 rotor according to the signals of the R-wave of the ECG.
  • the benefits of pulsating perfusion in pediatric patients during cardiopulmonary bypass (AIC) and ECMO are increased perfusion of vital organs at the level of microcirculation, which helps to reduce postoperative complications.
  • the systemic blood flow provided by the pump can be reduced by 10-15% compared with non-pulsating regimen (Ungar A. Pulsatile Versus Nonpulsatile cardiopulmonary bypass procedures in neonates and infants: From bench to clinical practice. ASAIO 2005; 51: 6-10).
  • fdt is the volume of pumped blood.
  • pulsating perfusion reduces the syndrome of systemic inflammatory response, thereby reducing duration of hospitalization (Alkan T, Ax evin A, Undar A, et ah Benefits of pulsatile perfusion on vital organ recovery during and after pediatric open-heart surgery. ASAIO J, 2005; 3, 651-654).
  • the easiest way to provide an impulse flow is to periodically clamp and open the inlet or outlet arterial pump arteries of the AIK or ECMO apparatus.
  • the additional amount of blood needed to fill the pulsating balloon increases the total amount of blood filling the entire AIC.
  • minimizing the volume of filling is one of the important characteristics of cardiopulmonary bypass devices.
  • IP artificial heart
  • IP centrifugal type, the rotor of an electric motor which rotates two impellers for supplying blood to the large and small circles of blood circulation.
  • a known device IP centrifugal type.
  • the device has an impeller on one side of the impeller and, accordingly, an impeller on the other side of the impeller. Given that the peripheral resistance of the large and small circles of blood circulation is significantly different, this invention describes a method for controlling the system and the design of the impeller for the left and right channel.
  • An IP device is known (US 9192702, B2), which discloses an IP control technology using a built-in microcontroller that controls the engine speed in response to hemodynamic changes in blood pressure, physical activity of the patient.
  • An IP device is known (US 8870951, B1), in which automatic regulation of the blood flow for the left and right pumps and maintaining a pressure balance by minimizing pressure gradients when using high sensitivity of the blood flow to pressure in PH are provided.
  • the present invention is aimed at improving the IPC systems and minimizes blood injury by creating a pulsating flow at a constant speed of rotation of the impeller of the pump, as well as expanding the arsenal of extracorporeal and implantable devices IPC, AIC, ECMO systems based on the use of PH or NNP.
  • the patented IPC system includes at least one NNP with a pump control unit that provides maintenance a constant speed of rotation of the impeller of the pump, and a channel for controlled blood recirculation (RRC), connected in parallel to the pump on the one hand to the inlet part of the pump line, and on the other hand, to the outlet part of the pump line, while the RRC is equipped with a valve that is connected to the valve control unit comprising a cardiosynchronization unit, the latter being configured to regulate blood flow with partial or complete overlap and opening of the lumen of the CRC in accordance with the phases of the cardiac cycle in pulsation modes or counterpulsation with the patient's heart.
  • RRC blood recirculation
  • the IPC system can be characterized by the fact that the CRC is configured to connect to the input and output parts of the pump line through the first and second tees, respectively, while the input of the first tee is configured to connect to the ventricle of the heart or left atrium, and the output of the second tee to the artery.
  • the IPC system can also be characterized in that the CRC is an elastic tube or vascular prosthesis.
  • a valve with an electromechanical actuator can be used.
  • the IPC system can be characterized by the fact that the cardiosynchronization unit is connected to the ECG recording unit or cardioverter.
  • the cardiosynchronization unit can be connected to the pump control unit with the possibility of receiving signals from the reverse electromotive force of the pump control unit.
  • the MPK system can also be characterized by the fact that it uses a mechanical valve operating according to the differential pressure at the inlet and outlet of the channel for controlled blood recirculation, so that during systole the valve is closed, and during diastole it is open, realizing a mode of pulsation with the patient’s heart.
  • the invention also relates to the IPC method, in which the proposed IPC system is used extracorporeally or intracorporeally, connecting to the patient according to the “ventricle-artery” scheme, providing a mode of pulsation with the patient’s heart.
  • the IPC method can be characterized by the fact that when connecting the IPC system according to the “left ventricle-aorta” scheme, a periodic opening of the SCRC is implemented, in which, with an interval of 30 seconds to 1 minute, the SCRC is open for at least five cardiac cycles.
  • the IPC method can also be characterized by the fact that the IPC system is connected to the patient extracorporeally or intracorporeally according to the “left atrium-aorta” scheme, providing a mode of counterpulsation with the patient’s heart.
  • the invention also relates to a device for controlling the flow of blood in a cardiopulmonary bypass device, including CRC with the possibility of parallel connection to the PH on the one hand to the input part of the pump line, and on the other, to the output part of the pump line, and the CRC contains a valve associated with the unit controlling a valve providing pulsation with a given frequency and duty cycle of the blood flow entering through the oxygenator into the arterial line of the cardiopulmonary bypass system by partially or completely blocking and opening ment CERK lumen.
  • CRC cardiopulmonary bypass device
  • an ECMO system can be used in which the valve control unit connected to a cardiosynchronization and R ECG tooth extraction unit, which is capable of regulating blood flow with partial or complete closure and opening of the lumen of the CRRC in accordance with the phases of the cardiac cycle in the counterpulsation mode with the patient’s heart, while the valve in the diastolic phase partially or completely closes the CRRC , and in the systolic phase - partially Or completely opens the CRC.
  • the blood flow control device in the cardiopulmonary bypass device may be characterized in that it uses a valve with an electromechanical actuator (electromechanical valve).
  • the blood flow control device in the cardiopulmonary bypass device can also be characterized by the fact that CRC can be connected to the input and output parts of the pump line through tees.
  • CRC can be made in the form of an elastic tube or vascular prosthesis.
  • the invention also relates to a method for controlling blood flow in a cardiopulmonary bypass device, in which the proposed blood flow control device in a cardiopulmonary bypass device is connected in parallel with the input and output parts of the PH line of a cardiopulmonary bypass device connected to a pump control unit providing a predetermined the speed of rotation of the impeller of the pump and connect the resulting system according to the scheme "venous line - oxygenator".
  • the invention also relates to an IC containing left and right blood PH, each of which is connected to a pump control unit, providing a given speed of rotation of the impeller of the pump at the same time, in parallel with each pump, on the one hand, to the input part of the pump line and, on the other hand, to the output part of the pump line, a separate ⁇ containing valve is connected, each valve is connected to the valve control unit, including the unit for setting the frequency and duty cycle independently for each the valve while the valve control unit has the ability to independently control the blood flow of each CRC with partial or complete overlap and the opening of its lumen.
  • a valve with an electromechanical actuator can be used.
  • KRC can be connected to the input and output parts of the pump line through tees.
  • IS can be characterized by the fact that for the implementation of its operation mode, the common input and output of the right pump with CRC are connected extracorporeally or intracorporeally according to the scheme “right atrium-pulmonary artery”, and the left pump with CRC is connected according to the scheme “left atrium-aorta”.
  • the use of the proposed group of inventions ensures the stability of the internal pump hydrodynamics, minimizes blood trauma and thrombosis in MPC systems based on NNP due to their generation of a physiological pulsating flow at the outlet of the pump-CRC system without changing the speed of rotation of the pump impeller.
  • the universality of the proposed device and method for controlling the blood flow in the cardiopulmonary bypass apparatus allows using a pump of any design as the base PH for AIK and ECMO.
  • Improving the conditions of the internal pump hydrodynamics of the right pump in the IP by increasing the pulsating component helps to reduce the likelihood of thrombosis; the conditions for the appearance of a dangerous rarefaction and regurgitation regime in diastolic phase of IP.
  • IP can be implemented on the basis of previously developed designs of NNP, designed for left ventricular bypass.
  • FIG. 1 shows a diagram of the generation of a pulsating flow in the IPC system using NNP and a parallel-connected NRC KRK with CC;
  • FIG. 2 shows a diagram of the generation of a pulsating flow in AIC with the use of PH and ⁇ with an integrated CC connected to a control unit providing a given frequency and duty cycle of control pulses;
  • FIG. Figure 3 shows the pulsating flow generation scheme in the ECMO system using PH (NNP) and CRKK with integrated CC connected with a valve control unit providing a given frequency and duty cycle of control pulses and a cardiosynchronization unit providing counterpulsation mode;
  • FIG. 4 shows a diagram of the generation of a pulsating flow in the proposed IP with the use of PH and CRC with CC;
  • FIG. 5 is a diagram of a single-circular hydrodynamic bench simulating a large circle of blood circulation with NNP and connecting in parallel the NRC KRKK with the Criminal Code; in FIG. Figure 6 shows the pressure and flow diagram obtained on a hydrodynamic bench when simulating heart failure, where - A) pump operation without CRC with CC, B) pump operation with a CRC pump with CC connected in parallel (Rao pressure in the aorta, Rpr - pressure in atria, Q n - flow rate in the pump, Qc - system flow rate);
  • FIG. 7 shows a diagram of pressures and flows obtained on a hydrodynamic bench, when modeling using the inventive device for controlling the flow of blood in the apparatus of the cardiopulmonary bypass pulsating mode of operation;
  • FIG. Figure 8 shows a diagram of pressures and flows obtained at a two-circle hydrodynamic test bench during the operation of the left and right PH in pulsating mode using the pump-KRPK system with CC for each channel.
  • FIG. 1-8 In FIG. 1-8:
  • the patented IPC system contains NNP 1 (axial or centrifugal), while the outlet and the inlet of the pump through the tees are connected to the SCRC (elastic tube or vascular prosthesis) 2 with the UK 3 installed on it and connected to the block valve control 4.
