DE19711935A1 - System zur aktiven Strömungsunterstützung von Körperflüssigkeiten - Google Patents
System zur aktiven Strömungsunterstützung von KörperflüssigkeitenInfo
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Description
Die vorliegende Erfindung liegt auf dem Gebiet der
Medizintechnik und betrifft insbesondere solche Systeme, mit
denen Invasiv-Mikrochirurgie medikamentöse Invasiv-Therapie
Kreislaufunterstützung, Dilatation von Gefäßsystemen und
dergleichen durchgeführt werden kann.
In den letzten Jahren hat die Therapie in flüssigkeitsführenden
Organen, insbesondere in solchen des Kreislaufsystems, einen
ungeheuren Aufschwung erlebt. Durch die Entwicklung von
Kathetern und chirurgischen Invasiv-Instrumenten bietet sich die
Möglichkeit, aufwendige und den Patienten belastende Operationen
zu vermeiden bzw. schnell und effektiv akute Zustände wie
plötzlichen Herzstillstand bei kardiogenem Schock zu behandeln.
All diesen Methoden ist gemein, daß das verwendete
mikrochirurgische Instrument über Körperflüssigkeit führende
Wege an den "Einsatzort" vorgeschoben wird. Naturgemäß behindert
es dort während seines Einsatzes massiv den Durchfluß der
Körperflüssigkeit durch das entsprechende Gefäß, wenn es ihn
nicht gar völlig unterbindet.
Beim Einsatz von Dilatationskathetern, auf die die vorliegende
Erfindung unter anderem anwendbar ist, ist dieses Problem seit
längerem bekannt und hat zu einer Reihe von Vorschlägen geführt.
Den meisten dieser Vorschläge ist gemeinsam, daß innerhalb des
Katheters eine Blutstromführung vorgesehen ist, die proximal
einen Einlaß und distal einen Auslaß für durchströmendes Blut
aufweist. Diese ermöglichen einen passiven, relativ geringen
Blutstrom bei der Ballondilatation, der durch die an der
Dilatationsstelle herrschende Druckdifferenz hervorgerufen wird
(sog. Autoperfusions-Katheter). Obwohl der Zeitraum der
Anwendung eines solchen Autoperfusionskatheters durch diese
Maßnahme verlängert ist, bleibt er doch sehr begrenzt, weil
durch die Verringerung der Blutzufuhr in die distal gelegenen
Gewebe sehr schnell eine Unterversorgung mit irreversiblen
Folgen eintreten kann.
Die deutsche Patentanmeldung 1 95 35 781.7 betrifft eine
Vorrichtung zur aktiven Strömungsunterstützung, umfassend eine
künstliche Strömungsführung mit einem Funktionsbereich, in den
eine Pumpe derart eingebettet ist, daß sie Körperflüssigkeit von
mindestens einer in der Führung befindlichen Einlaßöffnung zu
mindestens einer in der Führung befindlichen Auslaßöffnung
transportieren kann, ein mit der Strömungsführung verbundenes,
flexibles Zuleitungsrohr und eine durch das Innere dieses Rohres
geführte Energie- bzw. Kraftübertragungsleitung, mittels derer
die Pumpe im wesentlichen kontinuierlich auf elektrischem,
hydraulischem oder mechanischem Wege angetrieben werden kann.
Alternativ kann die Pumpe auch mechanisch diskontinuierlich,
z. B. mit Hilfe eines Stößels, angetrieben werden.
Diese "künstliche Strömungsführung" besitzt also einen
Funktionsbereich, in den eine Pumpe eingebettet ist. Der
Ausdruck "eingebettet" soll dabei ausdrücken, daß zwischen Pumpe
und Funktionsbereichswand möglichst wenig, bevorzugt kein
Abstand existiert, d. h. daß die Pumpe im wesentlichen bzw.
vollständig dichtend an der Wandung anliegt. Dabei ist die Pumpe
in speziellen Ausführungsformen so antreibbar, daß die
Körperflüssigkeit in beiden Richtungen transportiert werden
kann, so daß die Vorrichtung sowohl mit dem Flüssigkeitsstrom
des Gefäßes als auch in Gegenrichtung eingebracht werden kann.
Die Einlaß- und Auslaßöffnungen sind jeweils von der
Verwendungsart abhängig beliebig gestaltet. Die Gestaltung kann
von kleinen kreisförmigen Öffnungen in der Seitenwand (z. B. als
Einlaßöffnung proximal angeordnet), über eine einzige Öffnung am
distalen Ende (z. B. als Auslaß für einen Dilatationskatheter)
oder z. B. über eine Vielzahl von Öffnungen auf einer oder beiden
Seiten bis zu netzartigen und gitterartigen Strukturen der
Wandung der Strömungsführung reichen.
Die Flüssigkeitsförderung durch die Pumpe kann ebenfalls
variabel gestaltet sein. So kann die zu fördernde Flüssigkeit
vor der Pumpe in die Strömungsführung eintreten und hinter der
Pumpe (am distalen Ende der Führung oder aber bereits weiter
proximal gelegen) austreten. Alternativ kann der Ein- und der
Austritt auf derselben Seite (distal) erfolgen, sofern der
distale Bereich der Pumpe in getrennte Kompartimente unterteilt
ist.
Die Strömungsführung selbst sollte eine so hohe Flexibilität
aufweisen, daß sowohl der Vorschub in einen ggf. relativ stark
gebogenen Strömungsabschnitt des entsprechenden Blutgefäßes oder
anderer flüssigkeitsführender Gefäßen als auch - und dies im
Besonderen - ihre Funktion in einem derartigen Abschnitt möglich
sind. Gleichzeitig sollte sie ausreichend stabil sein.
