WO2023126200A1 - Dispositif d'assistance ou de suppléance du cœur - Google Patents

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WO2023126200A1
WO2023126200A1 PCT/EP2022/086219 EP2022086219W WO2023126200A1 WO 2023126200 A1 WO2023126200 A1 WO 2023126200A1 EP 2022086219 W EP2022086219 W EP 2022086219W WO 2023126200 A1 WO2023126200 A1 WO 2023126200A1
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patient
tank
heart
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Definitions

  • the subject of the present invention is a heart support or replacement device.
  • the invention thus relates to a heart support or replacement device comprising or using such an admission and ejection cannula.
  • the term assist is used when part of the blood reaching the heart is withdrawn while the term replacement is used when all, or almost all (> 90%), of the blood reaching the heart is withdrawn by the replacement device of the heart.
  • the cardiovascular system is a closed hydraulic circuit, under pressure, lined internally by endothelial cells.
  • the endothelium is continuously subjected to the tangential forces of shear stress which are essential for the maintenance of endothelial function including vascular tone by the synthesis of nitric oxide (NOS), the blood clotting, inflammatory response, atherosclerosis, angiogenesis and apoptosis.
  • NOS nitric oxide
  • Extracorporeal circulation (abbreviated as CEC) is a medical device used to replace the heart and possibly or preferably the lungs in operating theatres, cardiac catheterization laboratories or intensive care units, for patients in pediatrics or adults.
  • a CEC console or central unit has a mathematical model designed from physical laws governing the movement of a fluid in a closed circuit.
  • This circuit is concretely composed of a pump, a heat exchanger, a flow meter, a gas and blood electrolyte analyzer, a pressure recorder as well as biocompatible equipment such as tubing , the arterial and venous cannulas, the venous reservoir, the oxygenator, the arterial filter.
  • a centrifugal or peristaltic pump is used as the arterial head pump and four other peristaltic pumps are used for cardiotomy suction, heart chamber circulation, cardioplegia administration and a backup pump.
  • CEC is necessary to maintain organ perfusion and metabolic functions during surgical cardioplegia or to support failing heart muscle until recovery or as a backup before transplantation.
  • the function of the heart is to distribute blood throughout the body to transport the oxygen and nutrients necessary for the functioning of the various organs.
  • the right heart which receives through the vena cava the venous blood (depleted in oxygen) and which sends it through the pulmonary artery to the respiratory system (where it is recharged with oxygen), and the heart left which receives the oxygenated blood through the pulmonary veins to eject it through the aorta to the various organs.
  • the coronary arteries permanently irrigate the heart muscle and ensure its oxygenation and energy supply, allowing its pumping function.
  • these assistance systems are sterile, pre-assembled and pre-packaged. Due to this type of assembly, the possible patient and/or pathology modularity remains limited; - the implementation of these devices is complex. It requires major surgery, in an operating theatre, surrounded by specialized human resources that can only be found in large hospitals and which have an advanced technical platform;
  • the present application intends in the first place to propose a solution to this last problem, which current CECs cannot achieve effectively, it being understood that the blood flow in such CECs is important, even very important, by at least 2 to 3 liters per minute.
  • the device according to the invention has the primary purpose of allowing better performance and increased precision of pumping in the case of circulatory assistance.
  • the documents FR 2872707 and FR 2969498 can be considered to constitute the state of the art which the present invention seeks to improve.
  • the document FR 2458288 may also constitute a state of the art.
  • the invention also aims to allow the use of the device that is the subject of the invention without the need for major surgery and in the operating room. In this way, the device which is the subject of the invention can also be used both in an operating theater and in a coronary and/or vascular angioplasty room or an intensive care and/or resuscitation unit.
  • the invention also aims to facilitate the adaptation of the system which is the subject of the invention to the different types of pathologies encountered and to the clinical situation of the patient in order to maintain hemodynamics compatible with the life of said patient.
  • the invention also aims to minimize the mechanical stresses on the formed elements of the blood.
  • Another essential objective is to provide a more efficient technical solution.
  • the invention also aims to provide a circulatory assistance device of simple design, mobile, easy to implement and use, thus contributing to a significant reduction in the associated costs.
  • the invention also aims to provide a circulatory assistance device of simple design, mobile, easy to implement and use, thus contributing to a significant reduction in the associated costs.
  • the solution proposed by the invention is a temporary circulatory assistance or replacement device for a patient's heart, the device comprising a bypass circuit for the blood arriving at the heart to bring it out of the patient's heart , the bypass circuit using tubes interconnecting the following elements of said device: - at the inlet portion of the bypass circuit, an inlet cannula intended to be introduced into a vena cava of the patient to draw blood from the venous system,
  • an ejection cannula intended to be introduced into the patient's aorta or pulmonary artery to inject blood into the patient's arterial system
  • a pumping system comprising a variable internal volume reservoir, located between the inlet portion and the ejection portion, for the admission of the collected blood and then the ejection of this blood, said pumping system being controlled by control means so that the pumping of blood, from its admission to its ejection, takes into account in real time the physiological needs of the patient and the hemodynamic state of said patient, the pumping system comprising at least a first sensor of pressure, connected to the control means, disposed in the blood bypass circuit.
  • the device is remarkable in that the reservoir is pear-shaped with a base of wide diameter d1 reducing in height to end at a top of small diameter d2 such that d1 is at least equal to four times d2, i.e. d1 > 4d2, and in that a deformable membrane is fixed under the base of the reservoir, said membrane having an upper surface that is movable under the action of an actuating means so as to increase or reduce the volume inside the reservoir, the membrane forming one of the surfaces of the variable internal volume reservoir, said upper surface extending, in an initial state, along the plane of the base of the reservoir, in which the inlet portion (19) penetrates the reservoir (11), via an inlet duct (65), oriented obliquely at an angle of between 10° and 60° relative to the surface of the reservoir (11) and upwards - either towards the aforesaid vertex (61 ) - at an angle between 10° and 50°.
  • pear is understood to mean in relation to the shape of the tank the fact that this tank has a relatively large diameter d1 at its base, this diameter d1 being reduced in height - depending on the extension of the tank which is placed or oriented vertically, with its base in its lower part - weakly in the first millimeters then strongly to end at the top and its diameter d2.
  • This tank is advantageously symmetrical with respect to a vertical plane passing through the center of its base and its top.
  • the device according to the invention controls very precisely the speed of aspiration and ejection of the patient's blood as well as the quantities aspirated and ejected.
  • the means for actuating the membrane is a cylinder, each step of the cylinder corresponding to an internal volume of the tank.
  • the actuator acts on the diaphragm via a circumferential insert.
  • the deformable membrane consists of an elastomer, preferably said membrane consists of a silicone.
  • the inlet portion enters the reservoir, via an inlet duct, oriented obliquely at an angle of between 30° and 50°, relative to the surface of the reservoir and upwards - either towards the aforesaid vertex - at an angle of between 20° and 40°.
  • the ejection portion enters the tank, via an outlet duct, from the top so that the outlet duct has the diameter d2 as its diameter.
  • the tank is arranged vertically, the base extending along a horizontal plane, and the outlet duct being located symmetrically, along a perpendicular and vertical plane with respect to the base extension plane, at the top of the tank.
  • the internal volume of the reservoir is between 80 cm3 and 120 cm3, preferably between 95 cm3 and 105 cm3.
  • the tank comprises at least two tabs intended to engage on a base for fixing the tank.
  • the diameter d2 is between 4 and 7 centimeters, preferably between 5 and 6 centimeters.
  • the first pressure sensor is arranged in the intake portion and in that this pressure sensor has a measurement time constant of less than 20 milliseconds, preferably less than 10 milliseconds , so that the control means modulate or stop the pumping of the collected blood when the pressure detected by the sensor reaches a threshold pressure value and/or when the pressure increases/decreases above or below a threshold pressure acceleration/deceleration slope.
  • the first pressure sensor is located in or on the intake cannula, at a distance of at most 15 centimeters from the proximal end of said cannula, or in the branch circuit between the cannula of intake and pumping system.
  • the pumping system comprises a third pressure sensor located in the ejection portion.
  • This third measurement of the blood pressure makes it possible to refine the measurement of the viscosity of the patient's blood, this viscosity being used to reduce or slightly increase the two threshold values (absolute and slope of acceleration).
  • the pumping system also comprises a blood oxygenation system, preferably this blood oxygenation system allowing the oxygenation of the blood at the level of the ejection portion
  • the distal end of the intake cannula is located at a distance of at most 5 centimeters from the right atrium of the heart the distal end of the intake cannula is located at a distance of at most 5 centimeters from the right atrium of the heart.
  • the present invention also relates to an inlet cannula of a device for assisting or temporarily replacing the heart of a patient, the inlet cannula being intended to be introduced at least partially into a vena cava of the patient to a final position for drawing blood from the venous system by means of a pumping system to which said inlet cannula is connected, the cannula comprising:
  • a lateral channel in particular for the introduction of a guide mandrel intended to make it possible to bring the inlet cannula into its final position for the aspiration of blood, the main body and the lateral channel being fixed one to the other, characterized in that:
  • the main body is at least hollow on its distal portion in which said body comprises at least one blood suction orifice, the distal portion having a diameter dr when said distal portion is not filled, and
  • the side channel is brought into an initial position against the main body thus constituting a first retracted position
  • a temporary envelope housing said main body and said channel until the final position of the cannula, wherein the temporary envelope, when removed, allows the main body and the side channel to occupy a second expanded position in which the side channel is now remote from the main body and the distal portion of said main body is filled with a fluid of so that the distal portion has a diameter dd.
  • the temporary envelope has at least one preformed tear line allowing said envelope to be torn and then removed.
  • the diameter dd is at least equal to twice the diameter dr (dd>2dr), preferably is equal to at least three times the diameter dr (dd>3dr).
  • the main body is hollow over its entire length so that said main body has a diameter dr over its entire length when said body is not filled with fluid.
  • the side channel is fixed to the main body in the developed position.
  • the side channel is always connected and fixed to the main body, whether it is in its retracted position or in its expanded position.
