DE2449320A1 - Vollstaendig einpflanzbares kuenstliches herz - Google Patents
Vollstaendig einpflanzbares kuenstliches herzInfo
- Publication number
- DE2449320A1 DE2449320A1 DE19742449320 DE2449320A DE2449320A1 DE 2449320 A1 DE2449320 A1 DE 2449320A1 DE 19742449320 DE19742449320 DE 19742449320 DE 2449320 A DE2449320 A DE 2449320A DE 2449320 A1 DE2449320 A1 DE 2449320A1
- Authority
- DE
- Germany
- Prior art keywords
- heart
- blood
- rate
- pumping
- output
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Withdrawn
Links
Classifications
-
- F—MECHANICAL ENGINEERING; LIGHTING; HEATING; WEAPONS; BLASTING
- F02—COMBUSTION ENGINES; HOT-GAS OR COMBUSTION-PRODUCT ENGINE PLANTS
- F02G—HOT GAS OR COMBUSTION-PRODUCT POSITIVE-DISPLACEMENT ENGINE PLANTS; USE OF WASTE HEAT OF COMBUSTION ENGINES; NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
- F02G1/00—Hot gas positive-displacement engine plants
- F02G1/04—Hot gas positive-displacement engine plants of closed-cycle type
- F02G1/043—Hot gas positive-displacement engine plants of closed-cycle type the engine being operated by expansion and contraction of a mass of working gas which is heated and cooled in one of a plurality of constantly communicating expansible chambers, e.g. Stirling cycle type engines
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/10—Location thereof with respect to the patient's body
- A61M60/122—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body
- A61M60/196—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body replacing the entire heart, e.g. total artificial hearts [TAH]
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/20—Type thereof
- A61M60/247—Positive displacement blood pumps
- A61M60/253—Positive displacement blood pumps including a displacement member directly acting on the blood
- A61M60/268—Positive displacement blood pumps including a displacement member directly acting on the blood the displacement member being flexible, e.g. membranes, diaphragms or bladders
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/40—Details relating to driving
- A61M60/424—Details relating to driving for positive displacement blood pumps
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/40—Details relating to driving
- A61M60/424—Details relating to driving for positive displacement blood pumps
- A61M60/438—Details relating to driving for positive displacement blood pumps the force acting on the blood contacting member being mechanical
- A61M60/441—Details relating to driving for positive displacement blood pumps the force acting on the blood contacting member being mechanical generated by an electromotor
- A61M60/443—Details relating to driving for positive displacement blood pumps the force acting on the blood contacting member being mechanical generated by an electromotor with means converting the rotation into a translational movement of the displacement member
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/50—Details relating to control
- A61M60/508—Electronic control means, e.g. for feedback regulation
- A61M60/515—Regulation using real-time patient data
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/50—Details relating to control
- A61M60/508—Electronic control means, e.g. for feedback regulation
- A61M60/538—Regulation using real-time blood pump operational parameter data, e.g. motor current
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/80—Constructional details other than related to driving
- A61M60/855—Constructional details other than related to driving of implantable pumps or pumping devices
- A61M60/857—Implantable blood tubes
- A61M60/859—Connections therefor
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/80—Constructional details other than related to driving
- A61M60/855—Constructional details other than related to driving of implantable pumps or pumping devices
- A61M60/871—Energy supply devices; Converters therefor
- A61M60/873—Energy supply devices; Converters therefor specially adapted for wireless or transcutaneous energy transfer [TET], e.g. inductive charging
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/80—Constructional details other than related to driving
- A61M60/855—Constructional details other than related to driving of implantable pumps or pumping devices
- A61M60/871—Energy supply devices; Converters therefor
- A61M60/876—Implantable batteries
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/80—Constructional details other than related to driving
- A61M60/855—Constructional details other than related to driving of implantable pumps or pumping devices
- A61M60/89—Valves
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/80—Constructional details other than related to driving
- A61M60/855—Constructional details other than related to driving of implantable pumps or pumping devices
- A61M60/89—Valves
- A61M60/894—Passive valves, i.e. valves actuated by the blood
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
- A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
- A61M2205/3331—Pressure; Flow
- A61M2205/3334—Measuring or controlling the flow rate
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
- A61M2205/82—Internal energy supply devices
- A61M2205/8237—Charging means
- A61M2205/8243—Charging means by induction
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/10—Location thereof with respect to the patient's body
- A61M60/122—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body
- A61M60/126—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body implantable via, into, inside, in line, branching on, or around a blood vessel
- A61M60/148—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body implantable via, into, inside, in line, branching on, or around a blood vessel in line with a blood vessel using resection or like techniques, e.g. permanent endovascular heart assist devices
-
- F—MECHANICAL ENGINEERING; LIGHTING; HEATING; WEAPONS; BLASTING
- F02—COMBUSTION ENGINES; HOT-GAS OR COMBUSTION-PRODUCT ENGINE PLANTS
- F02G—HOT GAS OR COMBUSTION-PRODUCT POSITIVE-DISPLACEMENT ENGINE PLANTS; USE OF WASTE HEAT OF COMBUSTION ENGINES; NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
- F02G2280/00—Output delivery
- F02G2280/005—Medical applications, e.g. for prosthesis or artificial hearts
Description
Government of the United States of America Department of Health, Education, and Welfare
U.S.A., Washington, D.C. 20201
Die vorliegende Erfindung bezieht sich im wesentlichen auf ein künstliches Herz, und zwar insbesondere auf ein vollständig einpflanzbares künstliches Herz, welches in einem Menschen oder Tier
angeordnet werden kann und das natürliche menschliche oder tierische Herz vollständig ersetzt.
Von den lebensnotwendigen Organen besitzt das Herz die elementarste
Funktion, da es einfach als eine Pumpe arbeitet. Das Herz ist eine
4 Kammern aufweisende Vorrichtung, die aus zwei als Ventrikel bezeichneten Pumpen und zwei als Vorhöfe (Atria) bezeichneten Reservoirs
besteht. Das rechte Herz pumpt das venosierte Blut mit einem niedrigen
Druck (20 mm Hg) zu den Lungen, wo Kohlenstoffdioxyd freigegeben wird und das Blut oxygeniert wird. Das linke Herz pumpt das oxygenierte
Blut mit hohem Druck (120 mm Hg) in das arterielle System. Die mittlere Blutströmung durch das rechte und linke Herz beträgt typischerweise
6 Liter pro Minute. Der.linke Ventrikel leistet ungefähr die
vierfache Arbeit des rechten Ventrikels. Die mechanische Pumpkraft des Herzens liegt üblicherweise zwischen 1,5 und 4 Watt. (Diese Lei-
stungspegel sind über 10 mal größer als die für Herzschrittmacher erforderlichen
Kräfte)
609818/0419
Das Herz ist eine äußerst komplizierte Pumpe, die sich einem großen Bereich von Leistungsanforderungen anpassen muß, um
eine den physiologischen Erfordernissen angepaßte Blutströmung zu bewirken. Um diesen Anforderungen - zwischen Schlaf und
Spitzenbelastung - zu entsprechen, muß das Herz die erforderliche Strömung durch Änderungen in der Schlag rate iZ und/oder dem
Schlagvolumen sicherstellen.
Wert und Wichtigkeit der vorliegenden Erfindung werden ohne weitere:
klar, wenn man bedenkt, daß ein an Kardiovaskulär-Erkrankung (der Haupttodesursache in den U.S.A.) leidender Patient dauernd
oder aber teilweise auf ein Bett oder einen Rollstuhl angewiesen ist, und zwar wegen des kranken Herzens.Ein solcher Patient
könnte sich einer Operation unterziehen, wobei das Herz des Patienten vollständig entfernt würde und das gemäß der Erfindung
ausgebildete Herz innerhalb des Körpers des Patienten angeordnet würde, um so das entfernte Herz zu ersetzen. Nach einer
solchen Operation könnte der Patient, dessen Lebenszeit vor der Operation.äußerst fraglich und jedenfalls sehr kurz bemessen war,
ein im wesentlichen normales und auch aktives Leben wiederaufnehmen, und zwar könnte der Patient sogar an den Einsatz des
Körpers erfordernden Sportarten und Spielen sich beteiligen und dieses aktive Leben für eine unbegrenzte Zeitdauer beibehalten.
Die vorliegende Erfindung ist so ausgelegt, daß sie - mit anderen ' Worten gesagt - die Lebenszeiten von menschlichen oder tierischen
Patienten unbeschränkt verlängert, von Patienten also, die infolge von Herzproblemen eine beträchtlich verkürzte Lebenszeit
haben würden.
In der Vergangenheit wurden künstliche einen vollständigen Ersatz für ein menschliches oder tierisches Herz bildende Herzen
so ausgebildet, so daß sie von einer Energiequalle versorgt wurden,
die außerhalb des Körpers des Benutzers getragen wurde. Zur Verbindung der externen Leistungsquelle mit dem eingepflanzten Herz
mußte im Körper des Benutzers eine öffnung vorgesehen sein. Die
Erzeugung der öffnung und das Einsetzen des Verbindungselementes hat für den Benutzer Unbequemlichkeiten, mögliche Störungen und
eine Infektionsgefahr zur Folge«
Es ist bekannt, daß das natürliche Herz während einer Ruhepause
609818/0419
weniger Blut pumpt, als während Übungen, wobei dies dadurch erreicht wird, daß das Herz die Frequenz oder die Schlagzahl
und die Blutausgangsgröße pro Schlag verändert. Die Betriebsgeschwindigkeit bekannter künstlicher Herzen wurde bei einer
Änderung einer vorgesehenen körperlichen Aktivität gesteuert, und zwar durch die natürliche Einstellung eines Rheostaten
oder eines äquivalenten Elementes, welches nur die Pumpfrequenz
ändert, während die Blutausgangsgröße pro Schlag im wesentlichen konstant bleibt." Infolgedessen ist der Betriebsbereich bekannter
künstlicher Herzen nicht so groß und so flexibel wie der Betriebsbereich des natürlichen Herzens, der von vollständiger Ruhe bis
zu sehr heftigen Übungen reicht.
Die vorliegende Erfindung bezweckt die,Nachteile des Standes
der Technik zu überwinden, wobei ein vollständig einpflanzbares
künstliches Herz vorgesehen wird, welches innerhalb des Brustraums eines Menschen oder eines Tieres angeordnet werden kann.
Die Erfindung bezweckt ferner ein vollständig einpflanzbares Herz in der Weise vorzusehen, daß es ein menschliches oder tierisches
Herz vollständig ersetzt und automatisch die Schlagfrequenz und das Schlagvolumen oder die Ausgangsgröße pro Schlag verändert.
Weiterhin bezweckt die Erfindung ein einpflanzbares Energiesystem vorzusehen, das Leistung aus einer internen Speichereinheit aufnimmt
und die Energie in gebrauchsfähige Antriebsenergie umwandelt, um die Kammern des gesamten Herzens in einer gesteuerten Weise
zusammenzudrücken. Dabei ist ferner gemäß der Erfindung ein Steuersystem vorgesehen, welches den Energiestrom vom eingepflanzten
Leistungssystem zum künstlichen Herz reguliert, wobei die kontrollierte Ausgangsenergie in das Blut mit den richtigen physiologischen
Wellenformen vorgesehen ist. Ferner bezweckt die Erfindung ein künstliches Herz in der Weise vorzusehen, daß dies
das gesamte zurückkehrende venosierte und pulmonäre Blut bei allen festgelegten Anforderungen aufnimmt. Die erfindungsgemäße
vollständig einpflanzbare Leistungseinheit liefert die erforderliche Energie mit einem Strom-, Spannungs- und Frequenzwert, wie
er für den Betrieb des gesamten Herzens erforderlich ist, ohne daß dabei übermäßig Wärme entsteht. Ferner bezweckt die Erfindung
dabei ein Steuersystem anzugeben, welches auf die sich ändernden
609818/0419
physiologischen Bedürfnisse und auf die augenblicklichen Energie-anforderungen
anspricht. Die Erfindung bezweckt ferner die Wärmeverteilung innerhalb des Systems vorzusehen,, und auch die
Übertragung der Wärme an das umgebende biologische Gewebe und die biologischen Flüssigkeiten. Die Erfindung sieht ferner eine
angemessene Strömung zu den pulmonären und systemischen Geweben vor, und zwar ohne Schädigung des Blutes. Die Erfindung sieht
ferner ein künstliches Herz vor, welches in der Lage ist, pseudoendothele Oberflächen auf allen seinen blutberührenden
Oberflächen zu entwickeln. Ferner bezweckt die Erfindung ein Gesamtherz vorzusehen, welches Blut weder von den Lungen noch
dem Venenbaum anfordert und welches voll auf die rückkehrende Strömung anspricht. Ferner sieht die Erfindung ein System vor,
welches normal ohne Erzeugung unerwünschten Geräusches, Schwingungen oder anderer Nebenwirkungen arbeitet. Das erfindungsgemäße
Herz ist derart ausgebildet, daß es mit drei Arten interner Leistungssteuersysteme zusammenarbeitet, nämlich mit einem elektrischen,
einem pneumatischen oder einem Nuklearsystem,
Zur Erreichung dieser und weiterer Ziele ist gemäß einem Hauptmerkmal
der vorliegenden Erfindung vorgesehen, daß ein vollständig einpflanzbares Ersatzherz vier Pumpkammern, zwei Atrien
und zwei Ventrikel aufweist, wobei eine Energieeinheit dazwischen eingefügt ist. Das erfindüngsgemäße vollständig einpflanzbare
Ersatzherz weist eine rechte und linke Seite auf, wobei ferner ein Energieumwandler und ein Herzfrequenzsteuercomputer vorgesehen
sind. Das erfindungsgemäße Herz weist ferner eine Energiespeicherpackung
auf, wobei ferner eine Energiewiedergewinnungseinheit vorgesehen ist.
Das erfindungsgemäße künstliche Herz ähnelt einem natürlichen
Herzen. Es ist eine vier Kammern aufweisende Pumpe mit zwei Atrien mit zwei.großen, den Zufluß zu den Ventrikeln bildenden
Ventilen und trikuspiden pulmonären und aortischen Ventilen.Das Blut strömt in die Atri-a durch chirurgische Schnellverbindungen,
die so ausgebildet sind, daß sie in Größe und Form den natürlichen Gefäßen und dem künstlichen Herzen entsprechen. Die Atrien sind
derart ausgebildet, daß sie große Änderungen bei der rückkehrenden
609818/0419
venösen Strömung aufnehmen und auf intrathorakaler Druck ansprechen.
Große Atrio-Ventrikular-Ventile wurden entwickelt,
um große Strömungsflächen zu erzeugen, um den Druckabfall zu
minimieren, um schnelle Füllung zu erreichen und um Zonen geringer Strömung innerhalb der Atrien und Ventrikel zu minimieren.