Es ist deshalb Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine aktive
Strömungsunterstützung insbesondere wie voranstehend beschrieben
oder nach der deutschen Patentanmeldung 1 95 35 781.7
bereitzustellen, die sowohl bezüglich der Anforderung an die
Flexibilität als auch in ihrer Stabilität besonders günstige
Eigenschaften aufweist.
Diese Aufgabe wird gelöst durch eine Vorrichtung gemäß
Anspruch 1. Bevorzugt ist dabei die Strömungsführung in ihrem
distalen Segment besonders flexibel.
In einer Ausgestaltung besitzt die Strömungsführung ein
steiferes, proximales Segment und ein flexibleres, distales
Segment. Das proximale Segment kann den gleichen Durchmesser wie
das distale Segment aufweisen, es kann jedoch auch eine größere
lichte Weite besitzen. Wird die Pumpe in diesem proximalen
Bereich angeordnet, wird sie durch die steifere Umhüllung besser
abgestützt. Im Falle des größeren Durchmessers des proximalen
Abschnitts ist es möglich, eine größere Pumpe (mit einer
verbesserten Pumpleistung) einzubauen. Dies ist insbesondere
dann von Vorteil, wenn ein sehr flexibles, relativ langes
distales Kathetersegment vorgesehen ist, um beispielsweise
solche Gefäße zu dilatieren, die das Herz mit Blut versorgen.
Hierbei kann der Katheter in den relativ großen Gefäßen bis nahe
an die zu behandelnde Stelle herangeführt werden; in
Behandlungsposition ragt das recht flexible, distale Segment der
Strömungsführung in die Engstelle und dilatiert diese
beispielsweise mit Hilfe von inflatierbaren Ballons, während das
steifere, größere Kathetersegment in einem Blutgefäßbereich
liegt, der einen größeren Durchmesser aufweist.
Mit der Strömungsführung verbunden ist ein flexibles
Zuleitungsrohr. Das flexible Zuleitungsrohr kann dabei mit der
Strömungsführung integral verbunden sein; möglich sind
selbstverständlich auch form- oder reibschlüssige Verbindungen
oder Verklebungen oder dergleichen.
Auch das Zuleitungsrohr kann in einer Ausgestaltung der
Erfindung zumindest an seinem distalen Ende ein steifes bzw.
steiferes Segment tragen. Es kann auch insgesamt steifer sein
als die Strömungsführung. Wenn ein solch relativ steifes Segment
vorhanden ist oder ein solches Zuleitungsrohr gewählt wird, das
insgesamt steifer ist als die Strömungsführung, wird in einer
Ausgestaltung der Erfindung das genannte Segment oder das
distale Ende des Zuleitungsrohres über den proximalen Teil der
Strömungsführung geschoben und ist bevorzugt reibschlüssig mit
dieser verbunden (kann aber auch ggf. fest damit verbunden
sein). In dieser Ausgestaltung ist also der proximale Teil der
Strömungsführung in ein steiferes Segment, bevorzugt dichtend,
eingebettet. Die Pumpe kann dabei je nach dem für die
Strömungsführung vorgesehenen Zweck entweder in dem Bereich
eingebettet sein, der von dem steiferen Segment umgeben ist
(also auf der proximalen Seite liegend), oder im distalen
Bereich angeordnet sein. Vorteilhaft an der Einbettung im
proximalen Bereich ist auch hier wieder, daß die Pumpe durch die
steifere "Außenhaut" besser abgestützt wird.
Das flexible Zuleitungsrohr ist als solches in Abhängigkeit von
seiner Verwendung ausgestaltet. Es sollte bevorzugt so lang
sein, daß das in Bezug auf die Pumpe distale Ende bei der
Verwendung im weitest möglichen Abstand von der Eintrittsöffnung
immer noch außerhalb des Körpers liegt.
Durch das Innere dieses Zuleitungsrohres wird eine Energie- bzw.
Kraftübertragungsleitung zur Pumpe geführt. Der Antrieb für die
Pumpe erfolgt vorzugsweise auf mechanischem, hydraulischem oder
elektrischem Wege, insbesondere wie in der deutschen
Patentanmeldung 1 95 35 781.7 beschrieben. Dabei besteht keine
Beschränkung bezüglich des Antriebs, sei er nun kontinuierlich
oder diskontinuierlich.
Möglich ist der Einsatz einer Vielzahl unterschiedlicher Pumpen,
so daß je nach vorgesehenem Verwendungszweck des Instruments die
geeignete Pumpe ausgewählt werden kann. Insbesondere - aber
nicht ausschließlich - lassen sich damit Pumpen antreiben, die
eine im wesentlichen kontinuierliche Förderung der
Körperflüssigkeit ermöglichen, was in den meisten Fällen
bevorzugt sein dürfte. Der Ausdruck "im wesentlichen
kontinuierlich" soll dabei ausdrücken, daß der Energie- bzw.