  • the main body comprises a plurality of blood suction ports, an end port and a plurality of side ports arranged around the circumference of the main body.
  • a septum-piercing rod said rod being introduced into the lateral channel when this channel is in its expanded position.
  • a septum piercing rod can be introduced.
  • ECMO Extraporeal membrane oxygenation
  • clinicians are forced to introduce a cannula into the left atrium to discharge it (left discharge to avoid the risk of pulmonary oedema). Thanks to this piercing rod and the lateral channel, the blood from the left discharge will be reinjected into the circulation/blood diversion circuit of the heart support and replacement device.
  • the main body is made of plastic or elastomer.
  • the fluid filling the distal portion of the main body or the main body consists of a liquid, preferably consists of water.
  • FIG. 1 is a schematic view of the device for temporary circulatory assistance or replacement of a patient's heart according to the invention.
  • FIG. 2 is a representation of an embodiment of the reservoir of the device for temporary circulatory assistance or replacement of a patient's heart according to the invention.
  • FIG. 3 is a side view of the tank of figure 2.
  • FIG. 4 is another side view, from another angle, of the tank of Figure 2.
  • FIG. 5 is a bottom view of the tank visible in Figure 2.
  • FIG. 6 is a schematic top view of the tank visible in Figure 2.
  • FIG. 7 is a representation of the tank of Figure 2 connected or disposed in a holding base.
  • FIG. 8 is a view of the holding base used to hold the tank in a vertical position, from its base to its top.
  • FIG. 9 is a schematic sectional view of the membrane mounted on the piston, the membrane then being in its initial position or at rest.
  • FIG. 10 is a schematic view showing the upper surface of the diaphragm rising under the action of the circumferential insert itself actuated by the piston and the actuator.
  • FIG. 11 is a schematic bottom view of the diaphragm mounted on the piston.
  • FIG. 12 is a sectional view of the membrane with its circumferential insert mounted or installed in a dedicated cavity of the membrane.
  • FIG. 13 is a representation of an embodiment of the various constituent elements of an inlet cannula of the device for temporary circulatory assistance or replacement of a patient's heart according to the invention.
  • FIG. 14 is a view illustrating the intake cannula in its temporary housing and an indication of its release for deployment of the intake cannula.
  • the device that is the subject of the invention is intended to be used during a degraded hemodynamic situation directly threatening the vital prognosis of patient 12 (Perfusion pressure - PF - tissue less than 50 mm Hg). It makes it possible to assist or supplement the heart 13 of a patient 12.
  • the device that is the subject of the invention comprises a pumping system making it possible to partially or totally supplement the cardiac muscle by admitting a sufficient quantity of blood during the diastole phase of the cardiac cycle and by reinjecting it during the systole phase of said cycle.
  • the operator introduces an inlet cannula 15 able to draw blood from the patient's venous system 12 and an ejection cannula 16 able to inject blood into the arterial system of said patient 12.
  • an inlet cannula 15 able to draw blood from the patient's venous system 12
  • an ejection cannula 16 able to inject blood into the arterial system of said patient 12.
  • the operator can perform: - a left heart / left heart placement for partial assistance in the event of left heart failure, by positioning the inlet cannula 15 at the level of the left atrium and the ejection cannula 16 at the level of the aorta ;
  • the inlet cannula 15 at the level of a vena cava and the ejection cannula 16 at the level of the aorta .
  • the lungs are also bypassed and an oxygenation system 17 is placed in the bypass circuit to remove the CO2 from the blood and charge it with O2 before reinjecting it into the body.
  • This oxygenation system 17 is advantageously placed after the reservoir 11, i.e. on the ejection portion 18 of the bypass circuit.
  • the cannulas 15, 16 can be placed percutaneously, in a cardiac and/or vascular catheterization room or in an intensive care unit, by introducing them through a peripheral blood vessel and bringing them close to the heart 13, at the level of the targeted veins or arteries. They can also be placed surgically in a surgical block.
  • cannulas 15, 16 are connected to the pumping system 14 by tubes of the catheter type, also compatible with those that are usually used for a CEC to form on the one hand the inlet portion 19 and the portion ejection 18 from the bypass circuit.
  • an intelligent and independent purge system allows the elimination of air, this system being known in the state of the art.
  • the tank has a shape and an arrangement that also make it possible to eliminate the bubbles, that is to say to evacuate them through the outlet pipe 30 of the tank 11 .
  • the pumping system 14 consists of a reservoir 11 for temporarily storing a volume of blood necessary for generating the flow blood and a piston 31 arranged with an actuator 10, of the linear motor type or any other equivalent means making it possible to transmit a front/rear linear translation movement to said piston 31 so as to vary the volume of said reservoir 11 and pump the blood .
  • Control means 40 are provided to automatically control the actuator 10.
  • a specific reservoir 11 as well as a specific membrane 41, actuated by the piston 31, will be described in the continued because they are advantageously implemented in the temporary circulatory assistance or replacement device for the heart 13 of a patient 12.
  • control means 40 controlling or controlling in particular the pumping system 14, are set up or implemented with a central unit 42 consisting of a computer, calculator or the like.
  • the object of the invention resides in the fact of having a reservoir 11 having a specific shape as well as a membrane 70, the upper surface 71 of which forms the surface of the base 60 of reservoir 11; said surface 71 being mounted to move under the action of an actuating means advantageously consisting of a circumferential insert 72 set in motion by the action of a jack 10 extended by a piston 31 .
  • This tank 11 thus has a pear shape with a wide base 60 of diameter d1 much greater than the diameter d2 at its top 61, with a slight reduction in this diameter d1 from the base 60 on a first elevation portion of the tank 11 then a significant/rapid decrease until the diameter d2 is reached.
  • the inlet duct 65 for the introduction of the sucked blood, is oriented upwards, ie in the direction of the top 61 of the reservoir 11, with an angle relative to this top 61 of between 30° and 70°.
  • this inlet duct 65 penetrates obliquely into the tank 11, that is with an angle relative to the surface of the tank of between 10° and 80°, this inlet duct 65 not being perpendicular to the surface of the reservoir 11 and advantageously as tangential as possible, i.e. at the smallest possible angle, less than 40° or even 30°.
  • Such designs are taken to avoid the risk of hemolysis and to evacuate air bubbles towards the top 61 .
  • the reservoir 11 comprises a membrane 70 fixed under the base 60 of the reservoir 11, the upper surface 71 of this membrane 70 forming the lower internal surface of the reservoir.
  • This membrane 70 is made of a flexible and elastic material, elastomer or other, at least at its face or its upper surface 71, corresponding to the lower internal surface of the reservoir 11.
  • the membrane 70 is entirely in one piece. same flexible and elastic material, such as an elastomer.
  • This membrane 70 houses a circumferential insert, not visible in the appended figures, provided with an actuating arm consisting of the piston 31, this piston 31 being fixed to a cylinder 10, hydraulic or pneumatic, able to move this insert linearly.
  • the piston 31 is fixed to a cylinder 10 thanks to a mechanical means 73 of engagement, fixing or connection to said cylinder 10.
  • each step of displacement of the cylinder 10 corresponds to an internal volume of the tank 11, this correspondence between the step of the cylinder 10 and the internal volume of the tank 11 being stored or recorded in the control means 40.
  • the insert With respect to an initial position in which the face or the upper surface 71 of the membrane 41 is not moved by the circumferential insert, corresponding to a maximum internal volume of the tank 11, the insert is moved under the action of the cylinder 10 of so that the upper surface 71 of the membrane 70 rises in the reservoir 11, thereby reducing the internal volume of the reservoir 11 .
  • the upper surface 71 of the membrane 70 rises into the reservoir 11 so as to reduce the internal volume and expel blood.
  • the internal volume of reservoir 11 is increased by descending or lowering the upper surface 71 of the membrane 70, in other words by lowering/lowering the circumferential insert 72.
  • the initial position of the upper surface 71 of the membrane 70 occupies its initial position when this surface 71 is flat (see for example Figures 11 and 12), at rest without any lifting action of the insert 72
  • This initial position of the membrane 70 or of its upper surface 71 corresponds to the internal volume of the reservoir 11, otherwise its maximum volume capacity.
  • the intake cannula 15 measures approximately 70 centimeters (cm) - between 60 and 80 cm - and is introduced at the level of the upper part of the leg, as can be see schematically in Figure 1: once introduced in full, it arrives in the immediate vicinity of the heart 13.
  • the admission cannula 15 comprises two guide elements or mandrels 80 making it possible to push the cannula 15 for the introduction of the latter 15 to its final position close to the heart 13 of the patient 12, one or the other of these mandrels 80 (depending on the desired length) being used.
  • This intake cannula 15 also comprises two septum piercing and suction tools 81, each having a slightly different shape from the other in order to facilitate the work of the operator on the one hand to pierce the septum then on the other hand to aspirate the blood of the patient 12.
  • This piercing of the septum is envisaged to evacuate the overflow of blood in the left ventricle, the blood risking entering the lungs which are close and thus causing a pulmonary embolism.
  • the guide elements 80 as well as the drilling and suction tools 81 are intended to be introduced into a side channel 82 fixed to the main body 83 of the inlet cannula 15.
  • This lateral channel 82 is fixed to the main body 83 by a plastic connection, using a metal connection insert or by any other suitable means.
  • a special feature of the inlet cannula 15 according to the invention lies in its ability to assume two states: a first so-called retracted state in which on the one hand the side channel 82 is present contiguous to the main body 83 of the cannula 15 and on the other hand the main body 83, which is in the form of a hollow element, is not filled with fluid.
  • the main body 83 is indeed a hollow longitudinal body which can be filled and emptied, via the end wire conduits 84, of a fluid, advantageously of a liquid.
  • the main body 83 comprises at its distal end 85, close to the heart 13 when disposed in the vena cava, a longitudinal suction opening 86 and at its opposite proximal end 87, an opening 88 to allow the aspirated blood to enter the portion intake 19 from the branch circuit to the reservoir 11 .
  • the piston 31 and its circumferential insert can rise so that the upper surface 71 of the membrane 70 up to near the top 61 of the reservoir 11 so as to empty the entirety of the latter 61 .