Die Ventrikel sind derart ausgebildet, daß sie eine gleichförmige Pumpwirkung erzeugen, ohne das Blut zu schädigen
oder stagnierende Strömungszonen zu bilden. Sie sind ferner derart angeordnet, daß die sich bewegenden internen Oberflächen
nicht miteinander während des Pumpzyklus in Berührung kommen. Dies wird deshalb gemacht, um potentielle Abrebpunkte zu eliminieren,
und um zu gestatten, daß lebende Zelloberflächen auf die 'innenoberfläche der Pumpe gebracht werden können. Alle mit
dem Blut in Berührung stehenden Oberflächen sind derart ausgebildet,
daß sie die Entstehung einer lebenden Oberfläche, d.h. indotheliale oder pseudo-indotheliale Oberflächen gestatten.
Sämtliche Komponenten können aus Materialien hergestellt sein, die eine lebende Oberfläche nicht erfordern. Die Kompression
der Ventrikel wird durch eine Druckplatte erreicht, die mit der Aussenoberflache der Ventrikel verbunden ist. Die Ventrikelausstoßvolumen
sind annähernd gleich denjenigen des natürlichen Herzens, so daß ein Arbeitsherzschlagbereich erreicht wird, der
dem des natürlichen Herzens ähnelt. Die Komponenten des einpflanzbaren Herzens sind einzeln ersetzbar. Die Erfindung sieht
ferner folgendes vor:
Der Energieumwandler ist derart ausgebildet, daß er zwischen der Blutpumpenanordnung oder in der abdominalen Anordnung einsetzbar
ist und die gesteuerte Leistung zur Betätigung sowohl der linken und der rechten Herzen liefert. Das System wandelt
eine Drehbewegung in eine Linearbewegung innerhalb des mechanischen Energieumwandlers um, um jede Ventrikel zu bewegen..
Nachdem der Betätiger vollständig in seine Ausstoßstellung bewegt ist, ist er frei, in seine ursprüngliche Position zurückzukehren.
Er wird nicht zurückkehren, wenn nicht hinreichend viel Blut in der Atria vorhanden ist, um in die Ventrikel zu
strömen. Der Grad des Füllens oder die Rückkehr des Betätigers wird somit vollständig durch die verfügbare Blutversorgung in
den Atrien gesteuert, zwar auf einer Schlag-für-Schlag-Basis.
609818/0419
Auf diese Weise wird automatisch das Schlagvolumen von Null
bis zu einem vollständig vollen Schlag verändert. Die Leistungsänderungen infolge der Fülländerungen werden an den
Energieumwandler und die Motorsteuerelektronik zurückgemeldet. Die Motorsteuerelektronik erzeugt eine veränderbare elektrische
Eingangsleistung, um den augenblicklichen Belastungsbedingungen zu genügen, und um eine konstante Geschwindigkeit aufrechtzuerhalten,
die ihrerseits die vorbeschriebene Herzfrequenz aufrechterhält, welche durch den Herzsteuercomputer angeordnet
wird. Das ein Stück bildende eingepflanzte Paket enthält den Herzsteuercomputer, MotorSteuerschaltungen, Batterien, Batterieladungssteuereinheiten
und Fühlvorrichtungen, welche das Ausmaß der linken oder rechten Ventrikelfüllung überwachen.
Das erfindungsgemäße künstliche Herz ist derart ausgebildet,
daß es mit elektrischen oder pneumatischen internen Leistungssystemen oder einem internen Kernleistungssystem zusammenarbeitet.
Das elektrisch betriebene vollständig einpflanzbare künstliche Herz weist folgende Elemente auf:
a) Eine Blutpumpe und ein Energiesystem, die im Thorax angeordnet sind;
b) ein Steuersystem, eine Leistungskonditionierschaltung und eine Energiespeichereinheit, die im Bauchraum unter dem
Zwerchfell angeordnet sind;
c) eine unter der Haut angeordnete Energieaufnahmespule, welche
die Energie von einer externen Übertragungseinheit aufnimmt.
Die zum Betrieb dieses Systems erforderliche elektrische
Leistung wird über die intakte Haut zu dem eingepflanzten Transformator hin übertragen. Die Energie wird direkt zur Leistungsversorgung des Umwandlers und/oder zur Ladung der eingepflanzten
Batterien verwendet. Wenn die externe Leistungsquelle unterbrochen ist, so schaltet sich das System automatisch auf die
interne Batterieleistung um (welche eine Entladekapazität bis zu 4 Stunden besitzt). Das vollständige Herzsystem ist in der
Lage, sämtlichen Herzausgangsgrößenanforderungen au genügen und zwar vom Ruhezustand bis zur Spitzenbelastung_ (15 L/Minute).
609818/0419
Es ist möglich, die Verwendung von biologischen Brennstoffzellen ins Auge zu fassen, die das elektrische System vollständig
einpflanzbar und in sich abgeschlossen machen würden.
Das durch Kernkraft betriebene vollständig einpflanzbare
künstliche Herz ersetzt eine thermische Maschine mit einer Kernheizquelle für die Energiespeichereinheit des elektrisch
betriebenen Herzens. Durch die Maschine erzeugter hydraulischer Druck wird über ein Rohr der Blutpumpe und ihrer in der Brust
angeordneten Steuereinheit zugeführt. Die Wärmeenergiequelle sind ungefähr 100 Gramm Plutonium-238 (Pu-238) in einer dreischichtigen
Metallkapsel, die nachweislich der Korrosion, hohen Stoß- und Berstdrücken und auch einer Verbrennung widersteht,
um das Austreten des Radioisotops bei einem Unfall zu verhindern.
Es kann eine oder zwei thermische Maschinen verwendet werden. Die eine ist eine Dampfzyklus-Dampfmaschine, die andere eine
modifizierte Stirling-Zyklus-Maschine.
Bei dem Dampfzyklusmaschinensystem wechselt das Wasser jede Sekunde vielmals zwischen den Dampf- und Flüssig-Phasen. Das
bei üblichen Ramkine-Maschinen auftretende Grundproblem des Lecks von Ventil- und Gleitdichtung wird bei der Dampfzyklusmaschine
vermieden, da diese weder Ventile noch Gleitdichtungen benutzt. Die Linearbewegung wird mittels Balgen erreicht.
Die Dampfzyklusmaschine kann elektronisch gesteuert werden , und zwar über irgendeinen elektromechanischen Betätiger, wie
beispielsweise einen Solinoid-Drehmomentmotor oder ein piezoelektrisches bimorphes Element. Das Unterdrucksetzen der Maschine
wird dadurch erreicht, daß man einen einzigen Wassertropfen verdampft oder diesen vom Kondensator in das Siedeelement bringt.
Die modifizierte Stirling-Maschine ist in einer Leistungsquelle eingebaut, die hydraulische Energie erzeugt, welche einen automatisch
gesteuerten Betätiger mit Leistung versorgt. Wärme wird durch ein Radioisotop geliefert und in einem Schmelzsalzreservoir
609818/0419
_ ο „
gespeichert. Flüssigkeit wird mit einer Druckdifferenz von
ungefähr 200 psig gepumpt.
Ej η Verschiebeelement osziliert in einem geschlossenen Maschinenzylinder, der am einen Ende erhitzt und am anderen gekühlt ist.
Der Ringraum zwischen dem Zylinder und dem Verschiebeelement wirkt als der Gas-Heizer-Regenerator und Gas-Kühler, und zwar
mit einem Minimum an totem Volumen. Anstelle des üblicheren Leistungskolbens ist das kalte Ende der Maschine mit Einlaß-
und Auslaß-Prüfventilen versehen^ die es gestatten, daß durch den oszilierenden Regenerator erzeugte Druckanstiege eine gepumpte
Gas- oder Flüssigkeits-Ausgangsgröße erzeugen. Das Verschiebeelement wird am heißen Ende durch ein Biegeelement (Flexure
gehaltert und vom kalten Ende durch einen steuerbaren Verschiebeantrieb und ein Stützsystem betrieben, welches durch Maschinendruckimpulse
mit Leistung versorgt wird.
Der Betrieb als direktes Pumpsystem eliminiert große Lagerbelastungen.
Der Zwischenraum-Regenerator anstelle des üblichen Verschiebeelementes mit einem festen Regenerator eliminiert das
Verschiebeelement-Gasabdichtungsproblem und vereinfacht diese Miniaturmaschine beträchtlich. Beim Verschiebeelementantrieb
isoliert eine Metallbalgendichtung hermetisch sämtliche sich bewegenden Lager- und Dichtungs-Oberflächen gegenüber dem Maschinenarbeitsgas,
wodurch sich eine große Auswahl hinsichtlich der Lagerschmierung ergibt. Die Verschiebeelementlagerung am
heißen Element ist ein Biegeelement, welches mit einem Belastungspegel arbeitet, der hinreichend klein ist, um eine lange Lebensdauer
zu gewährleisten»
Die pneumatische Leistung kann durch eine Thermokompressormaschine
geliefert werden, die eine Variante der Stirling-Maschine ist. Das modifizierte Stirlingkreislaufsystem der Thermokompressor~
maschine wandelt die Wärme direkt in ein Druckgas um» und zwar durch Erhitzen und Abkühlen des Arbeitsmediums in einem geschlossenen
Kreislauf» Das Gas wird expandiert, wenn es heiß
ist und zusammengedrückt„ wenn es kalt ist wad Arbeit wird herausgezogen
f da die Expansionsarbeit die Druckarbeit übersteigt« Die
— g —
eingepflanzte Thermokompressormaschine wandelt die Wärme von der Radioisotopquelle in durch ein Arbeitsmedium verwendbare
Energie um.
Die Druckdifferenz im System wird durch eine einzige Verschiebungskolbenkammer
erreicht (die Temperatur des heißen Endes liegt oberhalb 12OO°F und die des kalten Endes unterhalb
25O°F). Die eingepflanzte Maschine verwendet eine gegenüber dem Antriebskolben externe Regeneration. Der Verschiebungskolben
bewegt das Gas von Ende zu Ende des Zylinders, und zwar durch einen Regenerator und durch einen Erhitzer. Wenn der Verschiebungskolben
das Gas in das heiße Ende des Zylinders hineinbewegt, so wird das durch den Regenerator fließende Gas erhitzt
und durch das heiße Ende der Maschine erhitzt, wodurch der Gasdruck ansteigt.
Das System verwendet die pneumatische Leistung zur Modulation und Betätigung des Betriebes des künstlichen Herzens. In Verbindung
mit den anderen Komponenten des künstlichen Herzens kann eine pneumatische Pumpenbetätigungsvorrichtung verwendet
werden.
Die Thermokompressormaschine verwendet einen thermodynamischen Kreislauf, in welchem Helium abwechselnd erhitzt und abgekühlt
wird, um Druckfluktuationen zu erzeugen, die zum Antreiben eines künstlichen Herzens verwendet werden können. Die Thermokompressormaschine
ist mit der Blutpumpe gekoppelt, und' zwar durch eine pneumatische Logikeinheit.
Anstelle dieser internen in den Bauchraum des Patienten eingepflanzten
Leistungssteuer systeme kann das erfindungsgemäße künstliche Ersatzherz mit einem insich abgeschlossenen Kernantriebssystem
ausgestattet sein.
Die Steuertheorie des vollständig einpflanzbaren künstlichen Herzens beruht auf dem Grunderfordernis, daß das totale künstliche
Herz funktionell den physiologischen Anforderungen für die Versorgung des Körpers mit Blut genügen muß. Dies zu er
reichen muß das Steuersystem sicherstellen, das zu jeder ge-
609818/0419
gebenen Zeit das totale künstliche Herz sämtliches zu ihm zurückgebrachtes Blut pumpt. Es muß in der Lage sein, jeden
gegebenen venösen Rückfluß in die pulmonar Arterie und Aorta
bei normalen Drücken zu pumpen und zwar ohne mehr anzufordern als verfügbar und bei normalen venösen Druck» Wenn die system (Körper)
und pulmonären venösen Rückläufe vorübergehend ungleich
sind, so müssen die Pulmonar- und System- Ausgangsgrößen in entsprechender Weise auch ungleich sein. Zudem darf das
Steuersystem keine intravaskulären Wandler oder Fühler aufweisen, "muß für jeden gegebenen Leistungsausgangspegel (während
des Schlafs beispielsweise, der Ruhe oder bei übung) die Gesamtsystemleistungsfähigkeit
maximieren und muß unempfindlich sein gegenüber Änderungen der räumlichen Orientierung und Lage des
Systems.
Eine Analyse der physiologischen Steuermechanismen des natürlichen
Herzens wurde durchgeführt. Die physiologischen Herzsteuersysteme sind verschiedenartig und komplex. Das Endergebnis
besteht darin, daß das natürliche Herz seine Ausgangsgröße schnell ändern kann, um einem großen Bereich von physiologischen Anforderungen
zu genügen. Grundsätzlich gibt es intrinsische (innewohnende) und extrinsische (äußere) Mechanismen der Herzsteuerung.
Die innewohnende Steuerung ergibt sich aus der Natur des Herz-Druckvolumens oder der Herz-Muskelfaser (Beanspruchungslänge) -Beziehung. Hierin liegt die Basis für das Frank-Starling-Gesetz,
welches besagt, daß (bei Nichtvorhandensexn von äußeren Einflüssen) das Herz seine Ausgangsgröße infolge einer erhöhten
Eingangsgröße erhöhen wird. Die äußere Herzsteuerung ist das Ergebnis eines komplizierten neurohumoralen Systems, welches die
Fähigkeit besitzt, die Herzrate, den periphären vasculären Tonus
(arteriol und venös) und den mechanischen Zustand des Herzmuskels (beispielsweise die Position in der Druck-Volumenkurve)
zu regulieren und zwar um physiologischen Anforderungen zu genügen. Zudem ergibt es äußere und innere Mechanismen, welche die
Koronadurchblutung "selbst regulieren", so daß die metabolische Versorgung (Brennstoff) den metabolisehen Anforderungen
des Herzens genügt und die Produkte des Metabolismus (Abfall) entfernt werden. der Arteriolen
609818/0419
Die Steuertheorie für das gesamte künstliche Herz umfaßt sowohl innewohnende als auch äußere Mechanismen. In diesem
Fall ist die innewohnende Steuerung die eingebaute Beziehung zwischen dem venösen Rücklauf (ventriculäre Füllung), Schlagvolumen
und Herzfate. Infolge dieser innewohnenden Steuerung können die äußeren physiologischen Steuermechanismen noch
immer den Aufnehmer beeinflussen. Eine direkte Eingabe an das gesamte künstliche Herz vom zentralen Nervensystem ist natürlich
nicht vorhanden. Die Herzausgangsgröße steigt jedoch infolge der periphären neurohumoralen Effekte des psychischen Stimulus an:
Die allg. adrenergischen Pegel steigen an, wenn das sympathische Nervensystem und die Adrenal-Medulla aktiviert werden; der (arteriole)
Tonus der Arteriolen steigt an, um den System-Druck zu erhöhen; das venöse Kapazitätsvolumen nimmt ab, was einen erhöhten
venösen Rücklauf zur Folge hat. Die Herzausgangsgroße wird erhöht, wenn das gesamte künstliche Herz anspricht, indem es
den gesamten erhöhten Rücklauf (durch automatische Erhöhung des Schlagvolumens und der Herzrate) in einen höheren systemischen
Druck pumpt; mehr Druck-Volumen-Arbeit wird geleistet, wobei die dafür erforderliche zusätzliche Leistung augenblicklich verfügbar
ist.