  • the valve control unit 4 is connected to the cardiosynchronization unit 5, which is connected to the ECG recording unit 6.
  • CRC 2 is connected in parallel to the pump using two tees, the input of the first tee is connected through the tube system to the left or right ventricle, and the input of the second tee is connected through the tube system to the aorta or the corresponding artery (connection according to the schemes “left ventricle-aorta”, “right ventricle - pulmonary artery ”).
  • the entrance of the first tee is connected through the system of tubes to the left atrium, and the entrance of the second tee through the system of tubes to the aorta (connection according to the schemes of the “left atrium-aorta”),
  • the cardiac synchronization unit 5 is connected to the pump control unit 7.
  • the cardiosynchroization unit is connected to a cardioverter (implantable pacemaker).
  • the pump 1 - and parallel to the pump 1 KRC 2 with UK 3 i.e. a pressure close to physiological pulsation is formed in the artery.
  • the afterload of the heart ventricle which is one of the main factors in the recovery of the myocardium, is more efficiently compared to NNP in the usual non-pulsating mode.
  • the operating mode of the pump 1 system and connected in parallel to pump 1 of the CRRC 2 with CC 3 with a minimum blood flow to the diastole helps to eliminate hazardous conditions when the NNP is in non-pulsating mode associated with the occurrence of rarefaction at the pump inlet and reverse regurgitation of blood from the artery ventricle.
  • the pump 1- and parallel to the pump 1 of the SCRC 2 with the CC 3 opens the blood flow through the SCRC 2 to the systole and closes the blood flow through the SCRC 2 to the diastole, creating conditions of increased diastolic pressure (counterpulsation mode), which contributes to an increase in coronary blood flow.
  • a periodic opening mode of the CRC 2 with a periodicity of from 30 seconds to 1 minute with a duration of at least a period of 5 cardiac cycles. This mode creates conditions for the periodic functioning of the AK, which in the conditions of heart failure during NNP operation can close, while prolonged closure of the AK can lead to thrombosis and insufficiency.
  • FIG. 2 shows a patented blood flow control device in a cardiopulmonary bypass device, which contains PH 1, while the pump outlet and inlet are connected in parallel with CRC 2 in the form of a tube of a certain section with UK 3 installed on it and connected to a valve control unit 4, which provides preset frequency and duty cycle of pulsations corresponding to the cardiac cycle.
  • CRC 2 is connected to PH 1 using two tees, the input of the first tee is connected through the tube system to the venous line of the cardiopulmonary bypass, and the input of the second tee is connected through the tube system to the arterial line of the device.
  • blood flow control devices in a cardiopulmonary bypass device in the system.
  • the ECMO valve control unit 4 is connected to the cardiosynchronization unit 5 with an R-wave ECG extractor.
  • the work of the proposed device and method for controlling the blood flow in the apparatus of cardiopulmonary bypass PH 1- ⁇ 2 can be represented as follows (Fig. 2 and 3).
  • connection of the PH 1 - CRC 2 system in the AIK system (figure 2) according to the scheme "venous reservoir-arterial line” due to the valve control unit 4 of UK 3 with the given the frequency and duty cycle corresponding to the heart rhythm partially or completely overlaps CRC 2, increasing or decreasing the blood flow at the output of the system.
  • the proposed system used for control of blood flow in the apparatus AIK and ECMO includes PH 1 with a pump control unit 7, providing a given impeller rotation speed PH 1, and KPK 2.
  • the latter is connected in parallel to the input and output lines PH1 and is equipped with UK 3, which is connected to the valve control unit four.
  • the proposed device is made with the possibility of regulating the blood flow through the CRC with partial or complete overlap and opening of the lumen, creating the conditions for an adjustable pulse flow in the apparatus of AIK and ECMO to modulate a given heart rate.
  • an additional cardiosynchronization unit 5 connected to the valve control unit 4 can be installed.
  • the valve control unit 4 can work with a predetermined delay relative to the R-ECG wave, realizing a counter-pulsation mode, which due to the increase in blood pressure in an artery may increase coronary blood flow.
  • Patented IC contains left and right PH 1 (axial or centrifugal), while the output and input of each pump through the first and second tees are connected to the corresponding ⁇ 2 in the form of tubes of a certain section with UK 3 installed on them, connected to the valve control unit 4, providing the specified frequency and duty cycle of contractions along the left and right channels.
  • the control unit 7 of the left and right pump provides a given rotational speed of the rotors of each pump (Fig. 4).
  • valves 3 When connecting KRKK 2 to the right and left PH 1, valves 3 partially or completely block them, increasing the blood flow by the exit of the system into the systolic phase, and into the diastolic phase, partially or completely open CRC 2, reducing the blood flow to the aorta 9 and pulmonary artery 10.
  • the inputs of the PH 1 - CRC 2 systems are connected to the left 1 1 and right 12 atria.
  • the output of the system PH 1 - ⁇ 2 i.e. close to physiological pulsation is formed in the aorta 9 and pulmonary artery 10.
  • the operating mode of the PH 1-KP 2 systems in the diastolic phase helps to eliminate the dangerous mode associated with the occurrence of vacuum at the pump inlet when the PH is in non-pulsating mode at high impeller speeds.
  • the operation of the PH 1 - KRKK 2 IP system eliminates the dangerous regime of reverse regurgitation of blood from an artery to the ventricle, which occurs when the PH operates in a non-pulsating mode at low RP rotor speeds.
  • the left and right PH 1- ⁇ 2 systems can be located extracorporeally or intracorporeally.
  • a physiological pulsating fluid flow is generated along the right and left channels at a constant rotor speed due to the pulsed operation of the criminal code, which control the fluid (blood) flow in the CRC.
  • FIG. 5 shows the hydrodynamic stand of the circulatory system, in which the input of the system containing the pump 1- ⁇ 2 with pneumatic CC 3, controlled by the valve control unit 4 is connected to the simulator of the ventricle of the heart IZHS 13.
  • the pneumatic drive 14 controls the operation of the simulator of the ventricle of the heart IZHS 13 the output of which is connected to the aortic reservoir 15, then the total blood flow from IZHS 13 and the system pump 1- ⁇ 2 passes through the peripheral resistance 16 and the left atrium 11, the output of which is connected to the input of IZHS 13 driven in action from the pneumatic actuator 14.
  • the working conditions of the pediatric IZhS with systemic blood flow were reproduced when modeling heart failure equal to 1 l / min.
  • CRC 2 is connected in parallel to the pump 1 and contains a pneumatic UK 3, which operates from the same pneumatic actuator 14.
  • the premonition is simultaneously supplied to the IZHS and the pneumatic UK 3 and overlaps the SRC.
  • pump 1 operates in the set constant rotor speed mode, and CRC 2 with CC 3 into the systolic phase shuts off the fluid flow through CRC 2.
  • the total flow of fluid (blood) into the aortic reservoir 5 into the systole is determined by the operation of the IHL and the operation of the pump 1- CRC system 2, which creates a relatively high blood flow at the system exit to the systole.
  • the amplitude of the flow of blood into the aortic reservoir 15 mainly depends on the set rotor speed of PH 2.
  • UK 3 opens, providing recirculation of the fluid flow through CRRC 2 and reducing the fluid flow to zero in diastole.
  • the operation of the pump-1- ⁇ 2 system creates the conditions for increased systolic blood flow and minimizes diastolic flow, which contributes to an increase in pulse pressure in the aortic reservoir 15 compared to standard operation of pump 1 without ⁇ 2.
  • the additional effect of increased systolic blood flow through the pump 1- CRC 2 system contributes to a relatively greater decrease in pressure in the ventricle of the heart (on the IHC hydraulic stand) compared to the operation of the pump without CRC, i.e. more effective reduction of afterload.
  • the pulse pressure in the aorta during the operation of the pump system with CRC 2 and CC 3 is significantly higher than the pulse pressure in the aorta during the operation of the pump without the CRC 2 system with CC 3.
  • CRC has a large pulsation, due to which the internal pump hydrodynamics minimizes the formation of stagnation and recirculation zones that are dangerous for thrombosis.
  • the curve of the systemic fluid flow into the aortic reservoir Qc also has a more pulsating character than when the pump was operated without CRC.
  • the pulsation pressure in the aortic reservoir 15 increases compared with the operation of the pump without CRC by 1.7 times while maintaining the total flow rate of the liquid (blood), and the pressure in the IZH 14 decreases by 1.35 times, which indicates the effective unloading of the LV .
  • the amplitude of the pulse pressure in the aortic reservoir during the operation of the PH 1 - ⁇ 2 system is in the physiological range (79/50 mm Hg) with an average fluid flow rate of 1, 9 l / min.
  • the fluid flow curve also has a pronounced pulsation, which can have a positive effect when using the system in patients both during open-heart surgery and when using ECMO when connected in conditions of terminal heart failure.
  • DON-3 domestic children's axial pumps were used as pumps at the hydrodynamic bench at a flow rate or a heart volume of 1, 8-1, 9 l / min, which corresponds to children aged 3-5 years.
  • the aortic and pulmonary reservoirs simulating aorta 9 and pulmonary artery 12, respectively, are containers filled with liquid with an air cushion that determines their elasticity (for the pulmonary artery, elasticity is 5.7 ml / mmHg and for the aorta elasticity the aortic reservoir is 2 ml / mmHg).
  • peripheral resistances hydraulic resistances were used (for a small circle of blood circulation 0.4 mm Hg / ml / s and for a large circle of blood circulation 1, 2 mm Hg / ml / s).
  • the left atrium 1 1 and the right atrium 12 were simulated by open air tanks. In this case, the average consumption fluid in the left channel was greater than the average fluid flow in the right channel by 0.1 l / min taking into account bronchial discharge. Under IP conditions, this cost difference is necessary to prevent pulmonary edema.
  • the operation of the PH 1-KP 2 system on the hydrodynamic stand along the left and right channels creates conditions for increased systolic blood flow and minimizes diastolic flow, while generating a physiological blood fluid flow in the large and small circles of blood circulation.
  • a physiological pulsating pressure of blood pressure pressure in the aortic reservoir 92/66 mm Hg
  • pulmonary artery pressure in the pulmonary tank 19/13 mm Hg
  • AQn 0.6 l / min in the pulmonary circulation