Krafttransport makroskopisch kontinuierlich ist. Systembedingte
oder technisch bedingte minimale Schwankungen (bzw. die
Verwendung von Wechselstrom oder von Strömen mit mikroskopischen
Änderungen einzelner Parameter) sollen von diesem Ausdruck mit
umfaßt sein. Eine bevorzugte derartige Ausführungsform ist auch
die Kraftübertragung mit Hilfe einer biegsamen mechanischen
Welle. Weitere kontinuierliche Antriebsmöglichkeiten seien hier
beispielhaft genannt: der elektrische Antrieb von Mikromotoren,
die ihrerseits die Pumpe antreiben oder ein elektrischer Antrieb
von Pumpen wie Membranpumpen und dergleichen. Auch hydraulisch
läßt sich die Pumpe antreiben: Hier kann eine Zahnrad-Mikromotor
eingesetzt werden, der z. B. den selben Aufbau wie die Pumpe
besitzt (siehe das Beispiel für eine Pumpe am Ende der
Beschreibung), und durch einen Flüssigkeitsstrom angetrieben
wird. Die Bewegungsenergie des Motors wird dann auf die distal
hierzu befindliche Pumpe mechanisch, z. B. über eine Welle,
übertragen. Die Energieübertragung ist bevorzugt systemisch von
der Pumpe getrennt.
Die Auswahl der Pumpe selbst ist beliebig und wird sich nach dem
vorgesehenen Zweck richten. Bevorzugt werden in den meisten
Fällen kontinuierlich arbeitende Pumpen sein. Hier würden sich
miniaturisierte Zahnrad- oder Flügelzellenpumpen anbieten,
weitere Möglichkeiten sind Kreisel-, Schlauch-, Membran- oder
Ballonpumpen. Eine diskontinuierlich arbeitende Pumpe ist die
Stößelpumpe.
In einer bevorzugten Ausführungsform besitzt die über die
Leitung 6 zur Pumpe zu leitende Energie bzw. Kraft zumindest
kurz vor der Pumpe eine vektorielle Komponente, die die Saug-
und Druckseite der Pumpe definiert, wobei der Richtungssinn
dieser vektoriellen Komponente umkehrbar ist und damit die Pumpe
je nach Bedarf in beiden Richtungen arbeiten kann.
Die Abmessungen der Pumpe sind selbstverständlich ebenfalls vom
Verwendungszweck abhängig. So wird eine Herzkatheter-Pumpe
wahrscheinlich größere Abmessungen aufweisen, als Pumpen für
Dilatationskatheter zum Ausweiten von sehr kleinen Gefäßen. Hier
sind alle Größenordnungen von mehreren cm bis in den mm-Bereich
oder sogar noch darunter denkbar.
In einer bevorzugten Ausführungsform ist das Lumen der
künstlichen Strömungsführung, das für den
Körperflüssigkeitsstrom vorgesehen ist, gegen das flexible
Zuleitungsrohr abgedichtet. Damit wird ein Rückfließen in den
Zuführungsschlauch verhindert, ohne daß mit Ventilen gearbeitet
werden muß.
Die Vorrichtung umfaßt üblicherweise ein Lumen zur Aufnahme des
Führungsdrahtes. Üblicherweise ist an einer Seite der
Vorrichtung eine Führung vorgesehen, die man meist als
Führungsdraht bezeichnet und die leicht verformbar sein, aber in
Achsrichtung eine gewisse Steifigkeit aufweisen. Dieser kann bei
Bedarf auch als eigenständiges Teilsystem vorhanden sein, der in
einem abgetrennten Lumen des Katheters geführt wird.
Eine Einfädelstelle für den Führungsdraht befindet sich dabei
bevorzugt etwa an der Verbindungsstelle von proximalem (ggf.
steiferem) und distalem Segment, sofern das Zuleitungsrohr über
den proximalen Teil der Strömungsführung reicht. In diesen
Ausgestaltung wird der Draht im Bereich des proximalen Teils in
einem Lumen zwischen Strömungsführung und Zuleitungsrohr
(Führungskatheter) geführt.
Ort, Form, Zahl und Gestalt der Öffnungen (3, 4) für
einfließende und ausfließende Flüssigkeit sind variabel und vom
geplanten Einsatz abhängig. Das Gehäuse der Strömungsführung
oder ein Teil davon kann auch als Käfig oder Netz ausgeführt
sein, insbesondere, wenn die Pumpenleistung so gewählt ist, daß
bei zu engen Öffnungen deren Querschnitt für die Förderleistung
der Vorrichtung limitierend wirkt. Durch das Innere des
Zuleitungsrohr 5 führt die Energie- bzw.
Kraftübertragungsleitung 6 von einer - nicht zwingend zur
beanspruchten Vorrichtung gehörigen -, im Arbeitszustand des
Katheters außerhalb des Körpers befindlichen Antriebseinheit 7
bis zur Pumpe 1. Eine Dichtung, kann vorgesehen sein, mit der
das Lumen der künstlichen Strömungsführung gegen das flexible
Zuleitungsrohr abgedichtet ist.
Nachstehend soll die Erfindung anhand von Figuren näher
erläutert werden.
Fig. 1 zeigt eine Strömungsführung 10, welche ein steiferes
Segment 90 und ein flexibleres Segment 91 aufweist. Das steifere
Segment 90 ist in das Zuleitungsrohr 5 eingebettet. Die Pumpe 1,
in einem relativ proximalen Teil gelegen, ist daher gut
abgestützt. Der distale Teil der Strömungsführung wiederum wird
im Arbeitszustand der Vorrichtung durch den oder die
inflatierten Ballons (8) gestützt. Zu erkennen sind in dieser
Ausgestaltung weiterhin die Energie- bzw.
Kraftübertragungsleitung 6, die die Pumpe 1 antreibt, sowie
Einlaßöffnungen 3 für die zu fördernde Flüssigkeit, z. B. Blut,
die am distalen Ende (etwa bei 4) austritt. Der Katheter ist auf
einen Führungsdraht 96 aufgefädelt. Man sieht ihn in seinem
Arbeitszustand, während der Ballon 8 eine Stenose 15′ dilatiert.