Kurz gesagt kann man sagen, daß durch die innewohnende Steuerung durch den venösen Rücklauf und durch die großen Mengen von augenblicklich
dafür verfügbarer Leistung das gesamte künstliche Herz in der Tat vollständig durch physiologische Anforderungen
gesteuert ist. Demonstrationen zeigten, daß diese Steuertheorie hämodynamisch stabil ist und vollständig auf die physiologischen
Anforderungen in mehrtägigen Versuchen anspricht, und zwar bei einer Verschiedenheit von vorgesehenen cardiovasculären Bedingungen.
Weitere experimentelle Untersuchungen sind erforderlich, um bei chronischen Zuständen die physiologische Wirksamkeit
dieser Theorie nachzuweisen.
Es wurden zwei HerzSteuercomputer zur Steuerung des vollständigen
Herzens entwickelt. Das eine ist ein Analogsystem und das andere ein Digitalsystem. Die Steuertheorie verwendet das Schlagvolumen
als einen der Hauptsteuerparameter. Wenn die pulmonären oder
systemischen Blutströmungsanforderungen steigen und volle Schlagvolumina verwendet werden, so wird die Herzschlagrate
automatisch so weit erhöht, bis das Schlagvolumen auf weniger als den vollen Schlag abnimmt. Wenn dieser Zustand erreicht
ist, wird die Herzrate verringert, um ein Gleichgewicht zwischen der Anzahl der vollen und teilweise vollen Schlagvolumina herzustellen.
Die Konvergenz des Systems wird erreicht, weil das gänzlich eingepflanzte Herz stets bestrebt ist, Vollschlagoder
nahezu Vollschlagbedingungen entweder in der linken oder der rechten Ventrikel wiederherzustellen und aufrechtzuerhalten.
Jede Kombination von Bedingungen mit verändertem Schlagvolumen oder Herzgeschwindigkeit in entweder der linken oder der
rechten Ventrikel - was möglicherweise eine divergente Instabilität (d. h. eine extreme Tachykardie oder Bradykardie) erzeugen
könnte - ist eliminiert.
Experimentelle Untersuchungen bestätigten die Computersteuerlösung,
bei welcher das Herz a) automatisch seine Rate erhöht, wenn das ganze entweder zum linken oder rechten Herz zurückkehrende
Blut nicht durch Erhöhung des Schiagvolumens bis zur
Grenze gepumpt werden kann; b) verringert die Rate, wenn das entweder zum linken oder rechten Herz zurückkehrende Blut
niedrig liegt und nur eine sehr begrenzte Anzahl von vollen Schlägen benötigt, um das ganze zurückkehrende Blut zu pumpen;
c) weiterhin mit einer gegebenen Rate arbeitet, wenn die Anzahl
der vollen Schläge annähernd die gleiche wie die Anzahl der nicht vollen Schläge ist. Diese Steuerlogik arbeitet auf einem Konvergenzprinzip.
Das System hat stets das Bestreben, auf eine Rate hin zu konvergieren, welche das Schlagvolumen auf seinem vollen
oder nahezu vollen Wert oder auf einem vorbestimmten hohen Prozentsatz des vollen Schlagvolumens hält.
Die Haupteingangsgröße in den Herzsteuercomputer sind Vollschlagsignale
von sowohl linken und rechten Ventrikeln. Der Computer überwacht kontinuierlich die Schlagrate und das Schlagvolumen
für jeden Schlag und führt eine Analyse a«sff nnä swar
basierend auf der unmittelbar vorangehenden Reihe von Heraschlägen,
■ - 13 -
beispielsweise von jeden fünf vorangegangenen Herzschlägen. Eine der folgenden Bedingungen wird vorherrschend sein und
basierend auf einer Fünf-Herzschlaganalyse die sich ergebende Wirkung erzeugen:
a) Wenn entweder die linke oder rechte Ventrikel eine hinreichende
Anzahl von Schlägen, beispielsweise vier oder fünf volle Schläge gemacht hat, wird der Computer die
Herzrate um beispielsweise fünf Schläge pro Minute erhöhen und automatisch die nächste Reihe oder Serie von Schlägen
überprüfen;
b) wenn die linke Ventrikel zwei oder drei volle Schläge aufgenommen
hat und die rechte Ventrikel nicht mehr als drei volle Schläge aufnahm, so wird der Computer signalisieren,
daß die Herzrate konstant gehalten wird und zwar beispielsweise für die nächsten fünf oder zehn Sekunden;
c) wenn die linke Ventrikel keinen oder einen vollen Schlag aufgenommen
hat und die rechte Ventrikel nicht mehr als drei
' volle Schläge aufnahm , so signalisiert der Computer dem
Herzen seine Herzrate abzusenken, beispielsweise um fünf Schläge pro Minute, wobei dieser Zustand fünf oder zehn
Sekunden aufrechterhalten wird;
d) wenn die linke Ventrikel drei oder weniger volle Schläge aufgenommen
„hat, die rechte Ventrikel aber vier oder fünf volle Schläge aufnahm, so erhöht der Computer die Rate beispielsweise
um fünf Schläge pro Minute. (Ein besonders wichtiger Teil der Steuerlogik ist dieses automatische übersteuern.
der Herzrate vom rechten Herz, wobei Empfindlichkeit gegenüber zentralen venösen Bedingungen erzeugt wird.)
Der Herzsteuercomputer (HCC) reguliert automatisch die Herzrate
über einen großen Bereich hinweg, beispielsweise von 50 bis Schlägen pro Minute, und zwar infolge von physiologischen
Bedürfnissen. Im Herzen aber nicht innerhalb der Ventrikel angeordnete Fühler erzeugen jedesmal dann ein Ausgangssignal,
wenn eine Ventrikel (die linke oder rechte) hinreichend viel Blut zur Erreichung eines vollen Schlagserhält. Im Blutstrom
oder Gewebe sind keine Fühler erforderlich. Erfindungsgemäß speichert der Computer Information bezüglich der vorangegangenen
609818/0419
Blutpumpenfüllvorgeschichte und verarbeitet diese für jeden Schlag oder jedes Vielfache von Schlägen (beispielsweise alle
zwei bis fünf Sekunden abhängig von der Herzrate), um die oben beschriebene erfindungsgemäße Steuerung vorzusehen. Sämtliche
numerischen Konstanten können geändert werden, um die Empfindlichkeit des Herzsteuercomputers entweder zu erhöhen
oder zu verringern. Die obigen Konstanten haben sich bei der Erreichung eines geeigneten Empfindlichkeits- und Ansprechgrades
gegenüber sämtlichen normalen und anomalen (durch Drogen bewirkten) physiologischen Bedingungen erwiesen. Der vollständige
Herzsteuercomputer kann auf die Größe eines U.S.10-Cent-Stücks
reduziert werden.
Es wurden eine Anzahl möglicher Steuerverfahren bei Ermittlung des Steuersystems betrachtet. Diese sind:
a) Kontinuierliches Trendverfahren: Wenn das Schlagvolumen sich erhöht oder abnimmt, würde die Herzrate erhöht oder verringert
werden", und zwar auf einer Prozent-Basis für jede Inkrementenänderung
im Schlagvolumen auf einer Schlag-für-Schlag-Basis, wobei sowohl die rechten als auch die linken Ventrikel auf
Änderung analysiert werden;
b) das Verfahren der Füllrate: Wenn Änderungen der Füllrate und im Prozentsatz des Schlagvolumens auftreten, würde die
Herzrate erhöht oder verringert;
c) das Verfahren des vollständigen Schlagvolumens: Wenn eine der Ventrikel gefüllt wird, geht das Herz automatisch in die
Systole und stößt das ganze Blut in jeder Ventrikel aus, oder die gefüllte Ventrikel stößt aus und die andere Ventrikel
stößt solange nicht aus, bis sie vollständig gefüllt ist; die Ventrikel, die jedoch zuerst ausstößt, kann ein zweites
Mal solange nicht ausstoßen,, bis die zweite Ventrikel ihren
Ausstoß beendet hat. Zwischen diesen beiden Grenzen gibt es eine Verschiedenheit von synchronen und asynchronen Bedingungen
, die aufgestellt werden können»
Keine der obigen Lösungen erfordert irgendeine Instrumentierung oder Fühler im Blutstrom? sie sind gegenüber Bewegung und irgend-
609818/0419
einer räumlichen Anordnung nicht empfindlich; diese Konzepte
gestatten die Steuerung der Rate und des Schlagvolumens mit elektrischen, hydraulischen oder pneumatischen logischen
Schaltungen. Dies gestattet das Arbeiten der nuklearen Herzsysteme ohne die ,Erzeugung von elektrischer Energie für die
Steuerung. Das vollständig eingepflanzte Herzsystem verwendet
bei Tierversuchen das vereinfachtere Steuerkonzept, welches
den Zustand in jeder Ventrikel basierend auf dem Prozentsatz des vollen Schlags überwacht, wie oben diskutiert. Wenn das
System die Kapazität zur automatischen Änderung des Schlagvolumens und der Rate besitzt, so gestattet es die Bestimmung der physiologischen
Trends und Erfordernisse sehr genau und mit der entsprechenden Empfindlichkeit, so daß das gesamte Herz automatisch
seine Rate erhöht, absenkt oder konstant hält, und zwar basierend auf physiologischen Anforderungen, um ein stabiles
Steuersystem vorzusehen.
Ein zufriedenstellendes Arbeiten ist physiologisch davon abhängig,
daß man Oberflächen verwendet, die keine Embolien oder Thrombosen hervorrufen, oder das Blut während des Pumpens
schädigen, um dies zu erreichen, sind sämtliche mit dem Blut
in Berührung kommenden Oberflächen derart ausgebildet, daß sie die Entwicklung von lebenden Oberflächen der endothelialen und
pseudoendothelialen Art gestatten. Alle Oberflächen bilden glänzende lebende Zwischenschichtoberflächen für den Blutstrom.
Anfangs bestand eine gewisse Schwierigkeit bezüglich der Strömung und der Thrombosebildung. Bei späteren Versuchen wurden jedoch
durchFabrikationsänderungen diese Probleme minimiert. Es sind keine signifikanten nachteiligen physiologischen Effekte aufgetreten,
wie beispielsweise periphäre Embolie und Körperschädigungen. Die Blätter der Ventile, sowohl der atrialen als auch
der trikuspiden, verbleiben sehr flexibel und sprechen auf die dynamischen Strömungsbedingungen ohne ansteigende Änderungen
im Druckabfall an. Basierend auf den zusammengefaßten Erfahrungen kann man eine ausgedehnte Ersetzung des ganzen Herzens erreichen.
Auf den Bericht des Erfinders der vorliegenden Anmeldung mit dem Titel "Totally Implantable Nuclear Heart Assist and Artificial
Heart" des National Heart and Lung Institute (1972) wird hinge-
wiesen. ■ Dieser Bericht soll auch zum weiLeren Verständnis
der Anmeldung hinzugezogen werden.
Neben den obenerwähnten erfindungsgemäßen Maßnahmen wird insbesondere auch auf die Ansprüche verwiesen und ferner
bemerkt, daß sich aus der folgenden Beschreibung zahlreiche erfindungsgemäße Merkmale ergeben, die bislang noch nicht in
den Ansprüchen erfasst sind.
Weitere Vorteile, Ziele und Einzelheiten der Erfindung ergeben sich aus der Beschreibung von Ausführungsbeispielen anhand der
Zeichnung; in der Zeichnung zeigt: Fig. 1 eine perspektivische Ansicht eines elektrisch betriebenen vollständig eingepflanzten
künstlichen Herzens und seine Anordnung innerhalb des menschlichen Körpers. Fig. 2 eine weggebrochene Ansicht eines vollständig
einpflanzbaren künstlichen Herzens und seine Anordnung innerhalb des menschlichen Körpers, wobei das Herz durch Kernenergie
betrieben ist; Fig. 3 eine aufgebrochene Ansicht eines vollständig einpflanzbaren künstlichen Herzens mit einem abgeschlossenen
Kernantriebssystem, wobei die Anordnung im menschlichen Körper dargestellt ist.
Fig. 3 a) Das künstliche Herz; Fig. 4 eine Draufsicht auf das vollständig einpflanzbare künstliche Herz; Fig. 5 eine Ansicht
der linken Seite des künstlichen Herzens gemäß Fig. 4; Fig. 6 eine Ansicht der rechten Seite des künstlichen Herzens der
Figuren 4 und 5; Fig. 7 einen Querschnitt des künstlichen Herzens längs der Linie B-B in Fig. 5 und der Linie A-A in Fig. 6. Fig.
eine a.useinandergezogene Ansicht der gesamten Herzanordnung.
Fig. 9 ein schematisches Blockdiagramm des elektrisch betriebenen gesamten Herzsystems der Fig. 1. Fig. 10 ein schematisches Block-Diagramm
des Herzratensteuercomputers für das vollständig einpflanzbare künstliche Herz; Fig. 11 ein Schaltschema der Computerschaltung;
Fig. 12 ein Schema der Motorantriebsimpulsgrundschaltung; Fig. 13 ein Schema der Motorantriebsschaltungen; Fig. 14
ein Schema der einpflanzbaren Batterieleistungsversorgung; Fig»15
ein Schema der BatteriepackschaltungιFig» 16 ein Schema der ge™
steuerten Batterieladeschaltung und der mit niedrigerer Leistung arbeitenden Spannungsversorgungsschaltung; Fig. 17
eine Reihe von graphischen Darstellungen, welche die Beziehung zwischen der venösen Rückströmung, der Herzrate, dem Rest-Atrialvolumen
und der Zeit darstellen.
Im folgenden wird nunmehr ein Ausführungsbeispiel der Erfindung unter Bezugnahme auf die Zeichnung beschrieben, wobei dieses
nicht beschränkend verstanden werden soll.