Landscapes

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

Abstract

Данное изобретение относится к медицинской технике, а именно к экстракорпоральным и имплантируемым устройствам механической поддержки кровообращения (МПК), аппаратам искусственного кровообращения (АИК), системам экстракорпоральной мембранной оксигенации (ЭКМО) основанным на применении роторных насосов или насосов непульсирующего потока (ННП), может быть использовано при проведении вспомогательного и искусственного кровообращения, в том числе при кардиохирургических вмешательствах, а также до и после них. Существенной особенностью изобретения является наличие канала регулируемой рециркуляции крови, подключенного параллельно насосу с одной стороны к входной части магистрали насоса, а с другой - к выходной части магистрали насоса. При этом канал снабжен клапаном, который выполнен с возможностью регулирования потока крови с частичным или полным перекрытием и открытием просвета канала регулируемой рециркуляции крови. Настоящее изобретение направлено на усовершенствование систем МПК и позволяет минимизировать травму крови за счет создания пульсирующего потока при постоянной скорости вращения рабочего колеса насоса, а также расширить арсенал средств экстракорпоральных и имплантируемых устройств МПК, АИК, систем ЭКМО, основанных на применении РН или ННП.

Description

Устройство и способ управления потоком крови роторных насосов в экстракорпоральных и имплантируемых устройствах
механической поддержки кровообращения
Данное изобретение относится к медицинской технике, а именно к экстракорпоральным и имплантируемым устройствам механической поддержки кровообращения (МПК), аппаратам искусственного кровообращения (АИК), системам экстракорпоральной мембранной оксигенации (ЭКМО) основанным на применении роторных насосов или насосов непульсирующего потока (ННП), может быть использовано при проведении вспомогательного и искусственного кровообращения, в том числе при кардиохирургических вмешательствах, а также до и после них
ПРЕДШЕСТВУЮЩИЙ УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ
Метод МПК с использованием ННП, построенных на принципе центробежных, осевых устройств, занял ведущее направление (94%) в мировой клинической практике для лечения больных с терминальной сердечной недостаточностью (ТСН). Это связано с существенными преимуществами данных насосов по сравнению с пульсирующими насосами, обусловленными, прежде всего, их малыми размерами, высокой энергетической эффективностью, большей надежностью.
Данная технология успешно применяется при изолированной левожелудочковой недостаточности с высоким процентом выживаемости пациентов (85% в первый год имплантации). Одновременно с достаточно оптимистичными прогнозами обширная клиническая практика применения ННП выявила ряд недостатков, нуждающихся в пересмотре стратегии их управления.
Практически во всех клинических системах МПК, построенных на базе имплантируемых ННП, стратегия управления основана на поддержании заданной скорости оборотов ротора насоса. При этом на выходе насосов формируется мало пульсирующий поток.
Как показали многочисленные клинические исследования, снижение относительно нормы артериальной пульсации сопровождается нехирургическим кровотечением, клапанными проблемами, уменьшением разгрузки миокарда (по сравнению с пульсирующими насосами), которая в условиях вспомогательного кровообращения является основным фактором восстановления сократительной способности собственного миокарда.
Использование ННП в режиме повышенных оборотов ротора насоса, необходимом для поддержания системного кровообращения, часто приводит к разрежению на входе насоса, что может привести к повреждению ткани в области входной канюли, смещению межжелудочковой перегородки, ухудшению функции правого желудочка, аритмии, ишемии сердца и гемолизу.
С другой стороны, нижней границей скорости оборотов ротора ННП является режим, при котором в диастолической фазе возникают условия регургитации потока крови из аорты в левый желудочек (ЛЖ), что создает неблагоприятные условия для наполнения правого желудочка и, в конечном итоге, приводит к правожелудочковой недостаточности. Другим негативным явлением, связанным с применением ННП, является вероятность развития недостаточности аортального клапана (АК) за счет высокого трансклапанного градиента, который влияет на структуру клеток и, в конечном итоге, приводит к формированию спаечного процесса, неполному открытию и тромбозу АК.
Для решение данного комплекса проблем была предложена новая концепция генерации пульсирующих импульсов при использовании в условиях режима постоянных оборотов ННП, синхронизированных с работой собственного сердца ( 1.Pirbodaghi Т, Asgari S. Cotter С. Physiologic and hematologic concerns of rotary blood pumps: what needs to be improved? //Heart Fail Rev 2014, 19:259-266; Rotary pumps and diminished pulsatility: do we need a pulse? ASAIO J. 2013 Jul-Aug, 59(4):355-66; Kishimoto S, Date K, Arakawa M, Takewa Y, Nishimura T, Tsukiya T et al.Influence of a novel electrocardiogram- synchronized rotational-speed-change system of an implantable continuous- flow left ventricular assist device (EVAHEART) on hemolytic performance. J Artif Organs.2014,17(4):373-377).
Реализация данной концепции в известных системах основана на обеспечении пульсирующего режима за счет модуляции оборотов ННП.
Известно устройство (US 7850594, В2), которое содержит роторный насос с приводом, обеспечивающим пульсирующий режим насоса синхронно с работой сердца. Причем сердечный цикл определяется за счет сигналов обратной ЭДС без контактного двигателя постоянного тока.
Известно устройство (WO 2009150893, А1), которое состоит из детектора опорных сигналов сердечного цикла (R-зубец ЭКГ), блока управления роторным насосом, регулирующим скорость вращения ротора, синхронизированную с сердечным циклом. Описан имплантированный роторный насос, подключенный к организму по схеме «желудочек-артерия» (US 2017080138, А1 ). Устройство включает привод насоса и сенсор электрофизиологических сигналов, таких как электрограмма. Сердечный цикл при этом определяется за счет усреднении двух и более сердечных циклов.
В изобретении по патенту US 3533408 описан шунт с электромагнитным клапаном. Назначение известной системы - блокировать поток из насоса в артерию во время систолы желудочка сердца, чтобы уменьшить нагрузку на миокард.
Однако в известном устройстве отсутствуют сведения о подключении шунта с клапаном, именно параллельно насосу. В данном устройстве используется схема подключения насоса «вена- оксигенатор-насос-артерия», которая в настоящее время не применятся в системах сердечно-легочного обхода (АИК, ЭКМО) из-за появления эффективных мембранных и капиллярных оксигенаторов, имеющих относительно большое гидравлическое сопротивление по сравнению с пузырьковыми оксигенаторами. В известной схеме подключения шунта с электромеханическим клапаном в фазе систолы поток оксигенированной крови выводится из организма и поступает в оксигенатор. При этом негативным фактором такого подключения системы является снижение общего системного кровотока.
Описаны и другие системы МПК с использованием ННП с кардиосинхронизированной модуляцией скорости вращения рабочего колеса (US 9579435, В2; US 9345824, В2).
В качестве прототипа нами выбраны устройство и способ управления ННП, в системе МПК, описанные в US 8864644, В2. Устройство-прототип содержит вспомогательный насос роторного типа, подключенный по схеме желудочек-артерия. В состав устройства входит привод, который для синхронизации с сердечным циклом периодически изменяет скорость вращения ротора Hi 111 по сигналам R-зубца ЭКГ.
Однако в описанных выше устройствах, включая прототип, периодическое изменение скорости вращения рабочего колеса насоса, синхронизированное с сердечным циклом, может привести к травме крови.
Кроме того, инерционность системы двигатель-насос снижает эффективность работы насоса в данном режиме. Данные устройства не являются универсальными, и для их реализации требуется существенная доработка блоков управления существующих систем МПК с применением ННП (осевые и центробежные насосы).
Многие факторы влияют на результаты операций с применением АИК и ЭКМО, особенно у педиатрических пациентов с врожденными пороками сердца. Преимущество пульсирующей перфузии по сравнению с непульсирующей являетсй одним из таких факторов, который по-прежнему широко обсуждается среди исследователей, перфузиологов и хирургов (Agati S, Ciccarello G, Salvo D, et ah Pulsatile ECMO as bridge to recovery and cardiac transplantation in pediatric population: A comparative study. J Heart Lung Transplant 2007; 26: 8).