  • the main body 83 of the inlet cannula 15 also has the particularity of a plurality of side openings 89 - of the order of several tens - on the circumference of this body 83 from the opening of longitudinal suction 86.
  • connection elements 90 are visible in this figure 13 to be mounted on the proximal 87 and distal 85 ends of the main body 83. Note two connecting elements 91 between the main body and the side channel, these connecting elements 91 making it possible to complete the connection or the fixing between the main body 83 and the side channel 82.
  • a major feature of the invention resides in the ability of the intake cannula 15 according to the invention to adopt two states, one retracted and the other expanded.
  • the retracted state of the main body 83 with the suction channel 82 is maintained using a mechanical means 100 capable of destroying itself or resorb so as to automatically release the main body 83 and the side channel 82 to the expanded state.
  • this mechanical means 100 consists of a temporary casing in which are constrained the empty hollow main body 83 and the side channel 82 attached against said body 83 when in the retracted position.
  • the temporary envelope 100 has a breakable longitudinal line 101.
  • This breakable line 101 makes it possible to cut the envelope 100 into two substantially equal parts and to remove the envelope 100 by pulling on a portion accessible to the operator, directly the fact that the proximal end 87 of the cannula 15 is not inserted into the patient's body 12 or thanks to a protruding part of the casing 100, not shown in the appended figures, outside of said body 83 making it possible to withdraw said simply wraps by pulling on it.
  • the breakable line 101 is easily triggered by being primed at the proximal end 87 simply by pulling on the two parts of this temporary envelope 100 or even using a pulling net, not shown in the appended figures, to release the break line 101.
  • This divisible line 101 consists of a pre-processed tear line in terms of thickness, the nature of the material of the envelope and the pre-drillings of this line.
  • This tearing line 101 causes or allows a fragility allowing or authorizing the peeling of the temporary envelope into two or more parts if one has a plurality of such divisible lines 101 on the envelope 100.
  • the temporary envelope 100 is advantageously made of plastic.
  • this breakable line 101 is a means for releasing or removing this temporary envelope 100 maintaining the retracted state of the inlet cannula 15, but any other mechanical means can be envisaged making it possible to tear, cut and/or remove the temporary envelope 100 so as to allow or automatically authorize the expanded state of the admission cannula 15.
  • An object of the invention also resides in the fact of having a minimum of pressure sensors 50, 51, 52 to anticipate any risk of collapse at the level of the vena cava during the blood aspiration phase.
  • the pumping system 14 is controlled by the control means 40 and its central unit 42, in other words the flow of blood pumped by this system is controlled by the central unit 42.
  • the present invention thus provides for having at least a pressure sensor 50 at the inlet portion 19 of the bypass circuit, closest to the vena cava. Obviously, this pressure sensor 50 is connected to the central unit 42 / control means 40, that is to say that the central unit 42 instantly receives the measurements from/coming from this pressure sensor 50.
  • this pressure sensor 50 must have a measurement time constant of less than 20 milliseconds, advantageously less than 10 milliseconds, in order to detect very quickly and very regularly over time the blood pressure and any changes in the latter.
  • the central unit 42 has computer means in which two types of alert have been programmed in relation to the pressure detected in the intake portion 19 of the patient's blood bypass circuit 12. First of all, a threshold level in absolute value of pressure which, if it is reached, triggers a modification of the pumping of the blood, conventionally by decreasing the pumping rate. Then, the second alert consists of the acceleration/deceleration of the pressure, between two pressure measurements over time: again, if this threshold slope (of acceleration/deceleration) is reached, the blood aspiration is modified , conventionally by reducing or stopping it. Concerning the threshold slope, the predictive program of the evolution of the pressure conventionally uses the Reynold number or the Reynold wave.
  • Reynolds number is a dimensionless number used in fluid mechanics. This quantity makes it possible to characterize a flow, in particular the nature of its regime. It is thus possible to know if a flow is laminar, transient or turbulent. [100] At each pulse, an order of magnitude of the volume of blood taken is around 50 ml (millilitre) but this can go up to 100 ml, depending on the patient. A natural cardiac output is between 2.5 and 4.5 l/min/m 2 (liter per minute per square meter). In other words, the greater the surface area of a human body (and therefore its weight), the greater the blood circulation. In practice, to adjust the weight or the volume of blood to be aspirated at each pulse, the doctor considers the weight of the patient 12 and deduces the volume therefrom at each pulse.
  • the suction time is about 0.56 seconds so that a normal rate is about 90 ml/s (milliliter per second) or 5 l/min (liter per minute).
  • the doctor chooses a flow rate of 3 or 4 l/min. Thanks to the device according to the invention, it is possible to increase (or possibly reduce) the quantities of blood aspirated to correspond as closely as possible to the actual functioning of a heart, without risking a collapse at the level of the vena cava.
  • the evolution of venous pressures in the vena cava and the atrium is very complex due to the very low pressures (2 to 4 millimeters of mercury on average) and strong pressure variations in the near atrial zone.
  • the atrial pressure profile (right atrium) follows a curve with 3 maxima per cycle - with a maximum considered among these 3 maxima - corresponding to different events such as contractions of the right heart or relaxation of the tricuspid valves.
  • the admission of blood into the device according to the invention is offset with respect to the natural diastole by an offset equal to approximately 0.25 seconds.
  • the device according to the invention can operate with a quantity of physiological saline - adapted to its mixing in or with the blood of the patient 12 - present or not in the tank 11, when the aspiration is started in the bypass circuit. If this saline initially present in the reservoir 11 is provided, the operating cycle of the device according to the invention begins with the introduction of this quantity or part thereof into the body of the patient 12, this which amounts to slightly increasing the overall pressure in the patient's blood and therefore venous system 12. Whereas if the device begins to aspirate the patient's blood, without the presence of this quantity or this volume of saline in the reservoir
  • the flow rate can be measured very precisely thanks to the position of the piston 31 in the reservoir 11 .
  • Rq proportional to the flow.
  • R is directly proportional to the viscosity (Poiseuille's law in laminar).
  • the knowledge of the viscosity of the patient's blood 12 makes it possible to determine the pressure at one place in the circuit, in this case the patient's blood bypass circuit 12, knowing the pressure at another place in the circuit.
  • a third pressure sensor 52 is advantageously positioned in the ejection portion 18 of the bypass circuit so as to confirm or refine the calculated blood viscosity value of the patient 12.
  • This blood viscosity value of patient 12 exerts a direct influence on the absolute pressure and slope threshold values to be defined to warn of a risk of collapse at the level of the vena cava, that is to say where the patient's blood was drawn. It is easy to understand that the more the blood of a patient 12 is viscous, independently of the pressure, the greater the risk of collapse. In this case, the first and second alert values are modified/lowered to integrate this characteristic into the risk of collapse at the level of the vena cava.
  • the insert 72 used to move the upper surface 71 of the membrane 70 can take any shape or any way as long as it allows this surface 71 or membrane 70 to be moved by increasing or decreasing the internal volume of the reservoir of a constant volume for each step of cylinder 10 / piston 31 / insert 72.
  • the use of the verb “to comprise”, “to understand” or “to include” and of its conjugated forms does not exclude the presence of other elements or other steps than those set out in a claim.

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Abstract

L'invention concerne un dispositif d'assistance ou de suppléance circulatoire temporaire du cœur d'un patient, le réservoir (11) présentant une forme de poire avec une base de diamètre large d1 se réduisant dans sa hauteur pour aboutir à un sommet de faible diamètre d2 de telle sorte que di est au moins égal à quatre fois d2, soit d1 > 4d2, et une membrane (70) déformable est fixée sous la base (60) du réservoir (11), ladite membrane (70) présentant une surface supérieure mobile sous l'action d'un moyen d'actionnement de manière à augmenter ou à réduire le volume interne du réservoir (11), la membrane (70) formant une des surfaces du réservoir (11) à volume interne variable, ladite surface supérieure s'étendant, dans un état initial, suivant le plan de la base (60) du réservoir (11).

Description

Description
Titre : Dispositif d’assistance ou de suppléance du cœur.
[Domaine technique.
[1 ] La présente invention a pour objet un dispositif d’assistance ou de suppléance du cœur.
[2] L’invention porte ainsi sur un dispositif d’assistance ou de suppléance du cœur comportant ou utilisant une telle canule d’admission et d’éjection. Le terme assistance est utilisée lorsqu’une partie du sang arrivant au cœur est prélevé tandis que le terme de suppléance est utilisé lorsque la totalité, ou quasi-totalité (> 90%), du sang arrivant au cœur est prélevé par le dispositif de suppléance du cœur.
[3] Elle concerne le domaine technique des dispositifs utilisés pour une assistance/suppléance circulatoire extracorporelle qui maintiennent une hémodynamique compatible avec la vie, dans le cadre d'une défaillance du muscle cardiaque menaçant le pronostic vital du patient, suite à une insuffisance cardiaque (insuffisance coronarienne et/ou une maladie cardio-vasculaire, ou autre pathologie associée).
Etat de la technique.
[4] Une grave insuffisance cardiaque, ou l'incapacité du cœur d'une personne à pomper suffisamment de sang pour satisfaire aux besoins de son corps, constitue la cause d'une très mauvaise qualité de vie, de coûts très élevés de traitements médicaux et de mortalité pour des centaines de milliers de patients chaque année. De nombreuses interventions pharmacologiques, biologiques et sous forme de dispositifs ont été conçus pour traiter cette maladie mais, malgré ces efforts, l'insuffisance cardiaque reste un problème majeur de la santé publique.
[5] Le système cardiovasculaire est un circuit hydraulique fermé, sous pression, tapissé intérieurement par les cellules endothéliales. L'endothélium est soumis continuellement aux forces tangentielles du stress de cisaillement (« shear stress ») qui sont indispensables au maintien de la fonction endothéliale comprenant le tonus vasculaire par la synthèse d'oxyde nitrique (NOS), la coagulation du sang, la réponse inflammatoire, l'athérosclérose, l'angiogenèse et l'apoptose.