Als 93 sind die Inflationsöffnungen des Ballons gezeigt. Mit 94
ist die Röntgenmarkierung bezeichnet. Der Pfeil unter 17 gibt
die Fließrichtung der Flüssigkeit an. Mit 95 ist das Blutgefäß
bezeichnet.
Das proximale Segment dieser Strömungsführung umfaßt zwei
Lumina. Das distale Segment besteht aus drei Lumina, einem
Ballon und Perfusionsöffnungen distal des Ballons. Die Lumina
des distalen Segmentes dienen der Aufnahme des Führungsdrahtes,
zur Inflation der Ballons sowie zur Blutperfusion.
Die Einfädelstelle der Strömungsführung befindet sich an der
Verbindungsstelle der beiden Segmente (90, 91). Der Antrieb der
Pumpe erfolgt beispielsweise über eine biegsame Welle.
In den Fig. 2 bis 5 sind dieselben Bezugszeichen verwendet.
Fig. 2 zeigt eine Modifikation dieser Pumpe, in welcher die
Pumpenposition etwa an der Einfädelstelle der Strömungsführung
angeordnet ist. Auch hier wird das Blut saugseitig vor der Pumpe
in den Schaft eingeführt, und distal des Ballons wieder an das
Blutgefäß zurückgegeben.
In Fig. 3 ist dagegen der Einlaßort für das Blut auf derselben
Seite der Pumpe angeordnet wie der Auslaß. Saug- und Druckseite
sind dabei unterschiedlichen Kompartimenten zugeordnet, d. h.,
für angesaugte und ausgestoßene Flüssigkeit ist je ein Lumen in
dem Teil der Strömungsführung vorgesehen, der distal zur Pumpe
liegt.
Die Anordnung der Pumpe wie in den Fig. 1 bis 3 gezeigt ist
wegen der festeren Wandung aus mechanischen Gründen bevorzugt.
Manchmal kann es jedoch auch erwünscht sein, daß die
Pumpenposition direkt unter dem Ballon ist. Eine solche
Modifikation ist in Fig. 4 gezeigt. Dabei wird proximal Blut
angesaugt und druckseitig hinter dem Ballon wieder entlassen.
In Fig. 5 ist eine Ausgestaltung mit einem proximal zur Pumpe
angeordneten Organ gezeigt, das die Energie bzw. Kraft der
Energieübertragungsleitung in mechanische Kraft umsetzen kann,
wobei dieses Organ über eine mechanische
Kraftübertragungsleitung (z. B. Welle) mit der Pumpe verbunden
ist. Bei dem Organ kann es sich um einen fluidisch antreibbaren
Motor handeln, möglich sind ferner elektrische oder
elektromagnetische Antriebe für das Organ.
In einer weiteren, nicht gezeigten Ausgestaltung besitzt die
Strömungsführung proximal ein steiferes Segment als distal.
Dieses kann, verglichen mit dem Durchmesser des distalen Teils,
einen größeren oder denselben Durchmesser aufweisen. Das
steifere Segment ist proximal mit dem Zuleitungsrohr verbunden,
ohne daß letzteres über die Strömungsführung ragt.
Die vorstehend beschriebene Vorrichtung eignet sich zur
Verwendung in vielerlei medizinischen Systemen, von denen
nachfolgend einige beispielhaft besonders beschrieben werden
sollen.
Einsatzgebiet für Instrumente auf Basis solcher Vorrichtungen
ist z. B. sowohl die vollständige Kreislaufunterstützung, die
insbesondere bei Patienten mit plötzlichem Herzstillstand,
ernsthaftem kardiogenem Schock, schwerer Koronarischämie oder
Hochrisiko-PTCA, bei denen der komplette Kreislauf
aufrechterhalten werden muß, Anwendung findet, als auch die
Unterstützung des Blutstroms in verengten Gefäßbereichen mit
lokaler Ischämie, z. B. bei Embolien, Stenosen, Verschlüssen,
Verengungen, Thrombosen, ARDS der Lunge usw. Auch bei
Herzkathetern kann die Erfindung eingesetzt werden.
Die Vorrichtungen zur aktiven Blutströmunterstützung wird
nachfolgend auch häufig "Blutstromunterstützungskatheter" oder
einfach "Katheter" genannt. Der Katheter besitzt einen vorderen
Teil, der hier als die künstliche Strömungsführung 10 bezeichnet
wird. In ihn eingebettet befindet sich eine Pumpe 1, die in
einer bevorzugten Ausführungsform je nach der Art der
vektoriellen Komponente in beiden Richtung betreibbar ist, so
daß der Katheter sowohl in Strömungsrichtung als auch gegen die
Strömungsrichtung des Gefäßes an seinen "Arbeitsort"
eingeschoben werden kann. Die Art der Pumpe ist frei wählbar; so
kommen beispielsweise miniaturisierte Zahnrad- oder
Flügelzellpumpen, Kreisel-, Schlauch-, Membran- oder
Ballonpumpen in Betracht. Kontinuierlich fördernde Pumpen sind
bevorzugt. Die Pumpe kann in unterschiedlichen Größen mit
entsprechend variabler Förderleistung zum Einsatz in
unterschiedlichen Gefäßbereichen gewählt werden.