В частности преимущества пульсирующей перфузии у педиатрических пациентов во время проведения искусственного кровообращения (АИК) и ЭКМО заключаются в увеличении перфузии жизненно важных органов на уровне микроциркуляции, что способствует уменьшению послеоперационных осложнений. При этом в пульсирующем режиме системный кровоток, обеспечиваемый насосом, может быть снижен на 10-15% по сравнению с непульсирующим режимом (Ungar A. Pulsatile Versus Nonpulsatile cardiopulmonary bypass procedures in neonates and infants: From bench to clinical practice. ASAIO 2005; 51 : 6-10).
В настоящее время в литературе приводятся достаточно позитивных данных, полученных в результате пульсирующей перфузии у детей и взрослых, а также в экспериментальных моделях на животных.
Для сравнительной оценки непульсирующего и пульсирующего потока с точки зрения сравнения физиологических эффектов данных режимов в 1966 году Шепард и др. (Shepard RB, Simpson DC, Sharp JF: Energy equivalent pressure. Arch Surg 1966; 93: 730-74) предложили индекс энергетического эквивалентного давления (ЭЭД), который точно оценивает гемодинамическую энергию как соотношение между гемодинамической работой давления и объемом крови, перекачиваемой за тот же период времени;
ЭЭД = (fpdi)l(fdt) ,
где fpdt - гемодинамическая работа по давлению,
fdt -объем перекачиваемой крови.
При этом было показано, что пульсирующий поток создает более высокий уровень гемодинамической энергии, способствует улучшению микроциркуляции, внутриклеточного метаболизма и в конечном итоге восстановлению жизненно важных органов после использования АИК и ЭКМО (Undar A, Masai Т, Beyer ЕА, Goddard- Finegold J, et al : Pediatric physiologic pulsatile pump enhances cerebral and renal blood flow during and after cardiopulmonary bypass Artif Org 2002; 26: 919-923).
Кроме того, считается, что пульсирующая перфузии уменьшает синдром системной воспалительной реакции, что позволяет снизить продолжительность госпитализации (Alkan Т, Акс evin A, Undar A, et ah Benefits of pulsatile perfusion on vital organ recovery during and after pediatric open-heart surgery. ASAIO J, 2005; 3, 651-654).
Были предложены различные способы создания в АИК и ЭКМО естественного пульсирующего кровотока, но ни один из них до сих пор не был признан удовлетворительным. Тем не менее, было проведено достаточно много исследований в области разработок пульсирующих систем для сердечно-легочного обхода.
При использовании известного устройства (US 7850594, В2) в АИК, в которых применяются, главным образом, роликовые насосы, в системе генерации пульсирующего потока за счет изменения скорости вращения рабочего колеса из-за инерционности системы двигатель- насос на выходе формируется синусоидальный сигнал, отличающийся от естественной пульсации.
Самый простой способ обеспечить импульсный поток состоит в периодическом пережатии и открытии входной или выходной магистрали артериального насоса аппарата АИК или ЭКМО.
Известны устройства (US 7238165 В2; US 8317499 В2; US 4492531 А), в которых для создания пульсирующего потока установлен клапан периодически частично или полностью пережимающий выходную артериальную или входную венозную магистраль. Недостатком указанных устройств, особенно при* использовании роликовых насосов, является создание высокого давления при пережатии выходной магистрали и высокого разрежения при пережатии входной магистрали, за счет которых создаются условия травмы крови, а в некоторых случаях условия, способные вызывать кавитацию, при которой в крови образуются пузырьки газа, потенциально опасные для мозгового кровотока. Известно устройство US 6547753 В 1 , в котором пульсирующий кровоток в АИК создается за счет эластичной камеры (баллона), установленной в артериальной линии с программируемой ее компрессией для модулирования сердечного ритма.
Однако высокое давление при пережатии выходной магистрали создает условия для травмы крови.
Кроме того, дополнительный объем крови, необходимый для заполнения пульсирующего баллона, увеличивает общий объем заполнения кровью всего АИК. В конструкциях современных систем минимизация объема заполнения является одной из важных характеристик аппаратов сердечно-легочного обхода.
Более чем в 30% случаев больные с ТСН имеют двустороннюю сердечную недостаточность и процент выживаемости этих пациентов значительно снижен. Поэтому решение данной проблемы состоит либо в бивентрикулярном обходе, либо в имплантации искусственного сердца (ИС).
В настоящее время единственным устройством в мировой клической практике является ИС SynCardia ТАН (CardioWest Inc), представляющее собой два имплантируемых искусственных желудочка сердца с внешними электропневмоприводом‘ и системой энергопитания. Относительно большие габариты данной системы ИС не позволяют использовать данную систему на относительно маленьких пациентах.
Клиническое применение имплантируемого электромеханического пульсирующего ИС Abiocor™ ТАН (Abiomed Inc) ограничивалось несколькими случаями. Одной из причин этого была высокая стоимости системы. В последние годы внимание разработчиков ИС было направлено на использование роторных насосов (PH) в силу их преимуществ перед насосами пульсирующего потока.
Первые применения в качестве имплантируемого ИС двух малогабаритных PH, которые работали в не пульсирующем режиме, также не получили клинического внедрения, создавая в организме нефизиологический не пульсирующий поток.
Известно устройство ИС (US2014172087, А1) центробежного типа, ротор электрического двигателя которого вращает два рабочих колеса для подачи крови в большой и малый круг кровообращения.
Известно устройство ИС (US 2013331934,А1) центробежного типа. Устройство имеет крыльчатку с одной стороны импеллера и соответственно крыльчатку с другой стороны импеллера. Учитывая, что периферическое сопротивление большого и малого кругов кровообращения значительно отличаются, в данном изобретении описан метод управления системой и конструкция крыльчатки для левого и правого канала.
Известно устройство ИС (US 9192702, В2), в котором раскрыта технология управления ИС с помощью встроенного микроконтроллера, который регулирует скорость двигателя в ответ на гемодинамические изменения артериального давления, физическую активность пациента.
Известно устройство ИС (US 8870951, В1), в котором обеспечивается автоматическое регулирование потоком крови для левого и правого насосов и поддержание баланса давлений за счет минимизации градиентов давлений при использовании высокой чувствительности потока крови к давлению в PH.
Описаны и другие системы PH, которые могут быть использованы для ИС с модуляцией скорости вращения рабочего колеса (US 201 1178361, Al ; US 9579435, B2; US 9345824, B2, US 8864644, B2).
В данных устройствах из-за малой пульсации потока имеются проблемы, связанные с образованием тромбов в правым насосе. Гидравлическое сопротивление малого круга в несколько раз меньше гидравлического сопротивления большого круга, а левый и правый насосы имеют один привод. Последовательно с правым насосом вводят дополнительное гидравлическое сопротивление для выравнивания расходов крови по двум кругам кровообращения. Данная стратегия принята и при подключении в качестве ИС двух независимых PH. При этом из-за меньшего перепада давлений на правом насосе согласно расходно-напорной характеристике PH в правом насосе снижается пульсация, что приводит к повышенному тромбообразованию в правом насосе по сравнению с левым насосом.
Кроме того, при использовании в качестве ИС существующих PH, разработанных ранее для левожелудочкового обхода с применением режима переменной скорости вращения рабочего колеса, требуется существенная доработка блоков управления насосами.
РАСКРЫТИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Настоящее изобретение направлено на усовершенствование систем МПК и позволяет минимизировать травму крови за счет создания пульсирующего потока при постоянной скорости вращения рабочего колеса насоса, а также расширить арсенал средств экстракорпоральных и имплантируемых устройств МПК, АИК, систем ЭКМО, основанных на применении PH или ННП.
Патентуемая система МПК включает, по меньшей мере, один ННП с блоком управления насосом, обеспечивающим поддержание постоянной скорости вращения рабочего колеса насоса, и канал регулируемой рециркуляции крови (КРРК), подключенный параллельно насосу с одной стороны к входной части магистрали насоса, а с другой - к выходной части магистрали насоса, при этом КРРК снабжен клапаном, который подключен к блоку управления клапаном, содержащему блок кардиосинхронизации, причем последний выполнен с возможностью регулирования потока крови с частичным или полным перекрытием и открытием просвета КРРК в соответствии с фазами сердечного цикла в режимах сопульсации или контрпульсации с сердцем пациента.