[6] La circulation extra-corporelle (en abrégé CEC) est un dispositif médical utilisé en remplacement du cœur et éventuellement ou de préférence des poumons dans les blocs opératoires, les laboratoires de cathétérisme cardiaque ou les unités de soins intensifs, pour des patients en pédiatrie ou adultes.
[7] En tant que source d'énergie, une console ou une unité centrale de CEC comporte un modèle mathématique conçu à partir de lois physiques régissant le déplacement d'un fluide dans un circuit fermé.
[8] Ce circuit est concrètement composé d'une pompe, d'un échangeur thermique, d'un débitmètre, d'un analyseur des gaz et d'électrolytes sanguins, d'un enregistreur de pression ainsi que de matériel biocompatible comme les tubulures, les canules artérielle et veineuse, le réservoir veineux, l'oxygénateur, le filtre artériel. Habituellement une pompe centrifuge ou péristaltique est utilisée comme pompe de tête artérielle et quatre autres pompes péristaltiques sont utilisées pour l'aspiration de la cardiotomie, la circulation des chambres cardiaques, l'administration de la cardioplégie et une pompe de secours.
[9] La CEC est nécessaire pour maintenir la perfusion des organes et les fonctions métaboliques lors de la cardioplégie chirurgicale ou pour assister le muscle cardiaque défaillant jusqu'à sa récupération ou comme relais avant la transplantation.
[10] Le cœur a pour fonction de distribuer le sang dans l'organisme pour transporter l'oxygène et les nutriments nécessaires au fonctionnement des différents organes.
Il est divisé en deux parties, le cœur droit qui reçoit par les veines caves le sang veineux (appauvri en oxygène) et qui l'envoie par l'artère pulmonaire vers le système respiratoire (ou il est rechargé en oxygène), et le cœur gauche qui reçoit par les veines pulmonaires le sang oxygéné pour l'éjecter par l'aorte vers les différents organes.
[11 ] Les contractions du muscle cardiaque (pompe) permettent de générer un débit sanguin dans l'organisme. Elles permettent un asservissement continu du débit sanguin aux besoins physiologiques de l'organisme (par exemple, elles augmentent en fréquence avec l'effort physique).
[12] Les artères coronaires irriguent en permanence le muscle cardiaque et assurent son oxygénation et son apport énergétique autorisant sa fonction de pompage.
[13] Lorsque ces artères se rétrécissent (induits par les facteurs de risque du type l'hypercholestérolémie, hypertension, tabac, diabète et autres), le muscle cardiaque n'est plus suffisamment irrigué donc oxygéné et il peut se nécroser. La conséquence majeure de cette insuffisance coronarienne se caractérise principalement par l'incapacité du muscle cardiaque à générer un débit sanguin adapté aux besoins vitaux de l'organisme.
[14] En présence d'une défaillance du muscle cardiaque (en cas d' infarctus du myocarde par exemple), il est nécessaire de suppléer temporairement à la fonction de pompage dudit muscle cardiaque par un système mécanique d'assistance circulatoire.
[15] Parmi les systèmes d'assistance circulatoire actuellement utilisés, on connaît les dispositifs de circulation extracorporelle permettant de court-circuiter le cœur défaillant en utilisant une pompe asservie placée à l'extérieur du corps, qui reçoit le sang au niveau des veines cave et l'injecte au niveau de l'aorte, pour générer mécaniquement un débit sanguin continu compatible avec les besoins vitaux de l'organisme.
[16] Bien que ces systèmes aient démontré leur efficacité dans leurs fonctions d'assistance circulatoire conventionnelle, ils ne sont pas satisfaisants:
- il n'y a pas de modularité possible en fonction de la pathologie traitée, seule une mise en place cœur droit / cœur gauche est offerte ;
- l' intégration d'une oxygénation externe peut-être obligatoire ;
- les composants de ces systèmes d'assistance sont stériles, prémontés et préconditionnés. En raison de ce type de montage, la modularité possible patient et/ou pathologie demeure limitée ; - la mise en place de ces dispositifs est complexe. Elle requiert une intervention chirurgicale lourde, dans un bloc opératoire, entourée de ressources humaines spécialisées que l'on ne trouve que dans les grands centres hospitaliers et qui disposent d'un plateau technique avancé ;
- l'encombrement au sol est très important ;
- le prix d'achat est très élevé ;
- la possibilité de contrainte mécanique sur les éléments figurés du sang (par exemple les globules rouges) avance un risque non négligeable d'hémolyse ;
- l'asservissement du débit sanguin généré ne tient pas compte de la physiologie du patient ;
- enfin, il est extrêmement important de pouvoir aspirer et éjecter l’exact quantité de sang nécessaire, et au moment précis où cette quantité aspirée ou injectée est souhaitée pour le bien du patient.
[17] La présente demande entend en premier lieu proposer une solution à cette dernière problématique, ce que les CEC actuels ne peuvent réaliser efficacement, étant entendu que le débit de sang dans de tels CEC est important, voire très important, d’au moins 2 à 3 litres par minute. Autrement dit, le dispositif selon l’invention a pour but premier de permettre de meilleures performances et une précision accrue du pompage dans le cas de l'assistance circulatoire.
[18] On peut considérer que les documents FR 2872707 et FR 2969498 constituent l’état de la technique que la présente invention cherche à améliorer. Le document FR 2458288 peut également constituer un état de la technique.
[19] L’invention vise à remédier à cet état des choses.
[20] Elle a également pour but de permettre une mise en place modulable selon la défaillance de la fonction génératrice de débit sanguin, un système d'oxygénation n'étant pas nécessairement intégré au dispositif objet de l'invention.
[21 ] L'invention a également pour but de permettre l'utilisation du dispositif objet de l'invention sans recours nécessaire à une intervention chirurgicale lourde et en bloc opératoire. De cette façon, le dispositif objet de l'invention peut être employé aussi bien dans un bloc opératoire que dans une salle d'angioplastie coronaire et/ou vasculaire ou une unité de soin intensif et/ou réanimation.
[22] L'invention a également pour but de faciliter l'adaptation du système objet de l'invention aux différents types de pathologies rencontrées et à la situation clinique du patient pour conserver une hémodynamique compatible avec la vie dudit patient.
[23] L'invention a également pour but de minimiser les contraintes mécaniques sur les éléments figurés du sang.
[24] Un autre objectif essentiel est de proposer une solution technique plus efficace .
[25] Un objectif complémentaire est de proposer une solution technique plus simple et facile à gérer pour le ou les opérateurs.
[26] L'invention a également pour but de proposer un dispositif d'assistance circulatoire de conception simple, mobile, facile de mise en œuvre, d'utilisation, contribuant ainsi à une diminution significative des coûts associés.
[27] L'invention a également pour but de proposer un dispositif d'assistance circulatoire de conception simple, mobile, facile de mise en œuvre, d'utilisation, contribuant ainsi à une diminution significative des coûts associés.
Présentation de l’invention.
[28] Il a ainsi été constaté par la demanderesse, après diverses expériences et manipulations, qu’il est particulièrement intéressant de proposer un réservoir de forme spécifique ainsi qu’une membrane, formant une paroi dudit réservoir, mobile sous l’action d’un moyen d’actionnement de sorte que chaque pas de déplacement de ce moyen d’actionnement correspond exactement à un volume interne du réservoir. Bien entendu, cette membrane mobile va s’adapter, lors de son déplacement, aux parois internes du réservoir.
[29] La solution proposée par l’invention est un dispositif d’assistance ou de suppléance circulatoire temporaire du cœur d’un patient, le dispositif comportant un circuit de dérivation du sang arrivant au cœur pour l’amener en sortie du cœur du patient, le circuit de dérivation utilisant des tubes reliant entre eux les éléments suivants dudit dispositif : - au niveau de la portion d’admission du circuit de dérivation, une canule d’admission destinée à être introduite dans une veine cave du patient pour prélever du sang à partir du système veineux,
- au niveau de la portion d’éjection du circuit de dérivation, une canule d’éjection destinée à être introduite dans l’aorte ou l’artère pulmonaire du patient pour injecter le sang dans le système artériel du patient,
- un système de pompage comportant un réservoir à volume interne variable, situé entre la portion d’admission et la portion d’éjection, pour l’admission du sang prélevé puis l’éjection de ce sang, ledit système de pompage étant commandé par des moyens de commande de sorte que le pompage du sang, depuis son admission jusqu’à son éjection, tient compte en temps réel des besoins physiologiques du patient et de l’état hémodynamique dudit patient, le système de pompage comportant au moins un premier capteur de pression, relié aux moyens de commande, disposé dans le circuit de dérivation du sang.
[30] Le dispositif est remarquable en ce que le réservoir présente une forme de poire avec une base de diamètre large d1 se réduisant dans sa hauteur pour aboutir à un sommet de faible diamètre d2 de telle sorte que d1 est au moins égal à quatre fois d2, soit d1 > 4d2, et en ce qu’une membrane déformable est fixée sous la base du réservoir, ladite membrane présentant une surface supérieure mobile sous l’action d’un moyen d’actionnement de manière à augmenter ou à réduire le volume interne du réservoir, la membrane formant une des surfaces du réservoir à volume interne variable, ladite surface supérieure s’étendant, dans un état initial, suivant le plan de la base du réservoir, dans lequel la portion d’admission (19) pénètre dans le réservoir (11 ), via un conduit d’entrée (65), orientée obliquement suivant un angle compris entre 10° et 60° par rapport à la surface du réservoir (11 ) et de manière ascendante - soit vers le susdit sommet (61 ) - suivant un angle compris entre 10° et 50°.
[31 ] On entend par le terme de « poire » relativement à la forme du réservoir le fait que ce réservoir présente un diamètre d1 relativement élevé à sa base, ce diamètre d1 se réduisant en hauteur - selon l’extension du réservoir qui est posé ou orienté verticalement, avec sa base dans sa partie inférieure - faiblement dans les premiers millimètres puis fortement pour aboutir au sommet et son diamètre d2. Ce réservoir est avantageusement symétrique par rapport à un plan vertical passant par le centre de sa base et de son sommet.