In einer spezifischen Ausführungsform umfaßt der
Blutstromunterstützungskatheter zusätzlich mindestens einen
Absperrballon 8. Dieser dient zur Erzielung einer Dichtfunktion
zwischen System und Blutgefäß und damit der Reduzierung der
Pumpverlustleistung in solchen Fällen, in denen der Katheter
nicht ausreichend durch das elastische Gefäß selbst abgedichtet
wird. Der Absperrballon 8 läßt sich mit Hilfe eines Gases oder
einer Flüssigkeit "aufblasen", die über eine Leitung eingepreßt
werden können, und zwar mit Hilfe einer
Druckerzeugungseinrichtung, z. B. einer Ballonpumpe.
In einer speziellen Ausführungsform können in der künstlichen
Strömungsführung 10 zwei, drei oder ggf. sogar noch mehr Pumpen
vorhanden sein. Diese können beispielsweise kaskadisch
angeordnet sein und werden bevorzugt parallel miteinander
verschaltet, um die Förderleistung entsprechend zu erhöhen. Mit
dieser Ausführungsform können Volumenströme erzeugt werden, die
das Pumpvolumen einer einzelnen Pumpe übersteigen, insbesondere,
wenn der Durchmesser des den Katheter aufnehmenden Gefäßes es
erforderlich macht, mit sehr kleinen Pumpen zu arbeiten.
Das distale Ende der künstlichen Strömungsführung 1 kann ggf.
auch anders gestaltet als in den Fig. 1 bis 5: distal zur
(letzten) Pumpe kann sie z. B. als flexibler Ausströmschlauch
ausgebildet sein, der in drucklosem Zustand einen geringeren
Durchmesser besitzt als in dem Bereich, in dem sich die Pumpe(n)
befindet/befinden. Damit wird ein einfaches Einführen des
Katheters ermöglicht, und zwar auch im Bereich von starken
Verengungen 15 (Ablagerungen, Stenosen, durch die Geometrie der
Gefäße bedingte Verengungen usw.). Die Austrittsöffnungen(en) 4
des Ausströmschlauches befinden sich an seinem distalen Ende.
Wird nun mit Hilfe der Pumpen Blut durch das Lumen des Katheters
gefördert, so wird der Schlauch aufgeweitet, so daß er sich
dichtend um die Verengung 15 herum legt. Die Flexibilität des
Ausströmschlauches kann auf verschiedene Weise erreicht werden,
beispielsweise durch ein extrem leicht dehnbares Material oder
aber dadurch, daß der Schlauch im "Ruhezustand" gefaltet oder
anderweitig zusammengerollt ist. So kann er beispielsweise um
einen zusätzlich vorhandenen Führungsdraht gelegt/gewickelt
sein, oder er kann bei ausreichender Steifigkeit in
Axialrichtung auch selbst als Führung wirken. Die Pumpwirkung
kann dabei in beiden Richtungen erfolgen, d. h., der Katheter
kann in Strömungsrichtung des Gefäßes oder gegen diese geführt
werden.
Dilatationskatheter sind insbesondere zur Behandlung von
Stenosen in Blutgefäßen entwickelt worden. Die Vorrichtung der
DE 1 95 35 781.7 eignet sich auch als Katheter für derartige
Zwecke.
Dadurch werden mit Hilfe dieser Vorrichtungen längere
Behandlungsdauern ermöglicht, die hinsichtlich der
Stabilisierung des aufbereiteten Gefäßquerschnitts und damit des
Zeitraumes bis zum nächst notwendigen Eingriff eine wesentliche
Verfahrensverbesserung bringen. Die Flexibilität und Stabilität,
der vorliegenden Vorrichtung macht diese als Dilatationskatheter
besonders geeignet. Er kann die oben erläuterten Merkmale
besitzen, so daß diesbezüglich auf die bisherigen Ausführungen
verwiesen wird. Zwingend umfaßt er mindestens einen
Absperrballon (8), der um die künstliche Strömungsführung herum
angeordnet ist.
Die Erfindung ist selbstverständlich nicht auf
Dilatationskatheter mit nur einer Pumpe oder mit nur einem
Ballon beschränkt. Bezüglich der Anordnung mehrerer Pumpen gilt
das weiter oben bereits Gesagte. Es ist auch möglich, in
Abhängigkeit vom Verwendungszweck mehrere Ballons vorzusehen.
Ort und Lage von Pumpe zu Ballon sind dabei variabel.
Das mit der künstlichen Strömungsführung verbundene flexible
Zuleitungsrohr 5 und die darin angeordnete Energie- bzw.
Kraftübertragungsleitung sowie unterschiedliche Flexibilitäten
in verschiedenen Segmenten der Strömungsführung bzw. zwischen
Strömungsführung und Zuleitungsrohr wurden bereits oben
detaillierter beschrieben; die dort dargelegten allgemeinen und
speziellen Aspekte gelten selbstverständlich auch für den
Dilatationskatheter.
Einsatzgebiet für Instrumente auf Basis solcher Vorrichtungen
ist die Medikamentierung innerhalb von Gefäßsystemen, die
Körperflüssigkeiten, wie Blut, Lymphe, Galle oder Lyquor führen.
Ziel ist die gezielte Medikamentierung eines definierten
Gefäßbereiches, wie z. B. die Behandlung von Stenosen, Läsionen
und anderen Indikationen in Gefäßen. Mit dem
Erfindungsgegenstand soll die Lysetherapie, wie sie in der
Kardiologie, Angiologie, Neuroradiologie und anderen angewendet
wird, wesentlich verbessert werden, sowie neue Behandlungsformen
der lokalen Medikamentenapplikation in flüssigkeitsführenden
Gefäßsystemen ermöglicht werden.