In Fig. 1 ist das vollständig einpflanzbare künstliche Herz 101 an'seinem Platz im BrusLraum eines Menschen als Ersatz für
ein krankes natürliches Herz dargestellt. Die elektrische Sneichereinheit 105 ist im Bauchraum unterhalb des Zwerchfells angeordnet
und mit dem künstlichen Herzen mittels eines elektrischen Kabels 102 verbunden. Elektrische Energie von außerhalb des
Körpers wird durch eine externe Übertragungseinheit 103 über die intakt gebliebene Haut zu einer Energieaufnahmespule 104 übertragen,
welche unter der Haut angeordnet ist. Die externe Übertragungseinheit
103 kann durch Batterien mit Leistung versorgt werden, wobei diese Batterien (vergleiche dazu auch Fig.. 9) in
einer Weste oder einem daran befestigten Gehäuse getragen werden können. Durch die Verwendung von Bio-Brenr.stoffzellen kann die
Notwendigkeit der externen Wiederaufladung vermieden werden.
Fig. 2 zeigt ein durch Kernenergie mit Leistung versorgtes künstliches
Herzsystem. Das totale künstliche Herz 201 ist .,mit einer
im Bauchraum 203 angeordneten Nuklearmaschine 203 durch ein Hydraulikkabel 202 verbunden. Die Nuklearmaschine 203 weist ein
Steuergehäuse 204 und eine thermische Energiespeichereinheit 205 auf. Innerhalb der thermischen Energiespeichereinheit 205
befindet sich eine Plutoniumbrennstoffkapsel 208. Eine Vakuum-Folienisolierung
207 ist zwischen dem Steuergehäuse 204 und der
thermischen Energiespeichereinheit 205 angeordnet.
Fig. 3 zeigt das vollständig einpflanzbare künstliche Herz 301
mit einem in sich selbst abgeschlossenen Kernantriebssystem 302.
Wie man erkennt, eliminiert diese Lösung die Notwendigkeit einer
609818/0419
- 18 im Bauchraum angeordneten Energiequelle.
Das totale künstliche Herz 1 weist - vergl. dazu Figuren 4 bis 8 grundsätzlich
ein linkes Atrium 60, eine linke Atro-Ventricular (A-V)-Ventilplatte 7, eine linke Ventrikel 61, einen Energieumwandler
54, eine rechte Ventrikel 51, eine rechte A-V-Ventilplatte 55 und ein rechtes Atrium 50 (vergl. Figur 7) auf.
Das linke Atrium 60 weist eine flexible napfförmige Blase und
eine offene Abzweigung 62 auf, um den arteriellen Rücklauf von den Lungen aufzunehmen. Das offene Ende der Blase weist zur
Mitte des künstlichen Herzens 1 hin und bildet eine vollständige Umhüllung um die Aussenoberflache der linken A-V-Ventilplatte 7.
Die lir.ke A-V-Ventilplatte7 ist eine starre kreisförmige Scheibe,
die eine Vielzahl von Längsöffnungen 63 (vergl. Fig. 8) aufweist. Jede longitudinale öffnung 63 ist mit flexiblen Klappen
der A-V-Ventile 64 bedeckt. Metallversteifungen sind in den
A-V-Ventilen 64 eingebettet, die an der Innenoberfläche der linken A-V-Ventilplatte 7 angelenkt sind. Die A-V-Ventile 64
haben im wesentlichen die gleiche Form wie die Längsöffnungen 63 und bedecken in ihrem geschlossenen Zustand die Längsöffnungen
vollständig.
Die linke Ventrikel 61 weist ebenfalls eine flexible napfförmige
Blase und eine offene Abzweigung 65 auf, um dem Körper arterielle Strömung zuzuführen. Das offene Ende der Blase weist nach Aussen
von der Mitte des künstlichen Herzens 1 und bildet eine vollständige Umhüllung um die Innenoberfläche der linken A-V-Ventilplatte
7 herum. Innerhalb des offenen Endes der Abzweigung 65 ist ein trikuspides Ventil 66 angeordnet. Das trikuspide Ventil 6 6
weist drei Schlitze oder Kanäle in seiner Oberfläche auf, damit Blut hindurchfließen kann (vergl. Fig. 8). Das linke Ventrikelgehäuse
3 ist hülsenförmig ausgebildet, um so die linke Ventrikel 61 aufzunehmen, und weist ein Aussen mit Gewinde versehenes
Aussenende 67 auf. Das Aussen mit Gewinde versehene Aussenende passt in einen mit Innengewinde versehenen O-förmigen linken
atrialen Klemmring 5 hinein„
609813/0419
Der linke atriale Klemmring 5 paßt über das linke Atrium Co
und befestigt nach dem Aufschrauben auf das linke Ventrikelgehäuse 3 die linke A-V-Ventilplatte 7 zwischen dem linken
Atrium 60 und der linken Ventrikel 61. Die Einheit zwischen
dem Ventrikelgehäuse und dem atrialen Klemmring wird durch eine Atriumscheibe 4 festgelegt.
Das linke Ventrikelgehäuse 3 ist wie das rechte Ventrikelgehäuse
2 mit einer öffnung in seiner Unterseite ausgebildet. Ein rohrförmiges CO 2-Punkturgehäuse43 ist in die Öffnung im
Ventrikelgehäuse eingesetzt und eine selbstabdichtende Scheibe 53 ist darin eingefügt. Diese Anordnung gestattet es, daß eine
hyperdermische Nadel (Spritze) oder eine ähnliche Vorrichtung mit dem Inneren der Ventrikel in Verbindung kommt, wodurch ein
Mittel für die Eingabe und die Abgabe von Strömungsmitteln geschaffen ist. Eine Scheibe 45 und eine Abdeckung 44 dienen zum
Abschließen des CO 2-Punkturgehäuses 43 und der selbst abdichtenden
Scheibe 53 (yergl. Fig. 7). Mit den geeigneten unteren 3/4 der Aussenoberflache der Innenseite der linken Ventrikel
61 und rechten Ventrikel 51 sind Druckplattenanordnungen 70 bzw. 10 verbunden.
Ein Energieumwandler 54 ist in der Mitte des künstlichen Herzens
angeordnet. Der Energieumwandler 54 wandel*- elektrische Energie
in mechanische um und dient zur Betätigung einer geeigneten Antriebsvorrichtung/
die ihrerseits die Druck- oder Kompressionsplatten 70 und 10 nach aussen bewegt. Die nach Aussen gerichtete
Bewegung der Druckplatten braucht nicht gleichzeitig zu erfolgen, wie dies in Fig. 7 gezeigt ist, wo die rechte Ventrikel 2 durch
die Auswärtsbewegung der rechten Druckplatte 10 zusammengedrückt ist, während die linke Ventrikel 61 und die linke Kompressionsplatte 70 in ihrem nicht zusammengedrückten Zustand dargestellt
sind. Wenn die Druckplattenanordnungeii nach Aussen gedrückt. sind ·
und die Ventrikel zusammengedrückt wurden, wird eine Rückstellfeder
52 oder eine ähnliche Vorrichtung benutzt, um die Druckplattenanordnungen
in ihrer ursprünglichen Stellung zurückzubringen.
Der Energieumwandler 54 ist innerhalb des linken Ventrikelgehäuses
3 und des· rechten Ventrikelgehäuses 2 umschlossen. Die Gehäuse
sind miteinander mittels einer "Vrt-Klammer 11 befestigt. Die
"V"-Klammer weist zwei Backen auf, die schwenkbar mit einem dritten Verbindungsabschnitt verbunden sind, und zwar durch
Gelenke 12,12 und 13,13 sowie Dübelstifte 16. Die offenen Enden der Backen können zusammengebracht werden und mittels
Winkelbügeln 15 und Mutter 14 festgezogen werden (vergl. Fig. 5).
Bei dem Energieumwandler wird elektrische Energie entweder von einer elektrischen Energiespeichereinheit oder einer Kernmaschine
zugeführt, welche im Bauchraum angeordnet ist, und zwar erfolgt die Energiezuführung über einen mehradrigen Draht 23.
Der mehrere Adern aufweisende Draht 23 ist in einer isolierten Hülse 17 eingeschlossen und steht mit dem Energieumwandler 54
über entsprechende öffnungen in ier "V"-Klammer 11,und dem
Boden des verbundenen linken Ventrikelgehäuses 3 und rechten Ventrikelgehäuses 2 (vergl. Fig. 7) in Verbindung. Eine Gleithülse
22 ist in der öffnung in der "V'-Klammer 11 angeordnet
und dient als Hülse für den hindurchlaufenden mehradrigen Draht 23. Kurz vor seinem Eintritt in die Gleithülse 22 läuft der mehradrige
Draht 23 durch eine domförmige Klemmhülse 21, welche die Öffnung in der "V"-Klammer 11 abdeckt.
Natürlich würde die Verwendung einer Biobrennstoff-Zelle oder die Verwendung eines künstlichen Herzens eingeschlossener Kernenergieversorgungsquelle
die Notwendigkeit der gesonderten elektrischen Energiespeichereinheit der Kernenergiemaschine und das
Verbindungskabel vermeiden.
Die Erfindung sieht ferner vor, daß die rechte Seite des künstlichen
Herzens 1 ähnlich der linken Seite mit der Ausnahme ausgebildet ist, daß. anstelle einer einzigen Abzweigung 62 wie bei dem
linken Atrium 60 das rechte Atrium eine Dual-Abzweigung aufweist. Diese Dual-Abzweigung weist einen Zweig 68 und einen weiteren
Zweig 69 auf, wobei der Zweig 68 den venösen Rückstrom vom Truncus aufnimmt, während der andere Zweig 69 den venösen Rückstrom
vom Kopf aufnimmt. Das rechte Atrium kann auch eine einzige
!09818/0419 original inspected
Einströmung aufweisen, und zwar ähnlich derjenigen, wie dies
für das linke Atrium 60 gezeigt ist.
Die rechte Ventrikel 51 weist wie die linke Ventrikel 61 eine einfache Abzweigung 71 auf. Die Abzweigung 71 liefert venöse
Strömung an die Lungen und weist auch ein dreikanaliges trikuspides Ventil auf.
Die trikuspiden Ventile sind.in einem metallischen zylindrischen
Trikuspid-Ventil-Gehäuse 2 5,25 untergebracht, welche an den Enden der Abzweigungen 65 und 71 angeordnet sind. Die Trikuspid-Ventil-Gehäuse
25,25 sind an den Abzweigungen durch einen Abstandsring 26 und einen Klemmring 27 (vergl. Fig. 5) befestigt. Sämtliche
Ventile des künstlichen Herzens sind austauschbar und können verschiedene Bauarten sein, beispielsweise zur Scheiben-, Kugel-,
Klappen- und Trikuspid-Bauart gehören.
An den offenenen Enden der Abzweigung 62, 68 und 69 sind metallische
zylindrische Kupplungsringe 33 befestigt, über den Aussenenden
der Kupplungsringe 35 und der Trikuspid-Ventil-Gehäuse 25, 25 sind zylindrische dacronbeflockte metallische Schnellverbindungen
30 angeordnet. Die Schnellverbindungen 30 weisen mehrfingrige Haltemif-el 28 auf, welche die Schnellverbindungen an
den Trikuspid-Ventii-Gehäusen 25,25 oder den Kupplungsringen 33 festlegen. An der Aussenoberfläche der Schnellverbindungen 30
sind vom Gewebe erfassbare Stacheln 34 vorgesehen..
Rohrförmige Ellenbogenanpassungsstücke 31 können innerhalb der chirurgischen Schnellverbindungen 30 angeordnet sein, wenn dies
erforderlich ist, um die Gewebeverbindung zu verbessern.^ Ein Schutzring 32 umgibt den Aussendurchmesser des Endes des Ellenbogenanpassungsstückes,
das nicht innerhalb der chirurgischen Schnei!verbindungen 30 (vergl. Fig. 5) angeordnet ist. Das künstliche
Herz kann auch mit den geeigneten Strömungskanälen des Körpers über Verbindungsstücke verbunden werden, welche mit dem
Gewebe vernäht sind.
Die Atrien, Ventrikel und A-V-Ventile können aus Silastic oder
Polyurethan oder einem ähnlichen Material hergestellt sein. Die
609818/0419
Ventrikel-Gehäuse, die Atrien-Klemmringe, die "V"-Klemmanordnuhg,
die chirurgischen Schnellverbindungen und die trikuspiden Ventil-Gehäuse können aus rostfreiem Stahl oder einem
ähnlichen Werkstoff hergestellt sein. Die A-V-Ventilplatten
können aus irgendeinem geeigneten Material hergestellt sein. Sämtliche mit Blut in Berührung kommenden Oberflächen sind mit
Dacron oder einem gleichwertigen Material versehen, um die Entwicklung einer lebenden Oberfläche, d.h. von endothelialen
oder pseudoendotheli.alen Oberflächen zu fördern.
Das Grundverfahren zum Zusammenbau des ganzen Herzens umfasst "folgende Schritte:
1) Die trikuspiden Ventil-Gehäuse werden an die linken und
rechten Ventrikel geklemmt und mit diesen verbunden;
2) chirurgische Schnellverbindungs-Adaptionsringe werden mit den Eingängen der linken und rechten Atria verbunden;
3) die rechte und linke Ventrikel werden in ihren entsprechenden Metallgehäusen angeordnet;
4) das rechte und linke A-V-Ventil werden auf den entsprechenden
Ventrikeln angeordnet?
5) die rechte und linke Atria wird angeordnet und die Atrien-Klemmringe
werden festgezogen.
Im Folgenden ist ein Ausführungsbeispiel bei dessen erfindungsgemäßen
Herzratensteuercomputers beschrieben. Schematisch ist der Herzratensteuercomputer in Fig. 10 gezeigt, und er ist in
der einpflanzbaren Elektronikpackung enthalten und auf einer
Schaltplatte ausgebildet.
Der Herzratensteuercomputer reguliert die Herzrate über einen Bereich von 50 bis- 120 Schlägen pro Minute hinweg, und zwar
gemäß der Erfindung entsprechend Signalen, welche die ventrikolare
Füllung anzeigen. Gemäß der Erfindung ist ein Fühler vorgesehen, um ein Ausgangssign&l jedesmal dann su erzeugen, wenn eine Ventrikel
SÖ9818/0419
24A9320
hinreichend viel Blut empfängt, um sie zu 95 % oder mehr ihrer
Kapazität aufzufüllen. Der Computer speichert diese Information hinsichtlich der kürzlichen Blutpumpenfüllungshistorie und verarbeitet
diese Information, um einen der folgenden Befehle zu erzeugen:
1) Der Computer befiehlt eine 5-Schlag-pro-Minute-Erhöhung der
Rate," wenn die linke oder rechte Seite 5 volle Indikationen
aus "5 Vorgängen erhält.
2) Der Computer befiehlt eine 5-Schlag-pro-Minute-Absenkung
der Rate, wenn die Rate sich 10 Sekunden lang nicht geändert hat und die linke Seite höchstens eine volle Indikation oder
Anzeige aus 5 aufweist.
3) Der Computer befiehlt, daß keine Änderung bei der Herzrate auftritt, wenn weder die Anstiegs- noch die Abnahme-Kriterien
erfüllt sind.