[32] Grâce au selon l’invention, le dispositif selon l’invention contrôle très précisément la vitesse d’aspiration et d’éjection du sang du patient ainsi que les quantités aspirées et éjectées.
[33] D’autres caractéristiques avantageuses de l’appareil objet de l’invention sont listées ci-dessous. Chacune de ces caractéristiques peut être considérée seule ou en combinaison avec les caractéristiques remarquables définies ci-dessus. Chacune de ces caractéristiques contribue, le cas échéant, à la résolution de problèmes techniques spécifiques définis plus avant dans la description et auxquels ne participent pas nécessairement les caractéristiques remarquables définies ci-dessus. Ces dernières peuvent faire l’objet, le cas échéant, d’une ou plusieurs demandes de brevet divisionnaires :
[34] Selon un mode d’exécution avantageux, le moyen d’actionnement de la membrane est un vérin, chaque pas du vérin correspondant à un volume interne du réservoir. Le vérin agit sur la membrane via un insert circonférentiel.
[35] Avantageusement, la membrane déformable consiste en un élastomère, de préférence ladite membrane consiste en un silicone.
[36] Avantageusement, la portion d’admission pénètre dans le réservoir, via un conduit d’entrée, orientée obliquement suivant un angle compris entre 30° et 50°, par rapport à la surface du réservoir et de manière ascendante - soit vers le susdit sommet - suivant un angle compris entre 20° et 40°.
[37] De préférence, la portion d’éjection pénètre dans le réservoir, via un conduit de sortie, par le sommet de sorte que le conduit de sortie présente comme diamètre le diamètre d2.
[38] Grâce à cette caractéristique, associée à celle du réservoir et du conduit d’entrée, les bulles éventuellement générer lors de l’entrée du sang dans le réservoir ou lors de son aspiration seront conduites naturellement à s’échapper par le conduit d’éjection et éliminer dans ou par un circuit d’extraction propre.
[39] Avantageusement, le réservoir est disposé verticalement, la base s’étendant suivant un plan horizontal, et le conduit de sortie étant situé symétriquement, suivant un plan perpendiculaire et vertical par rapport au plan d’extension de la base, au sommet du réservoir.
[40] Bien entendu, cette orientation verticale du réservoir associée à la présence du conduit d’éjection au sommet du réservoir contribuent à l’élimination efficace des bulles d’air susceptibles d’apparaître dans le circuit de dérivation du sang.
[41 ] Avantageusement, le volume interne du réservoir est compris entre 80 cm3 et 120 cm3, de préférence compris entre 95 cm3 et 105 cm3.
[42] Selon un mode d’exécution préféré, le réservoir comprend au moins deux languettes destinées à venir en prise sur un socle pour la fixation du réservoir.
[43] Avantageusement, le diamètre d2 est compris entre 4 et 7 centimètres, de préférence entre 5 et 6 centimètres.
[44] Selon un mode d’exécution préféré, le premier capteur de pression est disposé dans la portion d’admission et en ce que ce capteur de pression présente une constante de temps de mesure inférieure à 20 millisecondes, de préférence inférieure à 10 millisecondes, de manière à ce que les moyens de commande modulent ou arrêtent le pompage du sang prélevé lorsque la pression détectée par le capteur atteint une valeur de pression de seuil et/ou que la pression augmente/diminue au-delà ou en dessous d’une pente d’accélération/décélération de pression de seuil.
[45] Avantageusement, le premier capteur de pression est situé dans ou sur la canule d’admission, à une distance d’au plus 15 centimètres de l’extrémité proximale de ladite canule, ou dans le circuit de dérivation entre la canule d’admission et le système de pompage.
[46] En effet, en utilisant l’information de pression provenant du premier capteur et l’information de pression provenant du deuxième capteur, on peut calculer, selon une méthode connue de l’homme du métier, la viscosité du sang au niveau de la veine cave, c’est-à-dire à l’endroit où l’emplacement de prélèvement du sang.
[47] Avantageusement, le système de pompage comprend un troisième capteur de pression situé dans la portion d’éjection. [48] Cette troisième mesure de la pression du sang permet d’affiner la mesure de la viscosité du sang du patient, cette viscosité étant utilisée pour minorer ou majorer légèrement les deux valeurs de seuils (absolue et pente d’accélération).
[49] Selon une possibilité avantageuse de l’invention, le système de pompage comporte également un système d’oxygénation du sang, de préférence ce système d’oxygénation du sang permettant l’oxygénation du sang au niveau de la portion d’éjection
[50] Avantageusement, l’extrémité distale de la canule d’admission est située à une distance d’au plus 5 centimètres de l’oreillette droite du cœur l’extrémité distale de la canule d’admission est située à une distance d’au plus 5 centimètres de l’oreillette droite du cœur.
[51 ] La présente invention porte également sur une canule d’admission d’un dispositif d’assistance ou de suppléance temporaire du cœur d’un patient, la canule d’admission étant destinée à être introduite au moins partiellement dans une veine cave du patient jusqu’à une position finale de prélèvement du sang à partir du système veineux grâce à un système de pompage auquel est reliée ladite canule d’admission, la canule comprenant :
- un corps principal longiligne flexible d’aspiration du sang, et
- un canal latéral notamment pour l’introduction d’un mandrin de guidage destiné à permettre d’amener la canule d’admission dans sa position finale pour l’aspiration du sang, le corps principal et le canal latéral étant fixé l’un à l’autre, caractérisée en ce que :
- le corps principal est au moins creux sur sa portion distale dans laquelle ledit corps comporte au moins un orifice d’aspiration du sang, la portion distale présentant un diamètre dr lorsque ladite portion distale n’est pas remplie, et
- le canal latéral est amené dans une position initiale contre le corps principal constituant ainsi une première position rétractée, et
- ladite position rétractée est maintenue par une enveloppe temporaire logeant ledit corps principal et ledit canal jusqu’à ce que la position finale de la canule, dans laquelle l’enveloppe temporaire, une fois retirée, autorise le corps principal et le canal latéral à occuper une deuxième position développée dans laquelle le canal latéral est dorénavant distant du corps principal et la portion distale dudit corps principal est remplie d’un fluide de sorte que la portion distale présente un diamètre dd.
[52] Avantageusement, l’enveloppe temporaire comporte au moins une ligne de déchirement préformée permettant de déchirer ladite enveloppe puis de la retirer.
[53] De préférence, le diamètre dd est au moins égal à deux fois le diamètre dr (dd > 2dr), de préférence est égal à au moins trois fois le diamètre dr (dd > 3dr).
[54] Selon un mode avantageux de réalisation, le corps principal est creux sur toute sa longueur de sorte que ledit corps principal présente un diamètre dr sur toute sa longueur lorsque ledit corps n’est pas rempli de fluide.
[55] Selon un mode d’exécution avantageux, le canal latéral est fixé au corps principal dans la position développée. Ainsi, le canal latéral est toujours relié et fixé au corps principal, qu’il se trouve dans sa position rétractée ou dans sa position développée.
[56] Avantageusement, le corps principal comprend une pluralité d’orifices d’aspiration du sang, un orifice d’extrémité et une pluralité d’orifices latéraux disposés sur la circonférence du corps principal.
[57] Très avantageusement, une tige de perçage du septum, ladite tige étant introduite dans le canal latéral lorsque ce canal est dans sa position développée.
[58] Grâce au canal latéral de la canule, on peut introduire une tige de perçage du septum. A l’heure actuelle, avec les canules de l’état de la technique, lors des ECMO (Extracorporeal membrane oxygenation), dès que le cœur s’arrête, les cliniciens sont obligés d’introduire une canule dans le l’oreillette gauche pour le décharger (décharge gauche pour éviter le risque d’œdème pulmonaire). Grâce à cette tige de perçage et au canal latéral, le sang de la décharge gauche sera réinjecté dans le circuit de circulation/dérivation du sang du dispositif d’assistance et de suppléance du cœur.
[59] De préférence, le corps principal est en plastique ou en élastomère. [60] Avantageusement, le fluide remplissant la portion distale du corps principal ou le corps principal consiste en un liquide, de préférence consiste en de l’eau.
Brève description des figures.
[61 ] D’autres avantages et caractéristiques de l’invention apparaîtront mieux à la lecture de la description d’un mode de réalisation préféré qui va suivre, en référence aux dessins annexés, réalisés à titre d’exemples indicatifs et non limitatifs et sur lesquels :
[Fig. 1 ] est une vue schématique du dispositif d’assistance ou de suppléance circulatoire temporaire du cœur d’un patient selon l’invention.
[Fig. 2] est une représentation d’un mode de réalisation du réservoir du dispositif d’assistance ou de suppléance circulatoire temporaire du cœur d’un patient selon l’invention.
[Fig. 3] est une vue de côté du réservoir de la figure 2.
[Fig. 4] est une autre vue de côté, selon un autre angle, du réservoir de la figure 2.
[Fig. 5] est une vue de dessous du réservoir visible sur la figure 2.
[Fig. 6] est une vue schématique de dessus du réservoir visible sur la figure 2.
[Fig. 7] est une représentation du réservoir de la figure 2 relié ou disposé dans un socle de maintien.
[Fig. 8] est une vue du socle de maintien servant à maintenir le réservoir dans une position verticale, depuis sa base à son sommet.
[Fig. 9] est une vue schématique en coupe de la membrane montée sur le piston, la membrane étant alors dans sa position initiale ou au repos.
[Fig. 10] est une vue schématique montrant la surface supérieure de la membrane s’élevant sous l’action de l’insert circonférentiel lui-même actionné par le piston et le vérin.
[Fig. 11 ] est une vue schématique de dessous de la membrane montée sur le piston. [Fig. 12] est une vue en coupe de la membrane avec son insert circonférentiel monté ou installé dans une cavité dédiée de la membrane.
[Fig. 13] est une représentation d’un mode de réalisation des différents éléments constitutifs d’une canule d’admission du dispositif d’assistance ou de suppléance circulatoire temporaire du cœur d’un patient selon l’invention.
[Fig. 14] est une vue illustrant la canule d’admission dans son enveloppe temporaire ainsi qu’une indication de sa libération pour le déploiement de la canule d’admission.