Das Arbeiten mit einer solchen Vorrichtung ermöglicht, daß in
geschädigten Gefäßbereichen eine lokale Medikamenten- und
Lysebehandlung vorgenommen werden kann, ohne daß es zu einer
Unterversorgung mit Blut käme. Aufgrund der aktiven
Aufrechterhaltung eines Körperflüssigkeitsstromes während der
behandlungsbedingten Absperrung eines geschädigten
Gefäßbereiches wird die Behandlung zeitlich nicht eingeschränkt
und damit wesentlich effizienter. Weiterhin treten bei Erzeugung
einer rein lokalen Therapeutikazuführung die Nachteile der
systemischen Behandlung nicht auf, so daß mit höheren
Therapeutikadosierungen oder gar neuen Medikamenten gearbeitet
werden kann.
Soll die erfindungsgemäße Strömungsunterstützung auf diesem
Gebiet eingesetzt werden, umfaßt sie zusätzlich zu den bisher
genannten Merkmalen Öffnungen im Bereich zwischen zwei Ballons
auf, durch die wahlweise entweder Medikamentenflüssigkeit nur
abgegeben wird. Alternativ kann eine (oder mehrere) Öffnungen
zur Abgabe eines flüssigen Medikamentes dienen, während durch
eine oder mehrere andere Flüssigkeit aus dem abgesperrten
Gefäßraum abgesaugt wird. Die beiden entsprechenden Leitungen
sind für die genannten Zwecke mit einer Medikamentenpumpe bzw.
mit einer Medikamentenpumpe und Absaugpumpe verbunden.
Die Vorrichtung kann anstelle von zwei hintereinanderliegenden
Ballons, die das der Behandlung ausgesetzte interstitielle
Volumen zwischen sich definieren, nur einen Absperrballon 8
aufweisen, wobei die Zuführungsleitung für das
medikamentenhaltige Fluid identisch ist mit der
Druckerzeugungsleitung zum Aufblasen des Ballons. In einer
solchen Ausführungsform weist der Ballon Öffnungen auf, durch
die das medikamentenhaltige Fluid in die Umgebung austreten
kann. In einer weiteren Ausgestaltung kann der Katheter auch
mehrere Ballons aufweisen, die dieselbe Funktion haben wie der
als letztes beschriebene Ballon 8.
Die Erfindung ist selbstverständlich nicht auf
Medikamentierungskatheter mit nur einer Pumpe oder mit nur einem
Ballon beschränkt. Bezüglich der Anordnung mehrerer Pumpen gilt
das weiter oben bereits gesagte.
Die Fig. 6 zeigt eine Schemaskizze einer Pumpe 1, die in einer
Größenordnung von bevorzugt unter 10 mm Durchmesser liegt, die
aber mit Fertigungsverfahren der Draht- und Senkerosion auf
Größenordnungen reduzierbar ist, die unter 2,5 mm Durchmesser
liegen. Die Länge der Pumpe beträgt im letzteren Fall etwa 4 mm,
gemessen in Achsrichtung 100.
Die Mikropumpe 1 besteht aus einer Hülse 60, in der fünf
Funktionselemente teilweise beweglich und teilweise fest
integriert sind. An jeder Stirnseite der Hülse 60 ist jeweils
ein Stirneinsatz 41 bzw. 42 vorgesehen (42 zur Hälfte
weggelassen), die eine außermittige Bohrung zur Aufnahme einer
Pumpenachse 50 aufweisen. Die Bohrungen fluchten entlang einer
ersten Achse 100, die gegenüber der Mittenachse 101 der Hülse 60
geringfügig nach radial außen versetzt ist.
Die beiden Stirneinsätze 41, 42 sind axial beabstandet, und
zwischen ihnen sind zwei miteinander rotierende und ineinander
kämmende Rotoren vorgesehen, ein Außenrotorteil 30 und ein
Innenrotorteil 20. Der Innenrotor 20 hat nach außen gerichtete,
umfänglich gleichmäßig beabstandet verteilt angeordnete Zähne.
Die Zähne kämmen mit dem Außenrotorteil 30, das nach innen
offene Nuten aufweist, die umfänglich gleichmäßig beabstandet
sind und in ihrer Gestalt zu den Zähnen so passen, daß jeder
Zahn des Innenrotors eine in axialer Richtung gerichtete
Dichtlinie auf der Innenfläche des Außenrades bildet. Alle
Dichtlinien bewegen sich in der Antriebsrichtung A um die Achse
100.
Das Innenrad 20 beschreibt zusammen mit der Antriebsachse 50
eine Rotationsbewegung, ein Antrieb kann über eine längere
biegsame Welle eine Drehbewegung A einkoppeln, es kann auch ein
elektrischer Antrieb direkt an der Achse 50 angeordnet sein.
Während die Drehachse 50 zusammen mit dem fest daran
angeordneten Innenrad 20 und das Außenrad 30 drehbar sind, sind
die anderen Teile der Mikropumpe - die Stirneinsätze 41, 42 und
die sich über die Länge der Pumpe 1 erstreckende Hülse 60 -
umfänglich fest miteinander verbunden. Die Achse 50 ist
drehgelagert in den Bohrungen der Stirneinsätze 41, 42, ebenso
drehgelagert ist das Außenrad 30 in der fest stehenden Hülse 60.
Damit bewegen sich bei einem Drehantrieb über die Achse 50,
repräsentiert durch einen Winkelgeschwindigkeits-Vektor A,
sowohl das Außenrad 30 als auch das Innenrad 20 unter
rotatorischer Bewegung der Dichtungslinien und gleichzeitiger
sich bei der Drehung verändernder Kammervolumina 20a, 30a
zwischen dem Außenrad und dem Innenrad.