Nach dem Start des Computerzyklus wird dann - vergl. das Blockschaltbild
der Fig. 10 - wenn eine Fülldetektorausgangsgröße die Schwelle des entsprechenden Füllimpulsgenerators überschreitet
ein Impvls an den Füllzähler übertragen. Dies tritt immer dann auf, wenn die entsprechende Ventrikel mindestens
zu 95 % gefüllt ist.
Die Zählerstandsdetektoren bestimmen, ob einer der Füllzähler einen Zählerstand von 5 erreicht hat, oder ob der linke Zählerstand
kleiner ist als 2. Wenn der Rückstellimpuls auftritt, bestimmen die Ratenänderungs-Rechnungs-Logikschaltungen, ob eine
Ratenänderung erforderlich ist. Wenn jeder 5 Zählerstandsdetektor eine Ausgangsgröße aufweist, sendet der Ratenänderungsrechner
einen Ratenei" höh ungs impuls aus, der den Wert im Comp ut er herzratenspeicher
um eine Größe entsprechend ungefähr 5 Schlägen pro Minute erhöht, \7ann der 0 oderΊ Zählerstandsdetektor eine
Ausgangsgröße aufweist und der 10 Sekunden Verzögerungsimpuls-Generator
keine Ausgangsgröße besitzt, so sendet der Ratenände-'rungsrechner
einen Ratenverringerungsimpuls aus, der den gespeicherten Wert der Computerherzrate um 5 Schläge pro Minute
609810,
vermindert. Der 10 Sekunden-Verzögerungsimpuls-Generator hat
dann eine Ausgangsgröße, wenn entweder ein Ratenerhöhungs- oder ein Abnahme-Impuls innerhalb der letzten 10 Sekunden ausgesandt
wurde. Nach einer Herzratenänderung wird daher die Herzrate mindestens 10 Sekunden lang nicht abnehmen.
Neben den im vorangegangenen Absatz erwähnten erfindungsgemäßen Maßnahmen sieht die Erfindung weiter vor, daß der Wert im Computerherzratenspeicher
die Geschwindigkeit bestimmt, mit der die Motorantriebssteuerschaltungen versuchen, den Motor im Energieumwandler
anzutreiben. Die tatsächliche Herzrate ist proportional zur Motordrehzahl bzw. Geschwindigkeit. Der Ratensteuerfehler-Generator
vergleicht daher die Motordrehzahlrechnerausgangsgröße mit dem Computerherzratenspeicher, um die Fehlersignaleingangsgröße
für die Motorantriebssteuerschaltungen zu bestimmen. Das Motordrehzahlsignal wird auch verwendet, um den Herzratenzähler
zu betreiben. Wenn der Herzratenzähler einen Zählerstand von 5 Schlägen erreicht, so wird durch den Rückstellimpuls-Generator
ein Rückstellimpuls erzeugt. Dies stellt sämtliche Zähler zurück · und triggert die RatenänderungsrechnerausgangsgrÖßen. Der Computerzyklus
beginnt sodann erneut.
Da jetzt mit extrem niedriger Leistung arbeitende Operationsverstärker
verfügbar sind, wurde die Entscheidung getroffen, im Ratencomputer eine Analog-anstelle einer Digitalschaltung zu verwenden.
Diese Schaltung ist in Fig. 11 dargestellt.
In den Füllimpuls-Generatoren verstärken lineare Verstärker N1 und
N2 die Signale von den Belastungs- oder Beanspruchungs-Fülldetektoren. Ihre Ausgangsgrößen werden an Schwellenwertverstärker N3
und N4 angelegt. Die Verstärkungen der Verstärker N1 und N2 müssen als erstes eingestellt sein, um Unterschiede in der
Beanspruchungsmessvorrichtungsempfindlichkeit zu kompensieren. Sodann müssen die rechten und linken Schwellwerte., wie diese durch
den Spannungsteiler bestimmt sind, derart eingestellt werden, daß Füllimpulse an dem Punkt erzeugt werden, wo die Blutpumpe zu
95 % gefüllt ist» Die beiden 150 msec "Einschuß"-MuItivibratoren
(monostabile Multivibratoren) bestehen aus HS1, W7 sowie N9 und
N6, N8 und N 10 und sie erzeugen Füllimpulsgei.eratorausgangsgrößen
mit konstanter Breite zum Betrieb der Füllzähler.
Die Füllzähler sind einfach Analog-Integratoren (N11 und N12).
Die Integratoren betreiben die Schwellenwertschaltungen (N21,
N22 und N23), welche die Zählerdetektorfunktionen ausführen. Die logischen Operationen des Ratenänderungsrechners werden
durch die Dioden-Treiber-Verstärker N24 und N25 ausgeführt.
Der 10-Sekunden-Verzögerungs-Generator ist ein monostabiler
Multivibrator (N30 bis N33) der durch Transistor Q5 jedesmal dann rückgestellt wird, wenn er eine Eingangsgröße erhält, und
zwar unabhängig davon, ob eine Zählung vollendet ist oder nicht. Der dieser Schaltung (N26, N27 und N2 8) zugeordnete 10 Millisekunden-Verzögerungsmultivibrator
eliminiert einen "Rennzustand" in der logischen Schaltur.g.
Die Computerherzratenspeicherung wird durch den Analogintegrator
N29 durchgeführt, der auch Begrenzungsdioden aufweist, um die Extremwerte der Herzrate zu steuern. Für die manuelle Einstellung
der Herzrate, wie sie -durch diese Schaltung bestimmt ist, wurde
Vorsorge getroffen. Die manuelle Rate erhält man entweder durch Betätigung eines Kippschalters im TestpunktkaF.Len, oder durch
Betätigung eines in-ternen Magnetschalters ruittels eines großen
Magneten außerhalb der Elektronikpackung.
Die Ratensteuerfehlererzeugung wird durch einen Differentialverstärker
N34 durchgeführt, der die Ausgangsgröße des Herzratenspeichers
mit dem Motordrehzahlsignal vergleicht und den Antriebsimpuls-Generator betreibt.
Der Herzratenzähler ist ein Analogintegrator N13, der entsprechend
dem Motordrehzahlsignal arbeitet. Wenn der Integrator anzeigt, daß die Zeit von 5 Herzschlägen vergangen ist, so zündet der
Schwellwertverstärker N14 und triggert den 15 msec-Verzögerungsnuiltivibrator
(N15, NI6 und N17). Dieser Multivibrator triggert
die Ausgangsgröße der logischen Schaltung und zündet sodann den 60 msec monostabilen Multivibrator (N18, N19 und N20), der die
Rückstelltransistoren der 3 Integrationszähler treibt. Der 15 msec
603018/0419
Multivibrator ist so ausgebildet, daß er frei schwingt, wenn seine Eingangsgröße hoch bleibt, se daß im Herzratenzähler
und der Rückstellschaltung kein Verriegelungszustand auftreten
kann.
Die Erfindung sieht vor, daß in der Grundmotorantriebssteuerschleife
die Phase des sich bewegenden Rotors durch Halleffektvorrichtungssignale angezeigt wird. Diese Signale werden durch
den Antriebs- oder Treiber-Impulsgenerator in Antriebs- oder Treiber-Impulse der geeigneten Phase umgewandelt, wobei die
Treiber-Impulsbreiten durch das Fehlersignal vom Ratenzähler gesteuert werden. Diese Impulse werden sodann in den Motorantriebsschaltungen
verstärkt und zum Antrieb der beiden Phasenmotorwicklungen verwendet. Ein der Motordrehzahl proportional
gemachtes Signal wird durch Schaltungen in dem Treiber-Impulsgenerator erzeugt. Dieses Signal wird gemäß der Erfindung mit
dem gewünschten Motordrehzahlsignal in dem Ratencomputer verglichen, um das Ratensteuerfehlersignal zu erzeugen.
In Fig. 12 ist die mit der Erzeugung der Motorantriebsimpulse verbundene Schaltung dargestellt. Gemäß der Erfindung erzeugen
Verstärker N3 und N4 verstärkte Hallsignale der gewünschten Amplitude und des gewünschten Gleichstrompegels. Die Widerstände
R1 bis R8 sind derart eingestellt, daß sie Differenzen bei den einzelnen Hallvorrichtungskennlinien kompensieren, wie dies in
der Zeichnung durch die Bemerkungen angegeben ist. Gewöhnliche Betriebsartenänderungen in den Hallvorrichtungsausgangsgroßen
infolge elektrischen Rauschens, Vorspannungsänderungen und thermischen Änderungen werden durch die Eingangsschaltung dieser Verstärker
ausgeglichen.
Die Verstärker N5 und K6 sind Inverter mit der Verstärkung eins.
Da die Hallvorrichtungen gemäß der Erfindung am Motorstator angeordnet sind, um so um 90° gegenüber einander außer Phase befindliche
Rotorpositionssignale zu erzeugen, erzeugt die Hinzufügung
der Inverter Signale mit sämtlichen 4 Phasenverschiebungen um 90°.
Die Phasen der 4 erzeugten Hallsignale treffen im allgemeinen
609818/0419
nicht mit den optimalen Phasen für die Motorantriebsimpulse
zusammen. Da diese Signale jedoch nahezu sinusförmig sind, können sie einfach in gewichteten Widerstandsaddierern kombiniert
werden, um 4 Signale mit den gewünschten Phasen zu erzeugen. Die Widerstände in diesem Fall sind die 16kß- und
3OkSWiderstandsverbindungen zu den B, B, Ä und A-Testpunkten
der Zeichnung. Die Signale an diesen Testpunkten sind wiederum nahezu sinusförmig und besitzen die für die Motorantriebsimpulse,
erforderlichen Phasen.
Die tatsächlichen Antriebsimpulse werden in den Schwellwertverstärkern
N7 bis N1O erzeugt. Am negativen Eingang von N7 werden beispielsweise gemäß der Erfindung 3 Signale addiert:
1) Das Hallsignal, welches ein negatives Maximum zu der Zeit aufweist, wenn der Phasen-Α-Impuls auftreten sollte;
2) ein ins Positive, gehendes vollwellengleichgerichtetes Signal,
welches aus den Phasen-B- und B-Hallsignalen gebildet ist;
3) das Wechselstrom-Ratensteuerfehlersignal vom Computer.
Die sich ergebende Wellenform besitzt eine negative dreieckige Spitze bei der gewünschten Phase für den A-Antriebsimpuls. Ein
positiver Ausgangsimpuls wird während der Zeit erzeugt, wo dieses Signal unterhalb des Verstärkerschwellwertes liegt. Die Impulsbreite
steigt an, wenn das Ratensteuerfehlersignal negativer gemacht wird. Die Verstärker N8, N9 und N1O arbeiten in ähnlicher
Weise, um Ä, B und B-Antriebsimpulse zu erzeugen. Das erfindungsgemäße Verfahren erzeugt eine glatte, in vernünftigem Ausmaß
lineare Änderung der Antriebsimpulsbreite mit Steuerfehlersignal für Antriebsimpulsbreiten bis hinauf zu 130°, so daß die
Rückkoppelungsverstärkung der Steuerschleife über den Bereich der normalerweise erforderlichen AntriebsImpulsbreiten nahezu konstant
ist.
Gemäß der Erfindung bestehen die in Fig. 13 gezeigten Motorantriebsschaltungen
aus 2 Teilen:
1) Den Leistungsverstärker^ welche die 2-Phasenmotor^
wicklung antreiben;
wicklung antreiben;
2) die Analogschaltungen, welche aus den Motoreingangssignalen den Motorstrom und die Motordrehzahl berechnen.
Die Antriebs- oder Treiber-Verstärker sind von üblicher Bauart mit der Ausnahme, daß die verfügbare Antriebsstrommenge proportional
zum erforderlichen Spitzenmotorstrom verändert wird,
wie dieser durch die Motorstromberechnungsschaltung bestimmt
ist. Dieses Antriebspegelsignal wird an Stift 2 der Verstärker N12 bis N15 über 15OkA_Widerstände angelegt, und es bestimmt die Ausgangsamplitude dieser Verstärker. Die diesen Verstärkern
folgenden Leistungsausgangsstufen werden durch die Verstärkerausgangsimpulse einfach ein- oder ausgeschaltet, wobei nahezu
die vollständige Batteriespannung (+ 14 V nominal) an die Antriebsmotorwicklung für eine Zeitdauer angelegt wird, die
gleich der Eingangsimpulsbreite vom Antriebsimpuls-Generator
ist. Der Vorteil der Strompegelantriebssteuerung besteht darin, daß von den Transistoren Q5 bis Q8 weniger Strom gezogen wird, wenn niedrige Ausgangsströme erforderlich sind, und daß daher
diese Verstärker einen vernünftigen Wirkungsgrad bei niedrigen Antriebspegeln aufrechterhalten.
ist. Dieses Antriebspegelsignal wird an Stift 2 der Verstärker N12 bis N15 über 15OkA_Widerstände angelegt, und es bestimmt die Ausgangsamplitude dieser Verstärker. Die diesen Verstärkern
folgenden Leistungsausgangsstufen werden durch die Verstärkerausgangsimpulse einfach ein- oder ausgeschaltet, wobei nahezu
die vollständige Batteriespannung (+ 14 V nominal) an die Antriebsmotorwicklung für eine Zeitdauer angelegt wird, die
gleich der Eingangsimpulsbreite vom Antriebsimpuls-Generator
ist. Der Vorteil der Strompegelantriebssteuerung besteht darin, daß von den Transistoren Q5 bis Q8 weniger Strom gezogen wird, wenn niedrige Ausgangsströme erforderlich sind, und daß daher
diese Verstärker einen vernünftigen Wirkungsgrad bei niedrigen Antriebspegeln aufrechterhalten.
Die Stromberechnungsschaltung verstärkt einfach den Spannungsabfall
an den 0,0300 Restoren in Serie mit jeder Motorwicklung,, und zwar in ausbalancierten Differentialverstärkern (N6 und
N10). Diese Verstärkerausgangsgrößen werden sodann in Verstärkern N5 und N9 invertiert, so daß sowohl positive als auch negative Widergaben jedes Stromimpulses verfügbar sind. Die Ausgangsgrößen dieser 4 Verstärker werden gemäß der Erfindung an einen 4-Phasen-Voilwellenspitzendetektor angelegt, dessen Ausgangsgröße in einem Filterverstärker N4 gegelättet wird, um ein Gleichstromsignal zu ergeben, welches die Treiber-Verstärkerausgangsgrößenleistungsfähigkeit steuert.
N10). Diese Verstärkerausgangsgrößen werden sodann in Verstärkern N5 und N9 invertiert, so daß sowohl positive als auch negative Widergaben jedes Stromimpulses verfügbar sind. Die Ausgangsgrößen dieser 4 Verstärker werden gemäß der Erfindung an einen 4-Phasen-Voilwellenspitzendetektor angelegt, dessen Ausgangsgröße in einem Filterverstärker N4 gegelättet wird, um ein Gleichstromsignal zu ergeben, welches die Treiber-Verstärkerausgangsgrößenleistungsfähigkeit steuert.