Description des modes de réalisation.
[62] La présente invention va être décrite dans la suite en lien avec un dispositif d’assistance circulatoire temporaire pour le cœur du type utilisant un vérin 10 à déplacement linéaire pour aspirer et éjecter le sang dans un réservoir 11 .
[63] Le dispositif objet de l'invention est destiné à être utilisé lors d'une situation hémodynamique dégradée menaçant directement le pronostic vital du patient 12 (Pression de perfusion - PF - tissulaire inférieure à 50 mm Hg) . Il permet d'assister ou de suppléer le cœur 13 d'un patient 12.
[64] En se référant à la figure 1 ou 2, le dispositif objet de l'invention comporte un système de pompage permettant de suppléer partiellement ou totalement le muscle cardiaque en admettant une quantité suffisante de sang durant la phase de diastole du cycle cardiaque et en la réinjectant durant la phase de systole dudit cycle.
[65] L'opérateur introduit une canule d'admission 15 apte à prélever le sang dans le système veineux du patient 12 et une canule d'éjection 16 apte à injecter le sang dans le système artériel dudit patient 12. Nous verrons dans la suite qu’une canule d’admission 15 spécifique est avantageusement utilisée dans le cadre de la présente invention. Néanmoins, les canules d'admission 15 et d'éjection 16 que l'on utilise habituellement sur le marché de la circulation extra-corporelle (CEC) sont aussi compatibles avec l'invention.
[66] L'opérateur peut effectuer: - une mise en place cœur gauche / cœur gauche pour une assistance partielle en cas de défaillance du cœur gauche, en positionnant la canule d'admission 15 au niveau de l'oreillette gauche et la canule d'éjection 16 au niveau de l'aorte ;
- une mise en place cœur droit / cœur droit pour une assistance partielle en cas de défaillance du cœur droit, en positionnant la canule d'admission 15 au niveau d'une veine cave et la canule d'éjection 16 au niveau l'artère pulmonaire (figure 1 ou 2) ;
- une mise en place cœur droit / cœur gauche en cas de défaillance du cœur droit et du cœur gauche, en positionnant la canule d'admission 15 au niveau d'une veine cave et la canule d'éjection 16 au niveau de l'aorte. Dans ce dernier cas, les poumons sont également court-circuités et un système d'oxygénation 17, est placé dans le circuit de dérivation pour éliminer le CO2 du sang et le charger en O2 avant de le réinjecter dans l'organisme. Ce système d’oxygénation 17 est avantageusement disposé après le réservoir 11 , soit sur la portion d’éjection 18 du circuit de dérivation.
[67] Les canules 15, 16 peuvent être mises en place par voie percutanée, dans une salle de cathétérisme cardiaque et/ou vasculaire ou dans une unité de soins intensifs, en les introduisant par un vaisseau sanguin périphérique et en les amenant à proximité du cœur 13, au niveau des veines ou des artères visées. Elles peuvent également être mises en place par voie chirurgicale dans un bloc chirurgical.
[68] Ces canules 15, 16 sont reliées au système de pompage 14 par des tubes du type cathéter, aussi compatibles avec ceux que l'on utilise habituellement pour une CEC pour former d’une part la portion d’admission 19 et la portion d’éjection 18 du circuit de dérivation.
[69] Associé à ce système de tube des portions 18, 19, un système intelligent et indépendant de purge permet l'élimination de l'air, ce système étant connu dans l’état de la technique. Comme nous le verrons dans la suite, le réservoir présente une forme et une disposition permettant également d’éliminer les bulles, c’est-à- dire de les évacuer par le conduit de sortie 30 du réservoir 11 .
[70] Le système de pompage 14 est constitué d'un réservoir 11 permettant de stocker momentanément un volume de sang nécessaire à la génération du débit sanguin et d'un piston 31 agencé avec un actionneur 10, du type moteur linéaire ou tout autre moyen équivalent permettant de transmettre un mouvement de translation linéaire avant/arrière audit piston 31 de manière à faire varier le volume dudit réservoir 11 et pomper le sang. Des moyens de commande 40 sont prévus pour piloter automatiquement l'actionneur 10. De la même manière que pour la canule d’admission 15, un réservoir 11 spécifique ainsi qu’une membrane 41 spécifique, actionnée par le piston 31 , seront décrits dans la suite car implémentés de manière avantageuse dans le dispositif d’assistance ou de suppléance circulatoire temporaire du cœur 13 d’un patient 12.
[71 ] Les moyens de commande 40, contrôlant ou commandant en particulier le système de pompage 14, sont mis en place ou en œuvre avec une unité centrale 42 consistant en un ordinateur, calculateur ou analogue.
[72] Dans le cadre de la présente demande, l’objet de l’invention réside dans le fait de disposer d’un réservoir 11 présentant une forme spécifique ainsi qu’une membrane 70, dont la surface supérieure 71 forme la surface de la base 60 du réservoir 11 ; ladite surface 71 étant montée mobile sous l’action d’un moyen d’actionnement consistant avantageusement en un insert circonférentiel 72 mis en mouvement par l’action d’un vérin 10 prolongé d’un piston 31 .
[73] Les figure annexées illustrent un mode de réalisation préféré du réservoir.
[74] Les figures annexées illustrent un mode de réalisation préféré du réservoir.
[75] Ce réservoir 11 présente ainsi une forme de poire avec une base 60 large de diamètre d1 très supérieur au diamètre d2 à son sommet 61 , avec une diminution légère de ce diamètre d1 depuis la base 60 sur une première portion d’élévation du réservoir 11 puis une diminution importante/rapide jusqu’à atteindre le diamètre d2. Le conduit d’entrée 65, pour l’introduction du sang aspiré, est orienté de manière ascendante, soit en direction du sommet 61 du réservoir 11 , avec un angle par rapport à ce sommet 61 compris entre 30° et 70°. Par ailleurs, ce conduit d’entrée 65 pénètre de manière oblique dans le réservoir 11 , soit avec un angle par rapport à la surface du réservoir compris entre 10° et 80°, ce conduit d’entrée 65 n’étant pas perpendiculaire à la surface du réservoir 11 et avantageusement le plus tangentielle possible, soit suivant un angle le plus petit possible, inférieur à 40° voire 30°. De telles conceptions sont prises pour éviter les risques d’hémolyse et évacuer les bulles d’air vers le sommet 61 .
[76] Au sommet 61 du réservoir 11 pénètre le conduit de sortie ou d’éjection 62, avec donc son diamètre d2. Le réservoir 11 est disposé verticalement, reposant sur sa base 60 et son sommet 61 constitue ou détermine la hauteur dudit réservoir 11. Le réservoir 11 dispose ici de deux oreilles 66 permettant de bloquer mécaniquement, par rotation dans une fente de blocage 67, le réservoir 11 sur un socle 68, visible sur la figure 6.
[77] Enfin, le réservoir 11 comporte une membrane 70 fixée sous la base 60 du réservoir 11 , la surface supérieure 71 de cette membrane 70 formant la surface interne inférieure du réservoir. Cette membrane 70 est en un matériau flexible et élastique, élastomère ou autre, au moins au niveau de sa face ou de sa surface supérieure 71 , correspondant à la surface interne inférieure du réservoir 11. De manière avantageuse, la membrane 70 est intégralement en un même matériau flexible et élastique, tel qu’un élastomère. Cette membrane 70 loge un insert circonférentiel, non visible sur les figures annexées, doté d’un bras d’actionnement consistant en le piston 31 , ce piston 31 étant fixé à un vérin 10, hydraulique ou pneumatique, apte à déplacer linéairement cet insert. Le piston 31 est fixé à un vérin 10 grâce à un moyen mécanique 73 d’engagement, de fixation ou de connexion audit vérin 10.
[78] Ainsi, chaque pas de déplacement du vérin 10 correspond à un volume interne du réservoir 11 , cette correspondance entre le pas du vérin 10 et le volume interne du réservoir 11 étant stockée ou enregistrée dans les moyens de commande 40. Par rapport à une position initiale dans laquelle la face ou la surface supérieure 71 de la membrane 41 n’est pas déplacée par l’insert circonférentiel, correspondant à un volume interne maximum du réservoir 11 , l’insert est déplacé sous l’action du vérin 10 de sorte que la surface supérieure 71 de la membrane 70 s’élève dans le réservoir 11 , réduisant de fait le volume interne du réservoir 11 . Comme le montre la figure 10, la surface supérieure 71 de la membrane 70 s’élève dans le réservoir 11 de manière à réduire la volume interne et expulser du sang. Lorsqu’au contraire, on cherche à aspirer du sang le vérin 10, via le piston 31 et l’insert circonférentiel 72, on augmente le volume interne du réservoir 11 en descendant ou en abaissant la surface supérieure 71 de la membrane 70, autrement dit en abaissant/descendant l’insert circonférentiel 72.
[79] La position initiale de la surface supérieure 71 de la membrane 70 occupe sa position initiale lorsque cette surface 71 est plane (cf. par exemple les figures 11 et 12), au repos sans aucune action d’élévation de l’insert 72. Cette position initiale de la membrane 70 ou de sa surface supérieure 71 correspond au volume interne du réservoir 11 , autrement sa capacité maximale volumique.
[80] Compte tenu de la nature de la membrane 70 et de la forme de l’insert circonférentiel 72, lors de l’élévation de la surface supérieure de la membrane 70, les contours de cette dernière 70 suivent les parois internes du réservoir 11 de manière étanche à tout liquide.
[81 ] Selon un autre aspect avantageux de l’invention, la canule d’admission 15 mesure environ 70 centimètres (cm) - entre 60 et 80 cm - et est introduite au niveau de la partie supérieure de la jambe, comme on peut le voir schématiquement sur la figure 1 : une fois introduite en totalité, elle arrive à proximité immédiate du cœur 13.
[82] Sur la figure 13 sont visibles les différents éléments composant une telle canule d’admission 15, certains en double ou selon deux variantes de réalisation.