Die Kammervolumina werden dabei in Richtung zum geringsten
Abstand der Achse 100 der Drehachse 50 von der Hülse 60 hin
jeweils kleiner, womit die in ihnen geförderte Flüssigkeit unter
erhöhten Druck gesetzt wird, während sie sich auf der anderem
Seite nach Überschreiten des geringsten Abstandes zwischen
Achse 100 und innerer Mantelfläche 61 der Hülse 60 wieder
vergrößern.
Zusammen mit nierenförmigen Öffnungen 41n, 42n in den
Stirnseiten, die so angeordnet sind, daß ihre geringste radiale
Breite jeweils an dem Ort beginnt, an dem der Abstand zwischen
der Achse 100 und dem Innenmantel der Hülse 60 am geringsten
ist, während sich ihre maximale radiale Breite an dem Ort
befindet, der nahe dem größten Abstand von Achse 100 zu der
inneren Mantelfläche der Hülse 60 liegt, wird eine Förderpumpe
erhalten. Die Einström-Niere, die sich auf der Seite der
Zuströmung der zu fördernden Flüssigkeit V′ befindet, ist
gegensinnig zu derjenigen Ausströmniere 42n gelagert, die in der
erwähnten Figur am Ausströmort des unter Druck geförderten
Fördervolumens V dargestellt ist. Die Figur zeigt also an der
Ausströmseite eine Ausström-Niere, die sich in der gezeigten
Drehrichtung A der Pumpe vom geringsten Abstand der Achse 100
zum größten Abstand der Achse 100 von der inneren
Mantelfläche 61 hin verbreitert, während sich die Einström-
Niere 41n in dem Stirneinsatz 41 befindet und sich mit ihrer
größten radialen Breite vom Ort des größten Abstandes der
Achse 100 zur inneren Mantelfläche 61 zum geringsten Abstand der
Achse 100 von der inneren Mantelfläche 61 der Hülse 60 in ihrem
radialen Ausmaß verringert.
Die Abmessung und die Breitenveränderung der beiden Nieren sind
abgestimmt auf folgende Kriterien:
- - Die Nieren müssen kleiner sein als die entsprechenden Halbkreisflächen der Stirneinsätze 41, 42.
- - Ein Kurzschluß der Förderung, d. h. eine durchgehende Verbindung zwischen der Einlaß-Niere und der Auslaß-Niere wird in allen Drehpositionen verhindert.
- - Der Ein- und Auslaßquerschnitt der Nieren - die radiale Abmessungsveränderung - orientiert sich an dem Fußkreisdurchmesser des Außenrades 30 und dem Fußkreisdurchmesser des Innenrades 20, wobei die Querschnittsfläche so groß als möglich gewählt werden sollte, um geringen Druckverlust zu erhalten, allerdings bei Einhaltung der erwähnten Dimensionierungsvorschrift.
Die beiden Nieren können alternativ auch als gekrümmte Nuten in
die innere flache Wandung der Stirnseiten eingebracht sein,
wobei dann jeweils eine zylindrische Bohrung jeweils in
Achsrichtung der Pumpe als Auslaß und Einlaß vorgesehen wird.
Das erhöht die Stabilität, die bei den geringen Bauelementgrößen
nicht unwichtig ist.
Eine Einzelfertigung der aus nur sechs Bauelementen bestehenden
Pumpe ist möglich mit der erwähnten Draht- uns Senkerosion,
wobei alle Pumpenteile mit Zylinderkoordinaten ausreichend
beschreibbar sind, was für die Fertigung bedeutet, daß eine
Dimension keine zusätliche Bearbeitung benötigt. Die
Stirneinsätze 41 und 42 sind mit Drahterosion fertigbar. Die
Achse 50 ist ohnehin zylindrisch, der Innenrotor 20 ist
ebenfalls mit Drahterosion fertigbar, ebenso wie der
Außenrotor 30. Die Hülse 60 schließlich ist auch ein Pumpen-
Bauelement, das mit Drahterosion gefertigt werden kann.
Werden die zuvor erwähnten nierenförmigen Einlaß- und Auslaß-
Nuten in den Innenseiten der Stirneinsätze 41, 42 gefertigt, so
kann dafür die Senkerosion eingesetzt werden.
In großen Stückzahlen können Kunststoff- oder Metall-
Spritzgußverfahren zur Anwendung kommen. Als Werkstoff für die
Fertigung der Mikropumpe empfiehlt sich hartgesintertes Metall,
das eine geringe Verspannung aufweist, leicht mit der Draht- und
Senkerosion bearbeitet werden kann und medizinisch verträglich
ist. Werden die Erosionsverfahren eingesetzt, so muß auf
elektrische Leitfähigkeit des Werkstoffes geachtet werden, wird
ein Keramik-Spritzgußverfahren eingesetzt - mit Formen, die z. B.
durch Draht- und Senkerosionen gefertigt sein können - so ist
die elektrische Leitfähigkeit des Werkstoffes der Mikropumpe
nicht mehr erforderlich.
Die anhand der Figur und des Fertigungsverfahrens beschriebene
Pumpe läßt sich ohne weiteres in den zuvor beschriebenen
Vorrichtungen zur aktiven Strömungsunterstützung verwenden. Der,
erwähnte Antrieb A kann durch eine dünne, biegbare Welle
vorgenommen werden. Der Antrieb A kann durch ein direkt an der
Pumpe oder davon leicht beabstandeten Elektromotor mit
elektrischer Zuführungsleitung bewirkt werden. Der Antrieb der
Mikropumpe kann aber auch durch einen mit Flüssigkeit
angetriebenen Motor erreicht werden, der in gleicher Weise
gefertigt wird und das gleiche Aussehen hat, wie die
beschriebene Pumpe, nur ist bei dem Motor ein fluidischer
Antrieb durch die Zufluß-Niere 41n mit einem Schlauch gewählt,
der an dem Stirneinsatz 41 fest angeordnet ist.