Система МПК может характеризоваться тем, что КРРК выполнен с возможностью подключения к входной и выходной частям магистрали насоса через первый и второй тройники соответственно, при этом вход первого тройника выполнен с возможностью подключения к желудочку сердца или левому предсердию, а выход второго тройника - к артерии.
Система МПК также может характеризоваться тем, что КРРК представляет собой эластичную трубку или сосудистый протез.
В системе МПК может быть использован клапан с электромеханическим приводом.
Система МПК может характеризоваться тем, что блок кардиосинхронизации соединен с блоком регистрации ЭКГ или кардиовертером .
В системе МПК блок кардиосинхронизации может быть связан с блоком управления насосом с возможностью получения сигналов от обратной электродвижущей силы блока управления насосом.
Система МПК также может характеризоваться тем, что в ней использован механический клапан, работающий по перепаду давления на входе и выходе канала регулируемой рециркуляции крови, таким образом, что во время систолы клапан закрыт, а во время диастолы - открыт, реализуя режим сопульсации с сердцем пациента.
Изобретение относится также к способу МПК, при котором предлагаемую систему МПК используют экстракорпорально или интракорпорально, подключая к пациенту по схеме «желудочек- артерия», обеспечивая режим сопульсации с сердцем пациента.
Способ МПК может характеризоваться тем, что при подключении системы МПК по схеме «левый желудочек-аорта» реализован режим периодического открытия КРРК, при котором с интервалом от 30 секунд до 1 минуты КРРК открыт на протяжении, по меньшей мере, пяти сердечных циклов.
Способ МПК может характеризоваться также тем, что систему МПК подключают к пациенту экстракорпорально или интракорпорально по схеме «левое предсердие-аорта», обеспечивая режим контрпульсации с сердцем пациента.
Изобретение относится также к устройству управления потоком крови в аппарате сердечно-легочного обхода, включающем КРРК с возможностью параллельного подключения к PH с одной стороны к входной части магистрали насоса, а с другой - к выходной части магистрали насоса, причем КРРК содержит клапан, связанный с блоком управления клапаном, обеспечивающим пульсацию с заданной частотой и скважностью потока крови, поступающего через оксигенатор в артериальную линию системы сердечно-легочного обхода путем частичного или полного перекрытия и открытия просвета КРРК.
В качестве аппарата сердечно-легочного обхода может быть использована система ЭКМО, в которой блок управления клапаном подключен к блоку кардиосинхронизации и выделения зубца R ЭКГ, который выполнен с возможностью регулирования потока крови с частичным или полным перекрытием и открытием просвета КРРК в соответствии с фазами сердечного цикла в режиме контрпульсации с сердцем пациента, при этом клапан в диастолическую фазу частично или полностью перекрывает КРРК, а в систолическую фазу - частично Или полностью открывает КРРК.
Устройство управления потоком крови в аппарате сердечно- легочного обхода может характеризоваться тем, что в нем использован клапан с электромеханическим приводом (электромеханический клапан).
Устройство управления потоком крови в аппарате сердечно- легочного обхода может характеризоваться также тем, что КРРК может быть подключен к входной и выходной частям магистрали насоса через тройники.
КРРК может быть выполнен в виде эластичной трубки или сосудистого протеза.
Изобретение относится также к способу управления потоком крови в аппарате сердечно-легочного обхода, в котором предлагаемое устройство управления потоком крови в аппарате сердечно-легочного обхода подключают параллельно входной и выходной частям магистрали PH аппарата сердечно-легочного обхода, соединенного с блоком управления насосом, обеспечивающим заданную скорость вращения рабочего колеса насоса и подключают полученную систему по схеме «венозная линия - оксигенатор».
Изобретение относится также к ИС, содержащему левый и правый PH крови, каждый из которых связан с блоком управления насосом, обеспечивающим заданную скорость вращения рабочего колеса насоса постоянной, при этом параллельно каждому насосу с одной стороны к входной части магистрали насоса, а с другой - к выходной части магистрали насоса подключен отдельный КРРК, содержащий клапан, каждый клапан связан с блоком управления клапанами, включающим блок задания частоты и скважности работы независимо для каждого клапана при этом блок управления клапанами имеет возможность независимого регулирования потоком крови каждого КРРК с частичным или полным перекрытием и открытием его просвета.
В предлагаемом ИС может быть использован клапан с электромеханическим приводом.
В предлагаемом ИС КРРК может быть подключен к входной и выходной частям магистрали насоса через тройники.
ИС может характеризоваться тем, что для реализации режима его работы общие вход и выход правого насоса с КРРК подключены экстракорпорально или интракорпорально по схеме «правое предсердие-легочная артерия», а левого насоса с КРРК - по схеме «левое предсердие-аорта».
Технический результат, достигаемый при осуществлении настоящей группы изобретений, заключается в:
- улучшении внутринасосной гидродинамики (минимизации травмы крови, зон рециркуляции и стагнации крови, потенциально опасных для тромбообразования), за счет генерации на выходе из системы насос-шунт пульсирующего потока без изменения скорости вращения рабочего колеса насоса;
- снижении работы сердца в режиме сопульсации за счет высокого быстродействия привода управляемого клапана (УК), включенного в КРРК, по сравнению с режимами работы насоса с периодическим изменением скорости вращения ротора насоса; -универсальности предлагаемой системы МПК, в которой в качестве базового ННП может быть использован насос любой конструкции.
Таким образом, в результате использования предлагаемой группы изобретений обеспечивается стабильность внутринасосной гидродинамики, минимизация травмы крови и тромбообразования в системах МПК на базе ННП за счет генерации ими на выходе из системы насос-КРРК физиологического пульсирующего потока без изменения скорости вращения рабочего колеса насоса.
Важным обстоятельством является то, что создание физиологического пульсирующего потока в аппаратах сердечно- легочного обхода, например АИК или система ЭКМО, при постоянной заданной скорости вращения рабочего колеса насоса обеспечивает тем самым условия, минимизирующие травму форменных элементов крови и кавитацию с образованием опасных для организма пузырьков газа.
Универсальность предлагаемых устройства и способа управления потоком крови в аппарате сердечно-легочного обхода, позволяет в качестве базового PH для АИК и ЭКМО использовать насос любой конструкции.
Обеспечение стабильности внутринасосной гидродинамики, позволяет минимизировать травму крови и в системах ИС на базе PH за счет генерации ими на выходе из системы насос-шунт физиологического пульсирующего потока без изменения скорости вращения рабочего колеса насоса.
Улучшение условий внутринасосной гидродинамики правого насоса в ИС за счет увеличения пульсационной составляющей способствует снижению вероятности его тромбоза; предотвращаются условия появления опасного режима разрежения и регургитации в диастолической фазе работы ИС.
ИС может быть реализовано на основе разработанных ранее конструкций ННП, предназначенных для левожелудочкового обхода.
Такой технический результат не обеспечивался ранее в системах МПК, АИК, ЭКМО, ИС и заявителю не известен, что позволяет считать предлагаемое изобретение соответствующим критерию «изобретательский уровень».
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ФИГУР ЧЕРТЕЖЕЙ
Существо изобретения поясняется на фигурах, где
на фиг. 1 показана схема генерации пульсирующего потока в системе МПК с применением ННП и включенного параллельно НПП КРРК с УК;
на фиг. 2 показана схема генерации пульсирующего потока в АИК с применением PH и КРРК с встроенным УК, связанным с блоком управления, обеспечивающим заданные частоту й скважность управляющих импульсов;
на фиг. 3 показана схема генерации пульсирующего потока в системе ЭКМО с применением PH (ННП) и КРРК с встроенным УК, связанным с блоком управления клапаном, обеспечивающим заданную частоту и скважность управляющих импульсов и блоком кардиосинхронизации, обеспечивающий режим контрпульсации;
на фиг. 4 показана схема генерации пульсирующего потока в предлагаемом ИС с применением PH и КРРК с УК;