[83] La canule d’admission 15 comporte deux éléments ou mandrins de guidage 80 permettant de pousser la canule 15 pour l’introduction de celle-ci 15 jusqu’à sa position finale proche du cœur 13 du patient 12, l’un ou l’autre de ces mandrins 80 (en fonction de la longueur souhaitée) étant utilisé.
[84] Cette canule d’admission 15 comporte également deux outils de perçage et d’aspiration 81 du septum, chacun présentant une forme légèrement différente de l’autre afin de faciliter le travail de l’opérateur d’une part pour percer le septum puis d’autre part pour aspirer le sang du patient 12. Ce perçage du septum est envisagé pour évacuer le trop-plein de sang dans le ventricule gauche, le sang risquant de pénétrer dans les poumons qui sont proches et ainsi provoquer une embolie pulmonaire.
[85] Les éléments de guidage 80 ainsi que les outils de perçage et d’aspiration 81 sont destinés à être introduit dans un canal latéral 82 fixé au corps principal 83 de la canule d’admission 15. Ce canal latéral 82 est fixé au corps principal 83 par liaison plastique, à l’aide d’un insert de liaison en métal ou par tous autres moyens adapté.
[86] Une particularité de la canule d’admission 15 selon l’invention réside dans sa capacité à prendre deux états : un premier état dit rétracté dans lequel d’une part le canal latéral 82 est présent contigu au corps principal 83 de la canule 15 et d’autre part le corps principal 83, se présentant sous la forme d’un élément creux, n’est pas rempli de fluide.
[87] Le corps principal 83 est en effet un corps longitudinal creux qui peut se remplir et se vider, via les conduits filaires d’extrémité 84, d’un fluide, avantageusement d’un liquide. Le corps principal 83 comporte à son extrémité distale 85, proche du cœur 13 lorsque disposé dans la veine cave, une ouverture d’aspiration longitudinale 86 et à son extrémité proximale 87 opposée, une ouverture 88 pour autoriser le sang aspiré à pénétrer dans la portion d’admission 19 du circuit de dérivation jusqu’au réservoir 11 .
[88] Le piston 31 et son insert circonférentiel peuvent remonter de sorte que la surface supérieure 71 de la membrane 70 jusqu’à proximité du sommet 61 du réservoir 11 de manière à vider l’intégralité de ce dernier 61 .
[89] Le corps principal 83 de la canule d’admission 15 présente également la particularité d’une pluralité d’ouvertures latérales 89 - de l’ordre de plusieurs dizaines - sur la circonférence de ce corps 83 à partir de l’ouverture d’aspiration longitudinale 86.
[90] Par ailleurs, des éléments de connexion 90 sont visibles sur cette figure 13 pour être montés sur les extrémités proximale 87 et distale 85 du corps principal 83. On peut noter deux éléments de raccord 91 entre le corps principal et la canal latéral, ces éléments de raccord 91 permettant de compléter la liaison ou la fixation entre le corps principal 83 et le canal latéral 82.
[91 ] Comme énoncé précédemment, une particularité majeure de l’invention réside dans la capacité de la canule d’admission 15 selon l’invention a adopté deux états, l’un rétracté et l’autre développé. L’état rétracté du corps principal 83 avec le canal d’aspiration 82 est maintenu à l’aide d’un moyen mécanique 100 apte à se détruire ou se résorber de manière à libérer automatiquement le corps principal 83 et le canal latéral 82 vers l’état développé. En l’espèce, ce moyen mécanique 100 consiste en une enveloppe temporaire dans laquelle sont contraints le corps principal 83 creux vide et le canal latéral 82 rapporté contre ledit corps 83 lorsqu’on position rétractée.
[92] L’enveloppe temporaire 100 comporte une ligne longitudinale sécable 101. Cette ligne sécable 101 permet de découper l’enveloppe 100 en deux parties sensiblement égales et de retirer l’enveloppe 100 en tirant sur une portion accessible à l’opérateur, directement du fait que l’extrémité proximale 87 de la canule 15 n’est pas insérée dans le corps du patient 12 ou grâce à une partie protubérante de l’enveloppe 100, non représentée sur les figures annexées, hors dudit corps 83 permettant de retirer ladite enveloppe simplement en tirant dessus. La ligne sécable 101 se déclenche facilement en étant amorcé à l’extrémité proximale 87 simplement en tirant sur les deux parties de cette enveloppe temporaire 100 ou encore à l’aide d’un filet à tirer, non représenté sur les figures annexées, pour libérer la ligne sécable 101.
[93] Cette ligne sécable 101 consiste en une ligne de déchirement prétraitée en termes d’épaisseur, de la nature de la matière de l’enveloppe et de préperçages de cette ligne. Cette ligne de déchirement 101 entraine ou permet une fragilité permettant ou autorisant le pelage de l’enveloppe temporaire en deux ou plus parties si l’on dispose d’une pluralité de telles lignes sécables 101 sur l’enveloppe 100. L’enveloppe temporaire 100 est avantageusement en plastique.
[94] Bien entendu, cette ligne sécable 101 est un moyen pour libérer ou soustraire cette enveloppe temporaire 100 maintenant l’état rétracté de la canule d’admission 15 mais on peut envisager tout autre moyen mécanique permettant de déchirer, découper et/ou soustraire l’enveloppe temporaire 100 de manière à permettre ou autoriser automatiquement l’état développé de la canule d’admission 15.
[95] Un objet de l’invention réside également dans le fait de disposer un minimum de capteurs de pression 50, 51 , 52 pour anticiper tout risque de collabage au niveau de la veine cave lors de la phase d’aspiration du sang. [96] Le système de pompage 14 est commandé par les moyens de commande 40 et son unité centrale 42, autrement dit le débit de sang pompé par ce système est commandé par l’unité centrale 42. La présente invention prévoit ainsi de disposer au moins un capteur de pression 50 au niveau de la portion d’admission 19 du circuit de dérivation, au plus proche de la veine cave. Evidemment, ce capteur de pression 50 est relié à l’unité centrale 42 / moyens de commande 40, c’est-à-dire que l’unité centrale 42 reçoit instantanément les mesures issues/provenant de ce capteur de pression 50.
[97] Ainsi, si l’on dispose d’un capteur de pression 50 susceptible d’être disposé dans la canule d’admission 15, un tel capteur 50 y est disposé. Plus sûrement, le capteur de pression 50 peut être installé sur ou dans le circuit de dérivation, entre la canule d’admission 15 et le réservoir 11 .
[98] Outre le lieu de placement du capteur de pression 50, l’important réside dans le fait que ce capteur de pression 50 doit présenter une constante de temps de mesure inférieure à 20 millisecondes, avantageusement inférieure à 10 millisecondes, afin de détecter très rapidement et très régulièrement dans le temps la pression sanguine et toute modification de cette dernière.
[99] L’unité centrale 42 dispose de moyens informatiques dans lesquels on a programmé deux types d’alerte relativement à la pression détectée dans la portion d’admission 19 du circuit de dérivation du sang du patient 12. Tout d’abord, un niveau seuil en valeur absolue de pression qui, s’il est atteint, déclenche une modification du pompage du sang, classiquement en diminuant le débit de pompage. Ensuite, la deuxième alerte consiste en l’accélération/décélération de la pression, entre deux mesures de pression dans le temps : à nouveau, si cette pente de seuil (d’accélération/décélération) est atteinte, l’aspiration du sang est modifiée, classiquement en la diminuant ou en la stoppant. Concernant la pente de seuil, le programme prédictif de l’évolution de la pression utilise classiquement le nombre de Reynold ou encore l’onde de Reynold. Le nombre de Reynolds correspond à un nombre sans dimension qui est utilisé en mécanique des fluides. Cette grandeur permet de caractériser un écoulement, en particulier la nature de son régime. Il est ainsi possible de savoir si un écoulement est laminaire, transitoire ou turbulent. [100] A chaque pulsation, un ordre de grandeur du volume de sang prélevé est de l’ordre de 50 ml (millilitre) mais cela peut monter à 100 ml, ceci dépendant du patient. Un débit cardiaque naturel est compris entre 2,5 et 4,5 l/mn/m2 (litre par minute par mètre carré). Autrement dit, plus la surface d’un corps humain (et donc son poids) est importante, plus la circulation sanguine est également importante. En pratique, pour ajuster le poids ou le volume de sang à aspirer à chaque pulsation, le médecin considère le poids du patient 12 et en déduit le volume à chaque pulsation.
[101 ] Pour un cœur battant à 70 bpm (battement par minute), la durée d’aspiration est d’environ 0,56 seconde de sorte qu’un débit normal est d’environ 90 ml/s (millilitre par seconde) soit 5 l/mn (litre par minute). Or, dans la pratique, pour un CEC pulsatif, le médecin s’oriente sur un débit de 3 ou 4 l/mn. Grâce au dispositif selon l’invention, on peut augmenter (ou éventuellement réduire) les quantités de sang aspiré pour correspondre au plus près au fonctionnement réel d’un cœur, sans risquer de collabage au niveau de la veine cave.
[102] L’évolution des pressions veineuses au niveau des veines caves et de l’oreillette est très complexe en raison des très basses pressions (2 à 4 millimètres de mercure en moyenne) et des fortes variations de pression en zone proche atriale. Le profil de pression atriale (oreillette droite) suit une courbe avec 3 maxima par cycle - avec un maximum considéré parmi ces 3 maxima - correspondant à différents évènements comme les contractions du cœur droit ou la relaxation des valves tricuspides. L’admission du sang dans le dispositif selon l’invention est décalée par rapport à la diastole naturelle d’un décalage égal à 0,25 seconde environ.
[103] Ainsi, à titre d’exemple, pour la valeur de seuil de pression (première alerte) et la valeur de seuil de pente ou d’accélération de la pression (deuxième alerte) :
- si la pente ou l’accélération de la pression mesurée est inférieure de 50% à ce qu’elle devrait être au cours d’un cycle d’aspiration, alors cela signifie qu’il y a un risque imminent de collabage, et l’unité centrale ralentit immédiatement le débit aspiré ; - si la pression absolue descend en dessous de la valeur de pression de seuil de 1 mm Hg (millimètre de mercure), alors l’unité centrale 42 cesse immédiatement le pompage pour ce cycle d’aspiration car le risque de collabage est très/trop significatif. Le pompage redémarre au cycle d’aspiration suivant.