Da die Hülse 30 bei dem fluidischen Mikromotor fest an dem
Außenrad 30 angebracht ist - beispielsweise durch Kleben oder
einen Paßsitz oder durch eine Schweiß- oder Lötverbindung - wird
die Hülse 60 gedreht und kann ihre Antriebskraft auf den
Antrieb A der Pumpe übertragen. Der Antrieb der Pumpe kann
- statt über die Welle 50 mit der Drehrichtung A - auch über die
Hülse 60 erfolgen. Ebenso ist es möglich, die Antriebsrichtung
umzukehren, um dann auch die Förderwirkung der Mikropumpe in
eine Förderrichtung von V nach V′ zu erreichen.
Claims (15)
1. Vorrichtung zur aktiven Strömungsunterstützung von
Körperflüssigkeiten, umfassend
- - eine künstliche Strömungsführung (10) mit einem proximalen Segment (90) und einem distalen Segment (91) und mit einem Funktionsbereich, in den eine Pumpe (1) derart eingebettet ist, daß sie Blut von mindestens einer in der Führung befindlichen Einlaßöffnung (3) zu mindestens einer in der Führung befindlichen Auslaßöffnung (4) transportieren kann,
- - ein mit der Strömungsführung verbundenes, flexibles Zuleitungsrohr (5);
- - eine durch das Innere des flexiblen Zuleitungsrohres geführte Energie- bzw. Kraftübertragungsleitung (6), die im Arbeitszustand der Vorrichtung Energie bzw. Kraft von einer Antriebseinheit für das extrakorporale Erzeugen dieser Energie oder Kraft zur Pumpe überträgt, dadurch gekennzeichnet, daß das proximale Segment (90) steifer ist als das distale Segment (91) und/oder das Zuleitungsrohr (5) zumindest an seinem distalen Ende steifer ist als die Führung (10) oder deren distales Segment (91).
2. Vorrichtung nach Anspruch 1, worin das proximale
Segment (90) den gleichen Außendurchmesser aufweist wie das
distale Segment (91).
3. Vorrichtung nach Anspruch 2, worin das proximale
Segment (90) und das distale Segment (91) integral verbunden
sind.
4. Vorrichtung nach Anspruch 1, worin das proximale
Segment (90) einen im Vergleich zum Außendurchmesser des
distalen Segmentes (91) größeren Innendurchmesser aufweist.
5. Vorrichtung nach einem der voranstehenden Ansprüche, worin
das Zuleitungsrohr (5) über das proximale Segment (91) der
Führung (10) hinausragt und dieses umschließt.
6. Vorrichtung, nach einem der voranstehenden Ansprüche, worin
die Pumpe (1) im proximalen Segment (91) der Führung (10)
eingebettet ist.
7. Vorrichtung nach Anspruch 6, worin die Pumpe (1) am distalen
Ende des proximalen Segmentes (90) der Führung (10)
eingebettet ist.
8. Vorrichtung nach Anspruch 6 oder Anspruch 7, worin sowohl
die Einlaßöffnung(en) (3) als auch die Auslaßöffnung(en) (4)
auf derselben Seite der Pumpe (1) angeordnet sind.
9. Vorrichtung nach Anspruch 6 oder 7, worin die
Einlaßöffnung(en) (3) proximal und die Auslaßöffnung(en) (4)
distal zur Pumpe (1) angeordnet sind.
10. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, worin die
Pumpe im distalen Segment (91) der Führung angeordnet ist.
11. Vorrichtung nach einem der voranstehenden Ansprüche,
zusätzlich umfassend
- - mindestens einen im Bereich der künstlichen Blutstromführung außen auf ihr angeordneten Ballon (8), der über eine ebenfalls durch das Innere des flexiblen Zuleitungsrohres geführte Druckerzeugungsleitung mit Druck beaufschlagbar ist.
12. Vorrichtung nach Anspruch 8, 9 und 10, worin die Pumpe im
Bereich eines oder der Ballons angeordnet ist.
13. Vorrichtung nach einem der voranstehenden Ansprüche,
zusätzlich umfassend
- - eine Antriebseinheit für die extrakorporale Erzeugung der für das Pumpen notwendigen Energie bzw. Kraft.
14. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 10 bis 12, weiterhin
umfassend
- - eine Druckerzeugungs-Einrichtung zum extrakorporalen Erzeugen von Druck, mit deren Hilfe ein Fluid über die Druckerzeugungsleitung in den bzw. die Ballons eingebracht werden kann.
15. Vorrichtung nach einem der voranstehenden Ansprüche, worin
die kontinuierlich arbeitende Pumpe eine miniaturisierte
Zahnrad- oder Flügelzellenpumpe ist.
Applications Claiming Priority (2)
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---|---|---|---|
DE19535781A DE19535781C2 (de) | 1995-09-26 | 1995-09-26 | Vorrichtung zur aktiven Strömungsunterstützung von Körperflüssigkeiten |
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Publication Number | Publication Date |
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DE19711935A1 true DE19711935A1 (de) | 1998-04-02 |
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ID=7773225
Family Applications (2)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
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DE19535781A Expired - Fee Related DE19535781C2 (de) | 1995-09-26 | 1995-09-26 | Vorrichtung zur aktiven Strömungsunterstützung von Körperflüssigkeiten |
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