на фиг. 5 представлена схема однокругового гидродинамического стенда, имитирующего большой круг кровообращения с ННП и подключением параллельно НПП КРРК с УК; на фиг. 6 показана диаграмма давлений и расходов, полученная на гидродинамическом стенде, при моделировании сердечной недостаточности, где - А) работа насоса без КРРК с УК, Б) работа насоса с включенным параллельно насосу КРРК с УК (Рао-давление в аорте, Рпр - давление в предсердии, Q н - расход в насосе , Qc - системный расход);
на фиг. 7 показана диаграмма давлений и расходов, полученная на гидродинамическом стенде, при моделировании с помощью заявляемого устройства управления потоком крови в аппарате сердечно-легочного обхода пульсирующего режима работы;
на фиг. 8 показана диаграмма давлений и расходов, полученных на двухкруговом гидродинамическом стенде, при работе левого и правого PH в пульсирующем режиме с помощью системы насос-КРРК с УК по каждому каналу.
На фиг. 1-8:
1- насос (ННП, PH),
2-КРРК,
3-УК,
4-блок управления клапаном,
5 -блок кардиосинхронизации,
6-блок регистрации ЭКГ,
7-блок управления насосом,
8-оксигенатор,
9-аорта,
10-легочная артерия,
1 1 -левое предсердие,
12-правое предсердие,
13- искусственный желудочек сердца (ИЖС), 14- пневмопривод (Синус-ИС),
15 -аортальный резервуар,
16-периферическое сопротивление. . ВАРИАНТЫ ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Патентуемая система МПК, схема которой представлена на фиг.1 , содержит ННП 1 (осевой или центробежный), при этом выход и вход насоса через тройники соединены с КРРК (эластичной трубкой или сосудистым протезом) 2 с установленным на нем УК 3, соединенным с блоком управления клапаном 4. При этом блок управления клапаном 4 соединен с блоком кардиосинхронизации 5, который соединен с блоком регистрации ЭКГ 6.
КРРК 2 подсоединен параллельно к насосу с помощью двух тройников, вход первого тройника подключен через систему трубок к левому или правому желудочку а вход второго тройника через систему трубок подключен к аорте или соответствующей артерии (подключение по схемам «левый желудочек-аорта», «правый желудочек- легочная артерия»).
Во втором варианте вход первого тройника подключен через систему трубок к левому предсердию, а вход второго тройника через систему трубок к аорте (подключение по схемам «левое предсердие- аорта»),
В третьем варианте блок кардиосинхронизации 5 соединен с блоком управления насосом 7.
В четвертом варианте блок кардиосинхроизации соединен с кардиовертером (имплантируемый пейсмейкер).
Работа данной конструкции может быть описана следующим образом. В первом варианте подключения системы насос 1 - КРРК 2 по схеме «желудочек-артерия», за счет блока кардиосинхронизации 5, получающего сигналы от блока регистрации ЭКГ 6, или кардиовертера, или по сигналам обратной ЭДС, получаемым с блока управления насосом 7, в систолу УК 3 частично или полностью перекрывает КРРК 2, увеличивая поток крови на выходе системы, а фазе диастолы УК 3 частино или полностью открывает КРРК 2, уменьшая поток крови в артерию.
Таким образом, на выходе системы насос 1- и включенным параллельно насосу 1 КРРК 2 с УК 3 т.е. в артерии формируется близкое к физиологической пульсации давление. При этом за счет увеличения потока крови в систолу более эффективно, по сравнению с ННП в обычном непульсирующем режиме, снижается постнагрузка желудочка сердца, являющаяся одним из основных факторов восстановления миокарда.
Кроме того, режим работы системы насос 1- и включенный параллельно насосу 1 КРРК 2 с УК 3 при минимальном потоке крови в диастолу способствует устранению опасных режимов при работе ННП в непульсирующем режиме, связанном с возникновением разрежения на входе насоса и обратной регургитацией крови из артерии в желудочек.
Во втором варианте при подключении насоса по схеме «левое предсердие-аорта» с системой насос 1- и включенный параллельно насосу 1 КРРК 2 с УК 3 открывает поток крови через КРРК 2 в систолу и закрывает поток крови через КРРК 2 в диастолу, создавая условия повышенного диастолического давления (режим контрпульсации), что способствует увеличению коронарного кровотока.
В варианте включения ННП по схеме «желудочек-аорта» в блоке управления клапаном 4 предусмотрен режим периодического открытия КРРК 2: с периодичностью от 30 сек до 1 минуты с длительностью, по меньшей мере, на период 5 сердечных циклов. Данный режим создает условия периодического функционирования АК, который в условиях сердечной недостаточности при работе ННП может закрыться, при этом длительное закрытие АК может привести к его тромбозу и недостаточности.
На фиг. 2 представлено патентуемое устройство управления потоком крови в аппарате сердечно-легочного обхода, которое содержит PH 1 , при этом выход и вход насоса параллельно соединены с КРРК 2 в виде трубки определенного сечения с установленным на ней УК 3, соединенным с блоком управления клапаном 4, обеспечивающим заданные частоту и скважность пульсаций, соответствующих сердечному циклу. КРРК 2 подсоединен к PH 1 с помощью двух тройников, вход первого тройника подключен через систему трубок к венозной линии аппарата сердечно-легочного обхода, а вход второго тройника через систему трубок подключен к артериальной линии аппарата.
В другом варианте, устройства управления потоком крови в аппарате сердечно-легочного обхода в системе . ЭКМО блок управления клапаном 4 связан с блоком кардиосинхронизации 5 с выделителем R- зубца ЭКГ.
Работа предлагаемых устройства и способа управления потоком крови в аппарате сердечно-легочного обхода PH 1- КРРК 2 могут быть представлены следующим образом (фиг. 2 и 3).
В первом варианте подключения системы PH 1 - КРРК 2 в системе АИК (фиг.2) по схеме «венозный резервуар-артериальная линия» за счет блока управления клапаном 4 УК 3 с заданными частотой и скважностью, соответствующими сердечному ритму, частично или полностью перекрывает КРРК 2, увеличивая или уменьшая поток крови на выходе системы.
Во втором варианте подключения PH 1 - КРРК 2 в системе ЭКМО по схеме «венозная линия - оксигенатор 8 за счет блока управления 4 УК 3 с заданными частотой и скважностью, соответствующими сердечному ритму, частично или полностью перекрывает КРРК 2, увеличивая или уменьшая поток крови на выходе системы.
В третьем варианте подключения в системе ЭКМО PH 1 - КРРК 2 по схеме «венозная линия - оксигенатор 8 за счет блока управления 4 УК 3, подключенным к блоку кардиосинхронизации 5, в фазе диастолы УК 3 частично или полностью перекрывает КРРК 2, увеличивая поток крови на выходе системы; в фазе систолы УК 3 частично или полностью открывает КРРК 2, уменьшая поток крови в артерию, таким образом, реализуя режим контрпульсации (фиг. 3). В систолическую фазу клапан частично или полностью открывает КРРК, уменьшая давление в артериальной линии, таким образом, снижая постнагрузку или работу левого желудочка сердца.
На выходе системы PH 1 - КРРК 2 т.е. в на входе в оксигенатор 8 и на его выходе (вход в артериальную линию) формируются близкие к физиологическим пульсация и давление без изменения скорости вращения рабочего колеса РН1. Данный режим способствует минимизации травмы форменных элементов крови по сравнению с заявленными ранее устройствами и устранению режима разрежения на входе PHI с возможной кавитацией крови и появлением газовых пузырьков потенциально опасных для мозгового кровообращения.
Таким образом, предложенная система, используемая для управления потоком крови в аппаратах АИК и ЭКМО, включает PH 1 с блоком управления насосом 7, обеспечивающим заданную скорость вращения рабочего колеса PH 1, и КРРК 2. Последний подключен параллельно входной и выходной магистралям РН1 и снабжен УК 3, который подключен к блоку управления клапаном 4.
Предлагаемое устройство выполнено с возможностью регулирования потоком крови через КРРК с частичным или полным перекрытием и открытием просвета, создавая условия регулируемого пульсового потока в аппаратах АИК и ЭКМО для модуляции заданного сердечного ритма.
В случаях использования устройства в аппаратах ЭКМО может быть установлен дополнительно блок кардиосинхронизации 5, связанный с блоком управления клапаном 4. В этом случае блок управления клапаном 4 может работать с заданной задержкой относительно зубца R-ЭКГ, реализуя режим контрпульсации, который за счет повышения давления крови в артерии может способствовать увеличению коронарного кровотока.
Патентуемое ИС содержит левый и правый PH 1 (осевой или центробежный), при этом выход и вход каждого насоса через первый и второй тройники соединены с соответствующим КРРК 2 в виде трубок определенного сечения с установленными на них УК 3, соединенными с блоком управления клапанами 4, обеспечивающим заданные частоту и скважность сокращений по левому и правому каналам. Блок управления 7 левым и правым насосом обеспечивает заданную частоту вращения роторов каждого насоса (фиг. 4).