[104] Bien entendu, ces valeurs de pente et absolue de seuils sont variables selon les patients 12. Par ailleurs, il faut noter ici que le dispositif selon l’invention peut fonctionner avec une quantité de sérum physiologique - adapté à son mélange dans ou avec le sang du patient 12 - présent ou non dans le réservoir 11 , lorsque l’on commence l’aspiration dans le circuit de dérivation. Si l’on prévoit ce sérum physiologique initialement présent dans le réservoir 11 , le cycle de fonctionnement du dispositif selon l’invention commence avec l’introduction de cette quantité ou d’une partie de celle-ci dans le corps du patient 12, ce qui revient à augmenter légèrement la pression globale dans le système sanguin et donc veineux du patient 12. Tandis que si le dispositif commence à aspirer le sang du patient, sans la présence de cette quantité ou ce volume de sérum physiologique dans le réservoir
11 , la pression veine globale du patient va légèrement chuter du fait de l’aspiration du sang.
[105] Un autre facteur important pour ces valeurs seuils de pente de pression et de pression absolue réside dans la détermination de la viscosité du sang du patient
12. Celle-ci est rendue possible par la présence d’un deuxième capteur de pression 51 présent dans le réservoir 11. En effet, les pertes de charges dynamiques aux extrémités d’un circuit résistif non compliant répondent à la formule suivante : s.q = L [(Pi - Po) - R.q)] où Pi et Po sont les pressions en entrée et en sortie du circuit, L l’inertance du système, q le débit et s la variable de Laplace.
[106] Dans le dispositif selon l’invention, le débit est très précisément mesurable grâce à la position du piston 31 dans le réservoir 11 . On en déduit aisément la résistance de frottement visqueux R.q proportionnelle au débit. R est directement proportionnelle à la viscosité (Loi de Poiseuille en laminaire). On peut noter également que la connaissance de la viscosité du sang du patient 12 permet de déterminer la pression à un endroit du circuit, en l’espèce du circuit de dérivation du sang du patient 12, connaissant la pression à un autre endroit du circuit.
[107] Ainsi, un troisième capteur de pression 52 est avantageusement positionné dans la portion d’éjection 18 du circuit de dérivation de manière à confirmer ou à affiner la valeur calculée de viscosité du sang du patient 12.
[108] Cette valeur de viscosité du sang du patient 12 exerce une influence directe sur les valeurs seuil de pression absolue et de pente à définir pour alerter d’un risque de collabage au niveau de la veine cave, c’est-à-dire de l’endroit de prélèvement du sang du patient. On comprend aisément que plus le sang d’un patient 12 est visqueux, indépendamment de la pression, plus le risque de collabage est important. Dans ce cas, les valeurs de première et de deuxième alertes sont modifiées/abaissées pour intégrer cette caractéristique dans le risque de collabage au niveau des veines cave.
[109] Bien que l'invention ait été décrite en liaison avec plusieurs modes de réalisation particuliers, il est bien évident qu'elle n'y est nullement limitée et qu'elle comprend tous les équivalents techniques des moyens décrits ainsi que leurs combinaisons si celles-ci entrent dans le cadre de l'invention.
[110] L’agencement des différents éléments et/ou moyens et/ou étapes de l’invention, dans les modes de réalisation décrits ci-dessus, ne doit pas être compris comme exigeant un tel agencement dans toutes les implémentations. En tout état de cause, on comprendra que diverses modifications peuvent être apportées à ces éléments et/ou moyens et/ou étapes, sans s'écarter de l'esprit et de la portée de l’invention. En particulier :
- la forme de la membrane 70, étant entendu que l’on peut imaginer qu’il n’y ait qu’une surface supérieure 71 constituant en elle-même la membrane 70 ;
- de la même manière l’insert 72 utilisé pour déplacer la surface supérieure 71 de la membrane 70 peut prendre toutes formes ou toute manière pour autant qu’il permet de déplacer cette surface 71 ou membrane 70 en augmentant ou diminuant le volume interne du réservoir d’un volume constant pour chaque pas du vérin 10 / piston 31 / insert 72. [111 ] L’usage du verbe « comporter », « comprendre » ou « inclure » et de ses formes conjuguées n’exclut pas la présence d’autres éléments ou d’autres étapes que ceux énoncés dans une revendication.
[112] Dans les revendications, tout signe de référence entre parenthèses ne saurait être interprété comme une limitation de la revendication.
[113] |

Claims

Revendications
[Revendication 1] [Dispositif d’assistance ou de suppléance circulatoire temporaire du cœur (13) d’un patient (12), le dispositif comportant un circuit de dérivation du sang arrivant au cœur (13) pour l’amener en sortie du cœur du patient, le circuit de dérivation utilisant des tubes reliant entre eux les éléments suivants dudit dispositif :
- au niveau de la portion d’admission (19) du circuit de dérivation, une canule d’admission (15) destinée à être introduite dans une veine cave du patient (12) pour prélever du sang à partir du système veineux,
- au niveau de la portion d’éjection (18) du circuit de dérivation, une canule d’éjection (16) destinée à être introduite dans l’aorte ou l’artère pulmonaire du patient (12) pour injecter le sang dans le système artériel du patient (12),
- un système de pompage (14) comportant un réservoir (11 ) à volume interne variable, situé entre la portion d’admission (19) et la portion d’éjection (18), pour l’admission du sang prélevé puis l’éjection de ce sang, ledit système de pompage (14) étant commandé par des moyens de commande (40) de sorte que le pompage du sang, depuis son admission jusqu’à son éjection, tient compte en temps réel des besoins physiologiques du patient (12) et de l’état hémodynamique dudit patient (12), le système de pompage (14) comportant au moins un premier capteur de pression (50), relié aux moyens de commande (40), disposé dans le circuit de dérivation du sang, caractérisé en ce que le réservoir (11 ) présente une forme de poire avec une base de diamètre large di se réduisant dans sa hauteur pour aboutir à un sommet de faible diamètre d2 de telle sorte que di est au moins égal à quatre fois d2, soit di > 4d2, et en ce qu’une membrane (70) déformable est fixée sous la base (60) du réservoir (11 ), ladite membrane (70) présentant une surface supérieure (71 ) mobile sous l’action d’un moyen d’actionnement (72) de manière à augmenter ou à réduire le volume interne du réservoir (11 ), la membrane (70) formant une des surfaces du réservoir (11 ) à volume interne variable, ladite surface supérieure (71 ) s’étendant, dans un état initial, suivant le plan de la base (60) du réservoir (11 ), dans lequel la portion d’admission (19) pénètre dans le réservoir (11 ), via un conduit d’entrée (65), orientée obliquement suivant un angle compris entre 10° et 60° par rapport à la surface du réservoir (11 ) et de manière ascendante - soit vers le susdit sommet (61 ) - suivant un angle compris entre 10° et 50°.
[Revendication 2] Dispositif d’assistance ou de suppléance circulatoire selon la revendication 1 , dans lequel le moyen d’actionnement (72) de la membrane (70) est un vérin (10), chaque pas du vérin correspondant à un volume interne du réservoir (11 ).
[Revendication 3] Dispositif d’assistance ou de suppléance circulatoire selon la revendication 1 ou 2, dans lequel la membrane (70) déformable consiste en un élastomère, de préférence ladite membrane (70) consiste en un silicone.
[Revendication 4] Dispositif d’assistance ou de suppléance circulatoire selon l’une quelconque des revendication précédentes, dans lequel la portion d’admission (19) pénètre dans le réservoir (11 ), via un conduit d’entrée (65), orientée obliquement suivant un angle compris entre 30° et 50° par rapport à la surface du réservoir (11 ) et de manière ascendante - soit vers le susdit sommet (61 ) - suivant un angle compris entre 20° et 40°.
[Revendication 5] Dispositif d’assistance ou de suppléance circulatoire selon l’une quelconque des revendication précédentes, dans lequel la portion d’éjection (18) pénètre dans le réservoir (11 ), via un conduit de sortie (62), par le sommet (61 ) de sorte que le conduit de sortie (62) présente comme diamètre le diamètre d2.
[Revendication 6] Dispositif d’assistance ou de suppléance circulatoire selon l’une quelconque des revendication précédentes, dans lequel le réservoir (11 ) est disposé verticalement, la base (60) s’étendant suivant un plan horizontal, et le conduit de sortie (62) étant situé symétriquement, suivant un plan perpendiculaire et vertical par rapport au plan d’extension de la base (60), au sommet (61 ) du réservoir (11 ).
[Revendication 7] Dispositif d’assistance ou de suppléance circulatoire selon l’une quelconque des revendication précédentes, dans lequel le volume interne du réservoir (11 ) est compris entre 80 cm3 et 120 cm3, de préférence compris entre 95 cm3 et 105 cm3.
[Revendication 8] Dispositif d’assistance ou de suppléance circulatoire selon l’une quelconque des revendication précédentes, dans lequel le réservoir (11 ) comprend au moins deux languettes (66) destinées à venir en prise sur un socle (68) pour la fixation du réservoir (11 ).
[Revendication 9] Dispositif d’assistance ou de suppléance circulatoire selon l’une quelconque des revendication précédentes, dans lequel le diamètre d2 est compris entre 4 et 7 centimètres, de préférence entre 5 et 6 centimètres.
[Revendication 10] Dispositif d’assistance ou de suppléance circulatoire selon l’une quelconque des revendication précédentes, dans lequel le premier capteur de pression (50) est disposé dans la portion d’admission (19) et en ce que ce capteur de pression (50) présente une constante de temps de mesure inférieure à 20 millisecondes, de préférence inférieure à 10 millisecondes, de manière à ce que les moyens de commande (40) modulent ou arrêtent le pompage du sang prélevé lorsque la pression détectée par le capteur (50) atteint une valeur de pression de seuil et/ou que la pression augmente/diminue au-delà ou en dessous d’une pente d’accélération/décélération de pression de seuil.
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