Die an die Motorwicklung angelegte Spannung wird auch durch ausbalancierte
(Gegentakt-)Differentialverstärker N3 und N11 erhalten.
Diese Signale werden in RC-Schaltungen mit den Stromwellenformen
von N5 und N9 kombiniert, wobei das Resultat in Verstärkern N2 und N8 verstärkt wird, um Wiedergaben der Motor-Sperr-EMK
zu erhalten. Da die Motor-Sperr-EMK (Motor-Rück-EMK) proportional
zur Motordrehzahl ist, erhält man ein Signal mit Gleichstrompegeleigenschaften zur Motordrehzahl aus dem Sperr-EMK-Signal
in einem 4-Phasen-Detektor, wobei die erforderlichen Wellenforminversionen durch Verstärker N1 und N7· ^durchgeführt
werden. Das sich ergebende Signal wird dem Ratencomputer zum Vergleich mit dem gewünschten Motordrehzahlsignal zugeführt,
und das sich ergebende Ratensteuerfehlersignal wird zur Steuerung der Antriebsimpulsbreite verwendet.
Die gemäß der Erfindung ausgebildete einpflanzbare Batterieleistungsversorgung
ist schematisch in Fig. 14 dargestellt und empfängt ihre Eingangsleistung von der eingepflanzten Sekundärspule
eines mit intakter Haut arbeitenden Transformators. Eine steuerbare Gleichrichterschaltung wandelt diese Wechselstromleistung
in Gleichstrom um und zwar mit einer Spannung, die sowohl zum Aufladen der Batteriepackung als auch zum Betreiben der Motorsteuerschaltungen
ausreicht. Die Batteriepackung ist - wie gezeigt parallel mit der Last geschaltet, so daß sie sowohl den Brummstrom
von der Ladevorrichtung und die Wechselstromschwankungen im Laststrom aufnimmt.
Die Batteriesteuerschaltungen erhalten Information von jeder Zelle der Batteriepackung, um die Ladeausgangsgröße zu steuern.
Wenn zu irgendeinem Zeitpunkt der Ladungsgehalt der Batteriepackung
unter einen Optimalwert absinkt, erzeugt die Steuerschaltung
maximal verfügbare Leistung, um die Packung in dem kürzestmöglichen Intervall aufzuladen. Wenn irgendeine oder
mehrere Zellen dor Batteriepackung ihren völlig geladenen Zustand erreichen, so beendet die Steuerschaltung die Schneiladung und
kehrt zu einer normalen langsamen Ladungsbetriebsart zurück.
Wenn die Leistungsausgangsgröße nicht verfügbar ist, beispielsweise
dann, wenn der Hauttransformator abgekoppelt ist, so wird Leistung durch die eingepflanzte Batteriepackung geliefert, um
609318/0419
den Leiter zu betätigen. Es ist eine hinreichende Kapazität vorgesehen, um die gesamte Herzvorrichtung ungefähr 3 bis 4
Stunden lang zu betreiben. Wenn vor Entladung der Batterie die Wechselstromleistung nicht mehr eingeschaltet wird, so beendet
die Batteriesteuerschaltung die Batterieentladung dann, wenn irgendeine Zelle der Batteriepackung auf eine Zellenspannung
von annähernd 0,7 V entladen ist. Dies schützt die Batteriepackung vor einer Überentladung und vor einer möglichen Zellenschädigung.
Der Batterieausgangsstrom liefert Leistung direkt an die Motorantriebsschaltungsausgangsstufen
und versorgt auch die Niederleistungsspannungsversorgung, welche geregelte Spannungen für die
Niedrigleistungsschaltung in dem Motorantriebssteuer- und Ratencomputer
erzeugt.
Die erfindungsgemäße Batteriepackungsschaltung ist in Fig.15
dargestellt. Die Batteriezellen sind spezielle 4 Ah Nickel-Cadmium-Zellen, hergestellt von General Electric. Die Zellen besitzen
eine dritte Klemme, die mit einem abgedichteten rostfreien Stahl-Gehäuse verbunden ist, welche den Batterieladungszustand abfühlt.
Wenn die dritte-Klemmen-zu-negative-Klemmenspannung auf annähernd
0,3 V an einer 18GO-Belastung ansteigt, so ist die Zelle vollständig
geladen. Verstärker N2 bis N12 fühlen die dritten Klemmen der Zellen BT1 bis BT11 in entsprechender Weise ab, und wenn
irgendeine (oder mehrere) der dritten Klemmenspannungen 0,3 V erreicht, so zieht der entsprechende Verstärker die Spannung
an der gemeinsamen Ausgangssammelleitung auf eine hohe Spannung. Dies seinerseits zieht das Ladungssteuersignal soweit nach oben,
wie dies der Langsamladesteuerverstärker N13 gestattet. Dies hat
zur Folge, daß die Batterieladevorrichtung in die Langsamladebetriebsart (Pufierladungsbetriebsart) übergeht.
Die Pufferladeverstäi-kerschaltung verstärkt und mittelt den
Spannungsabfall an dem 0,020JLBatteriestromfühlwiderstand mit
einer mittleren oder durchschnittlichen Zeitkonstante von ungefähr 100 Sekunden, so daß Batteriestromschwankungen innerhalb
eines einzigen Herzschlages ausgeraittelt werden. Die Ausgangs-
609818/0419
größe des Verstärkers N13 ist sodann für kleine positive
Durchschnittsströme proportional zum durchschnittlichen Batteriestrom. Wenn die Batterie schnell geladen wird, so
ist die Ausgangsgröße hoch, die Serienausgangsgrößendiode ist ausgeschaltet 'und beeinflußt das Ladungssteuersignal
nicht, welches während dieser Zeit niedrig ist. Wenn die Batterien geladen sind und eine oder mehrere der Ausgangsgrößen
der Verstärker N2 bis N12 hoch liegen, so steigt die Ladungssignalspannung an, die Serienausgangsdiode N13 schaltet
sich ein und die N13-Ausgangsspannung zieht das Ladungssignal
wieder nach unten bis die gewünschte durchschnittliche Pufferladung erreicht ist, wie diese durch Einstellung der Widerstände
R2 und R3 bestimmt ist.
Wenn die Ladeeingangsgrößenleistung entfernt wird,.so muß
die Batterie den ganzen Ladestrom liefern und fängt an, sich zu entladen. Wenn die Ladeeingangsleistung nicht wieder angeschaltet
wird, bevor eine oder mehrere Zellspannungen auf ungefähr 0,7 V abgefallen ist, dann wird das Leistungs-Ein/Aus-Signal
ansteigen und das System abschalten, bis die Ladeeingangsleistung wieder vorgesehen wird.
Bei Batteriebetrieb mit abgeschalteter Ladeleistung ist die Serienkette der Transistoren Q1, Q2, Q3, Q5, Q7, Q9, Q11, Q13,
Q15, Q17, OJ 9 und Q21 eingeschaltet, wodurch die negative Klemme
des Verstärkers N1 hochgezogen wird und ein Niedrigleistungs-Ein/Aus-Signalpegel
erzeugt wird, der die Niedrigleistungsspannungsversorgung eingeschaltet hält. Wenn eine der Zellenspannungen
unter einen Wert von ungefähr 0,7 V abfällt, so geht die Vorspannung für einen der Transistoren in der Kette verloren, die
Kette schaltet sich ab, der Leistungs-An/Aus-Signalpegel steigt
an, die Vorspannung für Q1 geht verloren, und die Kette kann nicht eher wieder eingeschaltet werden, bis das Leisturtgs-An/Aus- ·
Signal auf ein hohes Signal am Wechselstromleistungs-An-Signal
abgesenkt wird. (Das Wechselstromleistungs-Ein-Signal wird dann
hochgezogen, wenn die Ladeeingangsleistung eingeschaltet wird.)
Die Vorspannung für die Kettentransistoren wird durch Transistoren.
Q4, Q6, Q8, Q1O, Q12, OJ 4, OJ 6, Oj 8, Q20 und Q22 erzeugt,
60S818/Ö41S
wobei die Basis-Emitter-Spannung dieser Transistoren die
minimale Zellenspannung bestimmt.« Die Ausnahme bildet die Zelle BT1 und der Transistor Q2, der ein direkt von Zelle BT1
vorgespannter Kettentransistor ist. In diesem Falle ist es die Basis-Emitter-Spannung von Q2 + die kleine Sättigungsspannung von Q1, welche die Abschaltspannung der Zelle BT1
bestimmt.
Ein magnetischer Zungen- bzw. Lese-Schalter S1 kann auch verwendet werden, um das System von Hand abzuschalten oder
aber der externe Gleichstromleistungsschalter kann geöffnet werden. Im letztgenannten Fall bleibt das Leistungs-An/Aus-Signal
niedrig.
Die in Fig. 16 gezeigte erfindurgsgemäße gesteuerte Batterieladeschaltung
ist grundsätzlich ein gesteuerter Brückengleichrichter, wobei CR1, CR2 und Q1 sowie Q2 die Hochstromelemente
sind. Der Arbeitszyklus von Q1 und Q2 wird gesteuert, um den gewünschten Ladestrom zu ergeben. Die Eingangsfreguenz vom
Hauttransformator ist 400 Hz.
Infolge der hohen Streuinduktivität dieses Transformators ist die Leistungsquelle eine Quelle mit hoher Impedanz und die
Transformatorausgangsspannung steigt während des Teils des Zyklus, wo Q1 und Q2 abgeschaltet sind auf 40 oder 50 V Spitzen an.
Wenn Q1 und Q2 jeweils für volle 180° eingeschaltet sind, so ist die Ausgangswelle des Transformators im wesentlichen eine Rechteckwelle
(obwohl die Eingangsgröße eine Sinuswelle mit großer Amplitude ist).
Die Erfindung sieht ferner die Verwendung von Spannungsdopplergleichrichterschaltungen
mit niedriger Leistung vor, um die +21 V und -6 V (nominal)-Leistung für die Steuerschaltung in dieser Einheit
und die Batteriepackungsschaltunqen zu erzeugen. Die +21 V
liefern auch durch Einschalten des Transistors Q7 das Wechselstromleistungs-EIN-Signal
für die Batteriepackung. Dioden-Kondensator-Impulsformschaltungen erzeugen 30 %-Arbeitszyklus-Sägezahnwellen,
die mit dem Ladungssteuersignal von der Batteriepackung verglichen werden, um den Zeitprozentsatz zu
bestimmen, um N5 und N6 zu zünden. Eine klein«. Größe der Eingangs-
- 33 - .
transformatorwelle wird dem Ladungssteuersignal durch 3,3 MO-Widerstände
hinzuaddiert, um sicherzustellen, daß N5 und N6 während abwechselnder Halbzyklen der Eingangswelle abgeschaltet
sind, und zwar ohne Rücksicht auf den Ladungssteuersignalpegel.
Die Verstärker N5 und N6 betreiben die Leistungsstufen, welche die Transistoren Q1 und Q2 zünden.
Es wurde festgestellt, daß ein Paar von Triacs die Elemente Q2, Q4 und Q1, Q2 ersetzen kann, was eine bessere Zuverlässigkeit
ergibt. (Q1 und Q2 sind Germanium-Leistungs-Transistoren.)
Die erfindungsgemäße Niedriqleistungsspannungsversorgungssehaltüng
ist ebenfalls in Fig. 16 dargestellt. Zur Erzeugung der Vorspannungen mit niedriger Leistung, welche für den Motor
und die Computersehaltung erforderlich sind, wird die Batteriespannung
(+14 Volt nominal) zuerst auf +11,0 Volt durch Verstärker N1 und durch Durchlaßtransistor Q 1o einreguliert. Die
Zener-Diode CR5 erzeugt eine stabile Bezugsgröße.
+5 Volt-Leistung wird direkt von den +11 Volt durch Regulierverstärker
N2 erhalten.
Ein 10 kHz astabiler Multivibrator (N3 und N4) mit Leistungsausgangsstufen
Q11, Q12 und Q13 sowie Q14 läuft durch die +11VoIt
und +5 Volt-Regulatoren und betreibt Spannungsdopplergleichrichterschaltungen zur Erzeugung der -10 Volt und +20 Volt-Spannungs- .
Versorgungen.
Wenn sich die Batteriespannung im normalen Bereich befindet, so sind die Spannungen mit niedriger Leistung innerhalb von einem
Prozent oder weniger stabil. Der absolute Wert dieser Spannungen ist nicht kritisch, aber die +11 Volt werden normalerweise
auf einen Bereich innerhalb 0,1 Volt des Nominalwertes eingestellt.
Die Einstellungen der Ratencomputerzeitsteuerschaltungen werden nicht eher gemacht, als bis die +11 Volt eingestellt
wurden, da der Computerschwellwert und die Zeitsteuereinstellungen
etwas kritisch sind. Bevor die Ladungssteuerschaltungen das System
ausschalten, kann die in Entladung befindliche Batteriespannung
609818/0419
tief genug fallen, so daß die +11 Volt aus der Regulierung
herauskommen. Dies erzeugt oftmals ein anomales Verhalten
des Computers, was eine Warnung bedeutet und anzeigt, daß die Batterie nahezu entladen ist.
Die Leistungsversorgung für das System wird dann abgeschaltet, wenn' das Leistungs-Ein/Aus-Signal von den Ladungssteuerschaltungen
hochgeht und der Serientransistorschalter (QB und Q9) zwischen der Batterie und dem +11 Volt-Regulator abgeschaltet
wird. Die Niedrigleistungs-Spannungen fallen auf Null ab und die den Motor betreibenden Leistungstransistoren verlieren die
Vorspannung und schalten sich aus, so daß die einzige verbleibende
Batteriebelastung die wenige Milli-Ampere aufnehmende Leckstelle in den Ladeleistungstransistoren Q1 und Q2 und die
Ladungssteuerschaltungen der Batteriepackung sind.(Die Verwendung von Triacs in der Ladeeinrichtung - wie oben beschrieben reduziert
in signifikanter Weise die verbleibende Batteriestrombelastung. )
Im Betrieb wird die elektrische Energie an eine externe Übertragungseinheit
103 durch Batterien übertragen, weiche in einem Gehäuse oder einer Weste (vergl. Fig. 1) getragen werden. Die
elektrische Energie wird sodann gemäß ^ der Erfindung von der
externen übertragun^einheit 103 über die unversehrt gebliebene Haut
zu einer Energieaufnahmespule 104 übertragen, die unmittelbar unterhalb der Haut eingepflanzt ist. Sodann läuft die elektrische
Energie zu einer elektrischen Energiespeichereinheit 105, wo sie schließlich zum Energieumwandler des künstlichen Herzens
übertragen wird.