При подключения КРРК 2 к правому и левому PH 1 клапаны 3 частично или полностью их перекрывают, увеличивая поток крови на выходе системы в систолическую фазу, а в диастолическую фазу частично или полностью открывают КРРК 2, уменьшая поток крови в аорту 9 и легочную артерию 10. В свою очередь входы систем PH 1 - КРРК 2 подключены к левому 1 1 и правому 12 предсердиям. Таким образом, на выходе системы PH 1 - КРРК 2, т.е. в аорте 9 и легочной артерии 10 формируется близкая к физиологической пульсация.
Кроме того, режим работы систем PH 1- КР 2 в диастолической фазе способствует устранению опасного режима, связанного с возникновением разрежения на входе насоса при работе PH в непульсирующем режиме при высоких оборотах рабочего колеса.
С другой стороны работа системы PH 1 - КРРК 2 ИС устраняет опасный режим обратной регургитации крови из артерии в желудочек, который имеет место при работе PH в непульсирующем рнжиме при малых оборотах ротора PH.
Для реализации режима ИС левая и правая системы PH 1- КРРК2 могут располагаться экстракорпорально или интракорпорально.
Таким образом, на выходе заявляемой, системы ИС генерируется физиологический пульсирующий поток жидкости по правому и левому каналам при постоянной скорости вращения ротора за счет импульсной работы УК, которые управляют потоком жидкости (крови) в КРРК.
Для специалистов в области кардиохирургии кардиологии должно быть очевидно, что в настоящее изобретение могут быть внесены различные модификации и изменения, не отступая от сущности или объема формулы изобретения, которые не нашли отражения в приведенных вариантах осуществления изобретения.
ЭКСПЕРИМЕНТАЛЬНАЯ ЧАСТЬ Приводим результаты экспериментов, подтверждающих возможность реализации заявленного назначения и достижения указанного технического результата при использовании патентуемого изобретения.
Работа предлагаемой системы МПК проиллюстрирована на фиг. 5, где представлен гидродинамический стенд системы кровообращения, в котором вход системы, содержащий насос 1- КРРК 2 с пневматическим УК 3, управляемым блоком управления клапаном 4 подключен к имитатору желудочка сердца ИЖС 13. При этом пневматический привод 14 управляет работой имитатора желудочка сердца ИЖС 13, выход которого подключен к аортальному резервуару 15, далее суммарный поток крови из ИЖС 13 и системы насос 1- КРРК 2 проходит через периферическое сопротивление 16 и левое предсердие 11, выход которого подключен ко входу ИЖС 13, приводимому в действие от пневмопривода 14. При этом воспроизводились условия работы педиатрического ИЖС с системным кровотоком при моделировании недостаточности сердца, равным 1 л/мин.
КРРК 2 включен параллельно насосу 1 и содержит пневматический УК 3, который функционирует от того же пневмопривода 14.
Таким образом, во время систолы ИЖС превмодавление одновременно подается на ИЖС и пневматический УК 3 и перекрывает КРРК. При этом насос 1 работает в режиме заданных постоянных оборотов ротора, а КРРК 2 с УК 3 в систолическую фазу перекрывает поток жидкости через КРРК 2. Суммарный поток жйдкости (крови) в аортальный резервуар 5 в систолу определяется работой ИЖС и работой системы насос 1- КРРК 2, что создает относительно высокий поток крови на выходе системы в систолу . При этом амплитуда потока крови в аортальный резервуар 15 в основном зависит от заданной скорости вращения ротора PH 2. Во время диастолы УК 3 открывается, обеспечивая рециркуляцию потока жидкости через КРРК 2 и уменьшение потока жидкости до нулевого в диастолу.
Таким образом, работа системы насос 1- КРРК 2 создает условия повышенного систолического потока крови и минимизирует диастолический поток, что способствует повышению в аортальном резервуаре 15 пульсового давления по сравнению со стандартной работой насоса 1 без КРРК 2.
Дополнительный эффект повышенного систолического потока крови через систему насос 1- КРРК 2 способствует сравнительно большему снижению давления в желудочке сердца (на гидравлическом стенде ИЖС) по сравнению с работой насоса без КРРК, т.е. более эффективному снижению постнагрузки.
Полученный эффект работы системы насос 1- КРРК 2 показан на диаграмме давлений и расходов на фиг.6.
Как видно из диаграммы, пульсовое давление в аорте при работе системы насоса с КРРК 2 и УК 3 значительно выше пульсового даления в аорте при работе насоса без системы КРРК 2 с УК 3.
Кривая потока жидкости в насосе QH при работе системы насос-
КРРК имеет большую пульсацию, за счет которой внутринасосная гидродинамика минимизирует образование зон застоя и рециркуляции, опасных для тромбоза.
Кривая системного потока жидкости в аортальный резервуар Qc также имеет более пульсирующий характер, чем при работе насоса без КРРК.
В данном эксперименте на гидродинамическом стенде воспроизводились условия работы системы МПК при моделировании сердечной недостаточности у детей с системным выбросе 1 л/мин. Проведено 6 испытаний с использованием отечественного детского насоса ДОН и насоса ROTAFLOW (Германия).
Полученные на гидравлическом стенде сравнительные данные сведены в таблице 1.
Таблица 1.Результаты сравнения работы ННП в режиме постоянных оборотов рабочего колеса роторного насоса и с системой насос+КРРК при моделировании сердечной недостаточности,
полученные на гидродинамическом стенде
Режим
Figure imgf000028_0002
Недостаточность
105 20 1,0 сердца (75)
Figure imgf000028_0001
Как видно из табл.1 пульсационное давление в аортальном резервуаре 15 увеличивается по сравнению с работой насоса без КРРК в 1.7 раза при сохранении общего расхода жидкости (крови), а давление в ИЖС 14 уменьшается в 1,35 раза, что свидетельствует об эффективной разгрузке ЛЖ.
В другом эксперименте был получен следующий эффект работы системы PH 1- КРРК 2 с УК 3 и блоком управления клапаном 4, показанный на диаграмме давлений и расходов на фиг. 7. В данной работе на гидродинамическом стенде в качестве PH использовался насос Биопамп BP-80 (Medtronic, США) с подключением КРРК 2 с пневматическим УК 3, управляемым от системы пневматического привода искусственного сердца 13 (Синус-ИС).
Как видно из диаграммы, амплитуда пульсового давления в аортальном резервуаре при работе системы PH 1 - КРРК 2 находится в физиологических пределах (79/50 мм.рт.ст) при среднем расходе жидкости 1 ,9 л/мин.
Кривая потока жидкости при этом также имеет выраженную пульсацию, что может позитивно сказаться при использовании системы у пациентов как при проведении операций на открытом сердце, так и при использовании при подключении ЭКМО в условиях терминальной сердечной недостаточности.
В третьем эксперименте в качестве насосов на гидродинамическом стенде были использованы отечественные детские осевые насосы ДОН-3 при расходе или минутном объеме сердца 1 ,8- 1 ,9 л/мин, который соответствует детям в возрасте 3-5 лет.
При этом аортальный и легочные резервуары, имитирующие соответственно аорту 9 и легочную артерию 12, представляют собой емкости, заполненные жидкостью с воздушной подушкой, определяющей их эластичность (для легочного артерии эластичность равна 5,7 мл/мм. рт. ст. и для аорты эластичность аортального резервуара равна 2 мл/мм.рт.ст).
В качестве периферических сопротивлений использовались гидравлические сопротивления (для малого круга кровообращения 0,4 мм.рт.ст/мл/с и для большого круга кровобращения 1 ,2 мм.рт.ст/мл/с). Левое предсердие 1 1 и правое предсердие 12 имитировались открытыми в атмосферу резервуарами. При этом средний расход жидкости по левому каналу был больше среднего расхода жидкости по правому каналу на 0,1 л/мин с учетом бронхиального сброса. В условиях работы ИС данная разница расходов необходима для предотвращения отека легких.
Таким образом, работа системы PH 1- КР 2 на гидродинамическом стенде по левому и правому каналам создает условия повышенного систолического потока крови и минимизирует диастолический поток, генерируя при этом физиологический поток жидкости крови по большому и малому кругам кровообращения.
Полученный эффект работы системы PHI- КР2 показан на диаграмме (фиг. 8).
Как видно из диаграммы в имитаторах аорты и легочной артерии создаются физиологическое пульсирующее давление АД (давление в аортальном резервуаре 92/66 мм.рт.ст) и легочной артерии (давление в легочном резервуаре 19/13 мм.рт.ст) при пульсации потока жидкости в большом круге кровообращения
Figure imgf000030_0001
2л/мин и AQn=0.6 л/мин в малом круге кровообращени, что способствует созданию условий для внутринасосной гидродинамики, препятствующих образованию в полостях левого и правого PH зон стагнации и рециркуляции.