Der erfindungsgemäße Energieumwandler wandelt die elektrische Energie in mechanische Energie durch einen elektrischen Motor
um, der irgendwelche geeigneten mechanischen Antriebsmittel betätigt. In der bevorzugten Ausbildungsform treibt der elektrische
Motor über eine Reihe von Untersetzungsgetrieben Nockenglieder an. Die Nockenglieder werden in ihren oberen Punkt verdreht und sie
drücken die Kompressionsplattenanordnung nach aussen, wodurch die Ventrikel zusammengedrückt wird. Dieses Zusammendrücken der
603318/0419
Ventrikel erzeugt den tatsächlichen Pumpvorgang des Blutes. Wenn der Nocken über seinen hohen Punkt hinaus weiter verdreht
wird, so verliert die Nockenoberfläche den Kontakt mit der Druckplattenanordnung/ die nun in ihre ursprüngliche Stellung
durch Rückstellfedern oder dergleichen Vorrichtungen zurückkehren kann. Die Kompressionsplatte wird jedoch nur dann zurückkehren,
wenn in der Atria Blut verfügbar ist, um in die Ventrikel zu fließen. Gemäß der Erfindung ist somit der Füllgrad oder die
Rückkehr der Kompressionsplatte vollständig durch die verfügbare Blutversorgung in der Atria auf einer Schlag-für-Schlag-Basis
gesteuert.
Wenn - wie in Fig. 2 gezeigt - eine Kernleistungsquelle verwendet
wird, so wird Energie in der Form von Wärme in elektrische Energie in der thermischen EnergieSpeichereinheit 205 umgewandelt.
Sodann wird die elektrische Energie zu dem Energieumwandler des künstlichen Herzens transportiert, während die elektrische Energie
in mechanische Energie in der obenbeschriebenen Weise umwandelt. Das gleiche Grundverfahren wird verwendet, wenn ein elektrisches
Herz mit einem eingebauten Kernantriebssystem benutzt wird.
Bei einem typischen Zyklus wird CO2-führendes Blut an den rechten
Vorhof oder Atrium geliefert. Vom rechten Vorhof aus läuft das Blut durch die rechten A-V-Ventile in die rechte Ventrikel. Wenn
die rechte Ventrikel durch die nach Aussen gerichtete Bewegung der rechten Druckplattenanordnung zusammengedrückt wird, so wird
das darin enthaltene Blut nach Aussen gedrückt oder zu den Lungen gepumpt, wo das C02 freigegeben und das Blut oxygeniert wird.
Sodann wird das oxygenierte Blut zum linken Vorhof oder Atrium zurücktransportiert. Vom linken Atrium aus läuft das oxygenierte
Blut durch die linken A-V-Ventile in die linke Ventrikel. Wenn
die linke Ventrikel durch die nach Aussen gerichtete Bewegung der linken Kompressionsplattenanordnung zusammengedrückt wird, so
wird das darin enthaltene oxygenierte Blut herausgetrieben oder gepumpt, und zwar in das arterielle System. Der Zyklus beginnt
dann von Neuem.
609818/0419
Ein Durchblasen des A-V-Ventils und die daraus folgende Rückströmung
des Blutes von den Ventrikeln zu den Vorhöfen (Atria) während des Pumpens wird gemäß der Erfindung durch metallische
Streben verhindert, die in den flexiblen Klappen oder A-V-Ventilen eingebettet sind.
Wenn sich das ventrikulare Blutvolumen während des Pumpens ändert,
muss .,sich auch das interne Luftvolumen zwischen den Ventrikeln
ändern. Dies wird durch eine flexible Tasche erreicht, die aus Silastic oder einem ähnlichen Material hergestellt ist,
und die mit der Aussenseite der metallischen Ventrikel-Gehäuse durch Klemmverbindung verbunden ist. Diese Tasche bildet auch
eine Körperstromungsmitteldichtung für den Elektromotor.
Wie bereits obenerwähnt, braucht, das Pumpen der linken und rechten
Ventrikel nicht gleichzeitig zu erfolgen und ist tatsächlich auch durch den Herzratensteuercomputer reguliert. Im Betrieb
wird gemäß der Erfindung das Computeransprechen auf eine Abnahme bei der Einlassblutströmung vollständig innerhalb eines einzigen
Schlagintervalls aufgenommen und zwar durch verringerte Ventrikelfüllung, während aber eine Erhöhung der Einlaßströmung durch
einen oder mehrere der folgenden drei Mechanismen aufgenommen werden muß:
1) Eine 10 %ige Erhöhung der Ventrikelfüllung kann innerhalb
eines einzigen Schlages auftreten (angenommen der Füllfühlertrigger ist auf 90 % des Ventrikularvolumens eingestellt).
2) Der Computer kann die Herzrate erhöhen, aber innerhalb der Begrenzungsrate der Änderung von 4,25 Schlägen pro Minute/
Schlag.
3) Wenn die Fähigkeit der obigen beiden Mechanismen überschritten ist, oder während eines Geschwindigkeitsänderungsübergangs,
muß der Überschuß von Einströmung-Ausströmung in den Atrien
angesammelt werden.
Wenn ein Anstieg auftritt, der schließlich die Atrienspeicher-
S09818/0419
kapazität übersteigt, dann ist die unvermeidbare Folge ein Anstieg des Atriendrucks, was einen Anstieg des vena-kavalen
oder pulmonären Venendrucks bedeutet; jeder dieser Druckanstiege sollte vermieden werden. Die kritischste Situation
ergibt sich daher aus einer stufenförmigen Erhöhung der Bluteinströmung,
die die 10 % Überschußventrikel-Kapazität übersteigt.
Die Atrien sollten so ausgebildet sein, daß sie häufig auftretende vernünftige Änderungen bei der Einströmung aufnehmen.
Die folgende Analyse ergibt ein Verfahren zur Voraussage der erforderlichen Atrienkapazität, die notwendig ist, um eine gegebene
Stufenänderung im venösen Rückstrom aufzunehmen, ohne übermäßige Atriendrücke' zu erzeugen.
Wenn der Blutrücklaaf zum Herzen mit einer größeren Rate ansteigt,
als der Computer durch Erhöhung der Herzrate(wie eine Stufenerhöhung im venösen Rücklauf) unterbringen kann, dann muß
sich in den Atrien solange Blut ansammeln, bis die Rate sich erhöht, um die neue Einlaßströmung zu pumpen. Diese Situation
ist in Figur 17 dargestellt.
Die maximal Änderungsrate der computergesteuerten Herzrate ist bei Vernachlässigung von feinen Änderungen innerhalb eines Schlages
durch den.folgendp.il Ausdruck gegeben:
ÜS -Jr , (1,
max
wobei R die Herzrate und ί die maximale Änderung der Rate pro
Schlag ist. (S = 4,25 Schläge pro Minute/Schlag)
Der allgemeine Ausdruck für die Rate der Änderung der Herzrate ist der folgende:
dt
wobei K der Anteil der Herzschläge ist, in welchem ein Füllimpuls auftritt. Wenn ein Fül!impuls bei jedem Schlag auftritt,
ist K = 1 und die maximal positive Änderung der Herzrate tritt auf. Wenn keine Füllimpulse vorhanden sind, ist K=O und die
609818/0A19
maximal negative Änderung tritt auf. Wenn Füllimpulse in 50 % der Zeit auftreten, ist K = 1/2 und di= Herzrate bleibt konstant.
Die Gleichung 2 ist eine Differentialgleichung mit der bekannten
Lösung:
R = RQe , (3)
wobei R der Anfangswert von R ist.
Die durch das Herz gepumpte AusgangsStrömungsrate ist idealerweise:
Q2 = RV , (4)
wobei V das Ventrikelvolumen ist.- Das im Atrium angesammelte
Blutvolumen ist, wenn die EingangsStrömungsrate Q1 die Ausgangsgröße
übersteigt:
V =J (Q1-Q2)(It
(5) O
wobei angenommen ist, daß der Anfangswert von ν Null ist.
Betrachtet man eine großstufige Erhöhung in Q1 bei t=o so gilt
für t>0:
Q, = Q- O+X)
1 ο
Dabei ist Q = R V die mögliche maximale anfängliche Ausgangsströmungsrate,
ohne jegliche Ansammlung im Vorhof, und ist der Anteil, bei welchem die Stufenerhöhung Q0 übersteigt. Wenn diese
Stufenerhöhung auftritt, werden Füllimpulse bei jedem Schlag auftreten, K = 1, und zwar bis zu einem Punkt nach der Zeit tm,
wenn die Herzrate den Wert erreicht, der notwendig ist, um Q2
= Q1 zu machen. Während dieser Zeit wird sich überschüssiges Blut
in dem Vorhof ansammeln, so daß das restliche Atrienvolumen, das diastolische Atrienvolumen V ein Maximum erreichen wird, wenn Q2=
Q1 nach Zeit t ist und Füllimpulse treten weiterhin für jeden Schlag auf, bis die Ansanutilung in den Atrien herausgepumpt ist
und die Ventrikelfüllung auf den Füllschwellwertpegel von 90%
609818/0419
zurückfällt. Daher wird R weiterhin solange ansteigen, bis die Füllimpulse anfangen zu verschwinden, wobei nach dieser
Zeit R abnimmt, bis es den erforderlichen stetigen Zustandswert
erreicht., Die Herzrate ist bei Q2 = Q-j } R=_j_ , so daß
Folgendes gilt:
(7)
Ro
Der bei t = t auftretende Maximalwert von V ist das Volumen, m.
welches der Vorhof aufnehmen können muß, wenn ein venöser Druckaufbau vermieden werden soll. Der Maximalwert ist der
folgende:
tm
Vm = f (Q1-RV) dt
(8) O
Für 0<t<t gilt Lt
m R = Ro e (9)
K = 1 gilt bei t = t , R=R.. folgendes:
St R1 = V m , (10)
t = 1 L· R1 = 1 {nQ1 = 1 {n(1+x),(11)
m — 7 — —
Ro 6 Qo
Da Q0 =
Aus den Gjleichungen 8, 9 und 10 ergibt sich:
t c
r m St Q
Re dt = -1 In(Ux)-T-(R1-Rn)- (12)
609818/0419
Q1
Da R1 = rv- ergibt sich:
QrQo7 Ö1 Γ; χ
-VJ = / rn(1+x)-^
(13)
ν R'
(14)
OO
f(x) = in(1+x) - -~ =/_ ^("x^n · *15>
n==2
f(0.1) = Ο.ΟΟ44Ο, f(0.15) = 0.00933, f(0.2) = 0.01565, f(0.3)
= 0.0316, f(1) = 0.1931. "
Symbole:
t . — Zeitvariable
R — Augenblickliche Herzrate
RQ — Anfangswert von R
R. — Herzrate für Q2 = Q1
S — Maximaländerung in R pro Schlag* (= 4.25 Schläge/Minute/
Schlag)
K — Anteil der Zeit wo Füllimpulse auftreten
Q1 — Blutströmungsrate in das Ilerzatrium
Q2 — Blutströmungsrate aus der Herzventrikel
Qn — Wert der maximalen Ventrikelausgangsgröße, wenn R=Rn
V — Effektives Ventrikelvolumen
ν — Restvolumen des in dem Atrium mit der Zeit angesammelten
Blutes
609818/0419
-ι
f(x) = {n(1+x)
1+x
Als ein Beispiel ist das in einem stetigen Zustand unter Computersteuerung arbeitende künstliche Herz mit einem 10%igen
Anstieg im venösen Rücklauf vorgesehen. Dieser wird vollständig durch eine augenblickliche Erhöhung der Ventrikelfüllung aufgenommen,
auf welche eine 10%ige Ratenerhöhung folgt. Es ist keine atriale Expansion erforderlich.
Als ein zweites Beispiel wird angenommen, daß das künstliche Herz im stetigen Zustand mit nominal 100 Schlagen pro Minute
arbeitet und einer plötzlichen 20%igen Erhöhung im venösen Rücklauf gegenübersteht. Dies erfordert eine vorübergehende Blutspeicherung
in den Vorhöfen und daher eine Erhöhung des atrialen Restvolumens. Die sich schließlich in diesem Beispiel ergebende
Herzrate ist eine 20%ige Erhöhung oder 120 Schläge pro Minute. Diejenige Rate, bei der die Ausgangsströmung gleich der Eingangsströmung ist, ist R1 = 110 Schläge pro Minute. Während des Übergangs
ist das maximale atriale Restvolumenverhältnis ν = R^f(χ)
ν 'S
und tritt bei einer Ansprechzeit von tm =4r-tn(R../R ) auf.
Wertet man diese Größen aus, so erkennt man, daß
1 P (11O )
tm = = °·0224 min = 1/346 Sekunden ist.
tm = = °·0224 min = 1/346 Sekunden ist.
Weiterhin gilt:
R1
χ = ■ 1 = 0.1
χ = ■ 1 = 0.1
Ro
und f(x) = O.OO44O,
und daher jan = 110 (Q QQ.A) _ o --.g
so daß das maximal erforderliche atriale Restvolumen 11,4 % des Ventrikelvolumens'ist.
609818/0419
Ersatz-Schleifendaten besagen,daß das künstliche Herz
unter Computersteuerung bei 90% Füllung ungefähr 80 ml pro
Schlag ausstößt. Man kann daher annehmen, daß die Ventrikelkapazität
mit vollständiger Füllung ungefähr 89 ml ist. Unter Verwendung von V=89 ml erhält man vm=0.114(89) = 10,1 ml von
Restatrialvolumen.
Mit der Zykluszeitsteuerung, die in den vorliegenden Stirnflächennockensystemen
verwendet wird, ist die atriale Kapazitätsveränderung während jedes Herzschlages 0,36 V= 32 ecm. Aus
Versuchen der A-V-Ventil-ümkehrung während der Systole wurde festgestellt, daß die Atria auch ungefähr 17 ml von dieser Quelle
aufnehmen mußte, was die atriale Kapazitätsänderung während des Herzzyklus auf 32 + 17 = 49 ml bringt.
Die Aufnahme bzw. Unterbringung der 20%igen Stufenerhöhung beim
venösen Rückstrom würde zusätzlich 10 ml hinzufügen, was die erforderliche gesamte atriale Kapazität auf 59 ml bringen würde.
Messungen der tatsächlichen atrialen Kapazität zeigen an, daß lediglich 60 ml tatsächlich ohne übermäßige atriale Druckerhöhung
erreichbar sind, so daß man schließen kann, daß das vorliegende künstliche Herz mit verstärkter atrialer Blase und
neuer schneller computer-getriggerter 90%-Füllung gerade in der
Lage ist, die 20%ige Stufenerhöhung beim venösen Rücklauf zu handhaben .
Das obige Beispiel setzt das neue schnelle Computeransprechen und einen 90%igen Fullfuhlertriggerpunkt voraus. In sämtlichen
"in vivo"-Versuchen war der Computer bislang langsamer ( 1,0 Schläge/pro Minute/Schlag) und der Füllfühler war auf 95 % eingestellt.