Claims

ФОРМУЛА ИЗОБРЕТЕНИЯ
1. Система механической поддержки кровообращения, включающая, по меньшей мере, один насос непульсирующего потока с блоком управления насосом, обеспечивающим поддержание постоянной скорости вращения рабочего колеса насоса, и канал регулируемой рециркуляции крови, подключенный параллельно насосу с одной стороны к входной части магистрали насоса, а с другой - к выходной части магистрали насоса, при этом канал снабжен клапаном, который подключен к блоку управления клапаном, содержащему блок кардиосинхронизации, причем последний выполнен с возможностью регулирования потока крови с частичным или полным перекрытием и открытием просвета канала регулируемой рециркуляции крови в соответствии с фазами сердечного цикла в режимах сопульсации или контрпульсации с сердцем пациента.
2. Система по п.1, в которой канал регулируемой рециркуляции крови выполнен с возможностью подключения к входной и выходной частям магистрали насоса через первый и второй тройники соответственно, при этом вход первого тройника выполнен с возможностью подключения к желудочку сердца или левому предсердию, а выход второго тройника - к артерии.
3. Система по п.1, в которой канал регулируемой рециркуляции крови представляет собой эластичную трубку или сосудистый протез.
4.Система по п.1, в которой использован клапан с электромеханическим приводом.
5. Система по п.1, в которой блок кардиосинхронизации соединен с блоком регистрации ЭКГ или кардиовертером.
6. Система по п.1, в которой блок кардиосинхронизации связан с блоком управления насосом с возможностью получения сигналов от обратной электродвижущей силы блока управления насосом.
7. Система по п.1, в которой использован механический клапан, работающий по перепаду давления на входе и выходе канала регулируемой рециркуляции крови, таким образом, что во время систолы клапан закрыт, а во время диастолы - открыт, реализуя режим сопульсации с сердцем пациента.
8. Способ механической поддержки кровообращения, при котором систему по любому из пп.1 или 7 используют экстракорпорально или интракорпорально, подключая к пациенту по схеме «желудочек-артерия», обеспечивая режим сопульсации с сердцем пациента.
9. Способ механической поддержки кровообращения по п.8, в котором при подключении по схеме «левый желудочек-аорта» реализован режим периодаческого открытия канала регулируемой рециркуляции крови, при котором с интервалом от 30 секунд до 1 минуты канал регулируемой рециркуляции крови открыт на период, по меньшей мере, пяти сердечных циклов.
10. Способ механической поддержки кровообращения, в котором систему по п.1 подключают к пациенту экстракорпорально или интракорпорально по схеме «левое предсердие-аорта», обеспечивая режим контрпульсации с сердцем пациента.
1 1. Устройство управления потоком крови в аппарате сердечно- легочного обхода, включающее канал регулируемой рециркуляции крови с возможностью параллельного подключения к роторному насосу с одной стороны к входной части магистрали насоса, а с другой - к выходной части магистрали насоса, причем канал регулируемой рециркуляции крови содержит клапан, связанный с блоком управления клапаном, обеспечивающим пульсацию с заданной частотой и скважностью потока крови, поступающего через оксигенатор в артериальную линию системы сердечно-легочного обхода путем частичного или полного перекрытия и открытия просвета канала регулируемой рециркуляции крови.
12. Устройство по п.11, где в качестве аппарата сердечно- легочного обхода используется система ЭКМО, в которой блок управления клапаном подключен к блоку кардиосинхронизации и выделения зубца R ЭКГ, причем последний выполнен с возможностью регулирования потока крови с частичным или полным перекрытием и открытием просвета канала регулируемой рециркуляции крови в соответствии с фазами сердечного цикла в режиме контрпульсации с сердцем пациента, при этом клапан в диастолическую фазу частично или полностью перекрывает канал рециркуляции, а в систолическую фазу - частично или полностью открывает канал рециркуляции.
13. Устройство по п.11, в котором используют клапан с электромеханическим приводом.
Н.Устройство по п.11, в котором канал регулируемой рециркуляции крови подключен к входной и выходной частям магистрали насоса через тройники.
15. Устройство по п.11, в котором канал регулируемой рециркуляции крови представляет собой эластичйуто трубку или сосудистый протез.
16.Способ управления потоком крови в аппарате сердечно- легочного обхода, в котором устройство по любому из пп.11, 13, 14, 15 подключают параллельно входной и выходной частям магистрали роторного насоса аппарата сердечно-легочного обхода, соединенного с блоком управления насосом, обеспечивающим заданную скорость вращения рабочего колеса насоса, и подключают полученную систему по схеме «венозная линия - оксигенатор».
17. Искусственное сердце, содержащее левый и правый роторный насосы крови, каждый из которых связан с блоком управления насосом, обеспечивающим заданную скорость вращения рабочего колеса насоса постоянной, при этом параллельно каждому насосу с одной стороны к входной части магистрали насоса, а с другой - к выходной части магистрали насоса подключен отдельный канал регулируемой рециркуляции крови, содержащий клапан; каждый клапан связан с блоком управления клапанами, включающим блок задания частоты и скважности работы независимо для каждого клапана, при этом блок управления клапанами имеет возможность независимого регулирования потоком крови каждого канала рециркуляции крови с частичным или полным перекрытием и открытием его просвета.
18. Искусственное сердце по п.17, в котором использован клапан с электромеханическим приводом.
19. Искусственное сердце по п.17, в котором канал регулируемой рециркуляции крови подключен к входной и выходной частям магистрали насоса через тройники.
20. Искусственное сердце по п.17 в котором для реализации режима искусственного сердца общие вход и выход правого насоса с каналом регулируемой рециркуляции крови подключены экстракорпорально или интракорпорально по схеме «правое предсердие-легочная артерия», а левого насоса с каналом регулируемой рециркуляции крови - по схеме «левое предсердие-аорта».
PCT/RU2018/000514 2018-02-06 2018-08-01 Устройство и способ управления потоком крови роторных насосов в экстракорпоральных и имплантируемых устройствах механической поддержки кровообращения WO2019156589A1 (ru)

Applications Claiming Priority (6)

Application Number Priority Date Filing Date Title
RU2018104528 2018-02-06
RU2018104528A RU2665178C1 (ru) 2018-02-06 2018-02-06 Устройство и способ управления потоком крови роторных насосов
RU2018104533 2018-02-06
RU2018104533A RU2665180C1 (ru) 2018-02-06 2018-02-06 Устройство и способ управления потоком крови в аппаратах сердечно-легочного обхода
RU2018104530A RU2665179C1 (ru) 2018-02-06 2018-02-06 Искусственное сердце
RU2018104530 2018-02-06

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2019156589A1 true WO2019156589A1 (ru) 2019-08-15

Family

ID=67549727

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/RU2018/000514 WO2019156589A1 (ru) 2018-02-06 2018-08-01 Устройство и способ управления потоком крови роторных насосов в экстракорпоральных и имплантируемых устройствах механической поддержки кровообращения

Country Status (1)

Country Link
WO (1) WO2019156589A1 (ru)

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3533408A (en) * 1965-03-31 1970-10-13 Jean Marc Paoli Extra-corporeal blood circulation
SU1080826A1 (ru) * 1982-02-10 1984-03-23 Институт Экспериментальной И Клинической Хирургии Министерства Здравоохранения Гсср Устройство дл проведени полного и вспомогательного искусственного кровообращени
US8870951B1 (en) * 2008-06-13 2014-10-28 Newheart Medical Devices Llc Total artificial heart system for auto-regulating flow and pressure
US20150057488A1 (en) * 2010-01-19 2015-02-26 Heartware, Inc. Physiologically responsive vad

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3533408A (en) * 1965-03-31 1970-10-13 Jean Marc Paoli Extra-corporeal blood circulation
SU1080826A1 (ru) * 1982-02-10 1984-03-23 Институт Экспериментальной И Клинической Хирургии Министерства Здравоохранения Гсср Устройство дл проведени полного и вспомогательного искусственного кровообращени
US8870951B1 (en) * 2008-06-13 2014-10-28 Newheart Medical Devices Llc Total artificial heart system for auto-regulating flow and pressure
US20150057488A1 (en) * 2010-01-19 2015-02-26 Heartware, Inc. Physiologically responsive vad

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2665178C1 (ru) Устройство и способ управления потоком крови роторных насосов
US8870951B1 (en) Total artificial heart system for auto-regulating flow and pressure
US8500620B2 (en) Ventricular assist device
US11311713B2 (en) Self-propelled venous blood pump
RU2725083C1 (ru) Устройство и способ управления потоком крови роторных насосов
CA2625046A1 (en) Total artificial heart system for auto-regulating flow and pressure balance
Sale et al. Total artificial heart
RU2665179C1 (ru) Искусственное сердце
Ohara et al. Baylor Gyro pump: A completely seal‐less centrifugal pump aiming for long‐term circulatory support
RU201911U1 (ru) Устройство управления потоком крови в экстракорпоральных системах вспомогательного кровообращения
RU2665180C1 (ru) Устройство и способ управления потоком крови в аппаратах сердечно-легочного обхода
RU2732312C1 (ru) Устройство управления потоком крови в аппаратах сердечно-легочного обхода
Meyns et al. Miniaturized implantable rotary blood pump in atrial-aortic position supports and unloads the failing heart
WO2019156589A1 (ru) Устройство и способ управления потоком крови роторных насосов в экстракорпоральных и имплантируемых устройствах механической поддержки кровообращения
Khodeli et al. Practical and Theoretical Considerations for ECMO System Development
RU2734142C1 (ru) Устройство и способ бивентрикулярного обхода сердца
WO2021158141A1 (ru) Управление потоком крови роторных насосов в системах механической поддержки кровообращения
RU202952U1 (ru) Устройство управления потоком крови в имплантируемых системах вспомогательного кровообращения
Abe et al. A nonpulsatile total artificial heart with 1/R control
RU2732084C1 (ru) Искусственное сердце
RU210252U1 (ru) Устройство управления потоком крови в экстракорпоральных системах вспомогательного кровообращения
Nojiri et al. Small soft left ventricular assist device powered by intraaortic balloon pump console for infants: a less expensive option
Watt et al. Artificial mechanical hearts and ventricular assist devices
PAGANI et al. MECHANICAL DEVICES FOR
Qian et al. In vivo evaluation of a pulsatile impeller total heart

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 18905593

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 18905593

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1