Wenn man die gleiche 20%ige Stufenerhöhung im venösen Rücklauf annimmt, so würde man das fo3.gende Ansprechen voraussagen
:
Die Geschwindigkeit bei t=tm ist R1=HS Schläge pro Minute, aber
die Ansprechzeit =tm=8,39 Sekunden, da der Füllfühlertrigger bei
95 % ist, wobei nur 5 % der Stufenerhöhung durch erhöhte Füllung untergebracht werden können; dabei bleiben 15 % oder χ = ο, 15
übrig und f(x) = 0.00933, so daß Folgendes gilt: ^m =1.073, d.h.
609818/0419
das atriale Restvolumen = 1,073(89)=95,5 ml. Die gesamte
atriale Kapazität sollte daher 96 -u 32 + 17 = 145 ml sein.
Dies ist offensichtlich nicht erreichbar und wenn eine derartige Stufenänderung auftreten würde, so würden sich erhöhte
atriale Einlaßdrücke ergeben, die die venöse Rückströmung für den größten Teil des 8-Sekunden-Intervalls sperren würden.
Bevor die obige erfindungsgemäße Steuertheorie entwickelt wurde,
wurden auch eine Anzahl anderer Steuermethoden untersucht. Dazu gehören die folgenden Verfahren:
1) Kontxnuierliches Trendverfahren; wenn das Schlagvolumen erhöht oder -abgesenkt wird, so würde die Herzrate sich erhöhen
oder abnehmen, und zwar auf einer Prozentsatz-Basis für inkrementale Änderung im Schlagvolumen auf einer Schlagfür-Schlag-Basis,
wobei sowohl- die rechte als auch die linke Ventrikel auf Änderung analysiert würde;
2) Füllratenverfahren; wenn Änderungen bei der Füllrate und im Prozentsatz des Schlagvolumens auftreten, so würde die
Herzrate erhöht oder abgesenkt;
3) Verfahren mit vollständigem Schlagvolumen; wenn die eine
oder andere Ventrikel gefüllt wird, so geht das Herz automatisch in die Systole und treibt sämtliches Blut aus jeder
Ventrikel heraus, oder die gefüllte Ventrikel stößt aus und die andere Ventrikel stößt nicht aus, bis sie vollständig
gefüllt ist; die als erste ausstoßende Ventrikel kann jedoch nicht ein zweites Mal ausstoßen, bevor die zweite Ventrikel
ihren Ausstoß vollendet hat. Zwischen diesen beiden Grenzen liegt eine Vielzahl synchroner und asynchroner Bedingungen,
die aufgestellt werden können.
Keines der obigen Verfahren erfordert irgendwelche Instrumentierungen
oder Fühler im Blutstrom) und sie sind gegenüber Bewegung
und irgendeiner räumlichen Anordnung nicht empfindlich. Diese Verfahren gestatten die Steuerung der Rate und des -Schlagvolumens
mit elektrischen, hydraulischen oder pneumatischen logischen
609818/0419
Schaltungen. Dies gestattet die Funktion des nuklearen
Herzsystems ohne die Erzeugung elektrische Energie zur Steuerung.
Die Erfindung sieht also einen Herzratensteuercomputer vor,
der als einen der Hauptsteuerparameter das Schlagvolumen benutzt. Dieses Steuersystem ist stets bestrebt zu einer
Rate hin zu konvergieren, welche das Schlagvolumen auf dem vollen Wert oder auf einem vorbestimmten hohen Prozentsatz
des vollen Schlagvolumens hält. Ein wesentliches Element der Steuerlogik besteht in dem automatischen übersteuern
(Override) der Herzrate vom rechten Herz, wodurch Empfindlichkeit gegenüber zentralen venösen Bedingungen gegeben
wird.
Vorstehend wurde gelegentlich an stelle des Ausdrucks Atria (Vorhöfe) der Ausdruck Atrien benutzt. Auch wurde an Stelle
von Rückfluß mehrfach Rücklauf benutzt.
609818/0419
Claims (13)
- Ansprücheί 1)iVollständig einpflanzbares Ersatzherz mit einer Blut- ^■^ pumpvorrichtung zum Pumpen des Blutes zu und Aufnahme des Blutes von den Lungen, den arteriellen und venösen Systemen, dadurch gekennzeichnet daß ein Herzratenfühler vorgesehen ist, um die physiologischen Anforderungen für die Versorgung des Körpers mit Blut festzustellen, und um eine entsprechende Ausgangsgröße zu erzeugen, wobei ferner Herzratensteuermittel mit der Blutpumpvorrichtung verbunden sind, und wobei die Fühler -sur Steuerung der Anzahl der Herzschläge pro Minute erzeugt durch die Pumpe dienen, und zwar infolge der Ausgangsgröße des Herzratenfühlers.
- 2) Vorrichtung nach Anspruch 1 dadurch gekennzeichnet, daß die Blutpumpe vier Kammern aufweist, wobei zwei Pumpkammern den Ventrikeln des natürlichen Herzens und zwei Reservoirs den Vorhöfen eines natürlichen Herzens entsprechen und wobei jedes der Reservoirs ein- Ventil besitzt, das zu den Pumpkammern führt, wobei ferner jede der Pumpkammern ein Austrittsventil besitzt.
- 3) Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2 dadurch gekennzeichnet, daß der Herzratenfühler Detektormittel aufweist, die in der Wand jeder der Pumpkammern angeordnet sind, um den Füllgrad der Kammern festzustellen, und um ein Ausgangssignal jedesmal dann zu erzeugen, wenn sich die Kammer in einem vorbestimmten Ausmaß gefüllt hat.
- 4) Vorrichtung nach Anspruch 3 dadurch gekennzeichnet, daß die Herzratensteuervorrichtung einen Computer aufweist, um kontinuierlich die Schlagrate der Pumpe und die Ausgangsgröße der erwähnten Detektormittel zu überprüfen, wodurch die richtige Pumprate nach jeder vorbestimmten Anzahl von Schlägen erneut festgestellt wird.609818/0419
- 5) Verfahren zur Steuerung des Pumpens eines künstlichen Herzens mit einer linken und rechten Ventrikel und einem linken und rechten Atrium gekennzeichnet durch folgende Schritte: Feststellung des Füllgrades der linken und rechten Ventrikel; Erzeugung eines Ausgangssignals jedesmal dann, wenn die linke oder rechte Ventrikel eine vorbestimmte Blutmenge aufnimmt; Steuerung der Pumprate durch Analyse der erwähnten Ausgangssignale zum Zwecke der Erhöhung der Pumprate dann, wenn der Prozentsatz der erwähnten Ausgangssignale eine vorbestimmte Grenze erreicht, und um die Pumprate dann abzusenken, wenn der Prozentsatz der erwähnten Ausgangssignale auf eine vorbestimmte Grenze abfällt.
- 6) Herζvorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 4 dadurch gekennzeichnet, daß das rechte Atrium ähnlich wie das'linke Atrium 60 eine einzige Einströmung aufweist.
- 7)" Vorrichtung nach.einem oder mehreren der vorhergehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, daß die Trikuspid-Ventile in zylindrischen Gehäusen angeordnet sind, welche an den Enden von Abzweigungen 65,71 liegen.
- 8) Vorrichtung nach einem oder mehreren der vorhergehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, daß ein Fühler ein Ausgangssignal jedesmal dann erzeugt, wenn eine Ventrikel hinreichend viel Blut aufnimmt, um sie zu 95 % oder mehr ihrer Kapazität anzufüllen, wobei ein Computer diese Information Speichert.
- 9) Vorrichtung nach einem oder mehreren der vorhergehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, daß ein Fülldetektor vorgesehen ist, der Impulse an einen Füllzähler liefert.
- 10) Vorrichtung nach einem oder mehreren der vorhergehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, daß Antriebsimpulse in Schwellwertverstärkern N7-N10 erzeugt werden.609818/0419- x-
- 11) Vorrichtung nach einem oder mehreren der vorhergehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, daß Triacs anstelle einiger Transistoren verwendet werden.
- 12) Vorrichtung nach einem oder mehreren der vorhergehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, daß das Computeransprechen auf einen·Abfall bei der Eingangsblutströmung vollständig innerhalb eines einzigen Schlagintervalls aufgenommen wird, und zwar durch verminderte Ventrikelfüllung.
- 13) Vorrichtung nach einem oder mehreren der vorhergehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, daß der Computer fortlaufend die Schlagrate und das Gchlagvolumen für jeden Schlag überwacht und eine Analyse basierend auf einer Reihe von unmittelbar vorangehenden Herzschlägen vornimmt, beispielsweise basierend auf jeweils fünf vorangegangenen Herzschlägen.609818/0419
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US338611A US3919722A (en) | 1973-03-06 | 1973-03-06 | Totally implantable artificial replacement heart |
SE7403309A SE401610B (sv) | 1973-03-06 | 1974-03-12 | Totalt implantabelt artificiellt ersettningshjerta |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE2449320A1 true DE2449320A1 (de) | 1976-04-29 |
Family
ID=26656458
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE19742449320 Withdrawn DE2449320A1 (de) | 1973-03-06 | 1974-10-16 | Vollstaendig einpflanzbares kuenstliches herz |
Country Status (7)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US3919722A (de) |
AU (1) | AU482500B2 (de) |
CA (1) | CA1030703A (de) |
DE (1) | DE2449320A1 (de) |
FR (1) | FR2278349A1 (de) |
GB (1) | GB1468885A (de) |
SE (1) | SE401610B (de) |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE3342534A1 (de) * | 1982-11-22 | 1984-10-31 | Helmut Ludwig 1000 Berlin Steiner | Elektromechanischer blutpumpenantrieb |
DE102011054768A1 (de) * | 2011-10-25 | 2013-04-25 | Stavros Kargakis | Künstliches Herz |
Families Citing this family (63)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE2557475A1 (de) * | 1975-12-19 | 1977-06-23 | Messerschmitt Boelkow Blohm | Pumpe fuer ein kuenstliches herz |
US4222127A (en) * | 1978-06-02 | 1980-09-16 | Donachy And Pierce | Blood pump and method of pumping blood |
US4231354A (en) * | 1978-07-14 | 1980-11-04 | Howmedica, Incorporated | Pulsatile blood pumping apparatus and method |
FR2446631A1 (fr) * | 1979-01-22 | 1980-08-14 | Lapeyre Didier | Nouvelle prothese cardiaque totale |
FR2470593A2 (fr) * | 1979-01-22 | 1981-06-12 | Lapeyre Didier | Nouvelle prothese cardiaque totale |
FR2455687B1 (fr) * | 1979-05-03 | 1986-07-18 | Bermes Robert | Pompe rotative, notamment destinee a former coeur artificiel |
FR2458288A1 (fr) * | 1979-06-11 | 1981-01-02 | Belenger Jacques | Pompe medicale destinee a l'assistance cardiaque pulsative |
US4369530A (en) * | 1981-05-19 | 1983-01-25 | Foxcroft Associates | Hydraulically actuated cardiac prosthesis and method of actuation |
US4376312A (en) * | 1981-05-19 | 1983-03-15 | Foxcroft Associates | Hydraulically actuated cardiac prosthesis |
EP0079373B1 (de) * | 1981-05-19 | 1986-12-30 | Thoratec Laboratories Corporation | Hydraulisch aktiviertes kunstherz |
US4427470A (en) | 1981-09-01 | 1984-01-24 | University Of Utah | Vacuum molding technique for manufacturing a ventricular assist device |
US4838889A (en) * | 1981-09-01 | 1989-06-13 | University Of Utah Research Foundation | Ventricular assist device and method of manufacture |
US4397049A (en) * | 1981-09-15 | 1983-08-09 | Foxcroft Associates | Hydraulically actuated cardiac prosthesis with three-way ventricular valving |
US4389737A (en) * | 1981-09-15 | 1983-06-28 | Foxcroft Associates | Hydraulically actuated cardiac prosthesis with three-way ventricular valving |
US4381567A (en) * | 1981-09-15 | 1983-05-03 | Foxcroft Associates | Hydraulically actuated total cardiac prosthesis with reversible pump and three-way ventricular valving |
DE3136969C2 (de) * | 1981-09-17 | 1985-02-21 | Deutsche Forschungs- und Versuchsanstalt für Luft- und Raumfahrt e.V., 5000 Köln | Elektromechanisches Kunstherz |
US4473423A (en) * | 1982-05-03 | 1984-09-25 | University Of Utah | Artificial heart valve made by vacuum forming technique |
EP0128197B1 (de) * | 1982-12-03 | 1988-06-08 | Novacor Medical Corporation | Betätiger für eine pumpe |
FR2554350B1 (fr) * | 1983-11-09 | 1986-02-21 | Aerospatiale | Systeme de raccord rapide entre un vaisseau sanguin et une prothese cardiaque |
SE455164B (sv) * | 1985-12-05 | 1988-06-27 | Data Promeditech Inc Ab | Pump for biologiska vetskor |
SE454942B (sv) * | 1986-05-22 | 1988-06-13 | Astra Tech Ab | Hjerthjelpanordning for inoperation i brosthalan |
US4786240A (en) * | 1987-02-06 | 1988-11-22 | Applied Biotechnologies, Inc. | Pumping apparatus with an electromagnet affixed to the septum |
US5024224A (en) * | 1988-09-01 | 1991-06-18 | Storz Instrument Company | Method of readout of implanted hearing aid device and apparatus therefor |
US4988333A (en) * | 1988-09-09 | 1991-01-29 | Storz Instrument Company | Implantable middle ear hearing aid system and acoustic coupler therefor |
US5085628A (en) * | 1988-09-09 | 1992-02-04 | Storz Instrument Company | Implantable hearing aid coupler device |
US5011380A (en) * | 1989-01-23 | 1991-04-30 | University Of South Florida | Magnetically actuated positive displacement pump |
JPH05505321A (ja) * | 1990-02-09 | 1993-08-12 | テラコール | 周期的な流れを提供する心臓人工器官の流速調整方法および装置 |
FR2658079B1 (fr) * | 1990-02-09 | 1992-06-12 | Teracor | Procede et dispositif de regulation d'une prothese cardiaque a debit periodique par surveillance du courant de l'actionneur. |
US5300908A (en) * | 1990-10-10 | 1994-04-05 | Brady Usa, Inc. | High speed solenoid |
US5344385A (en) * | 1991-09-30 | 1994-09-06 | Thoratec Laboratories Corporation | Step-down skeletal muscle energy conversion system |
US5676651A (en) * | 1992-08-06 | 1997-10-14 | Electric Boat Corporation | Surgically implantable pump arrangement and method for pumping body fluids |
AU7607494A (en) * | 1993-09-10 | 1995-03-27 | Ottawa Heart Institute Research Corporation | Electrohydraulic ventricular assist device |
US6319231B1 (en) | 1999-02-12 | 2001-11-20 | Abiomed, Inc. | Medical connector |
US6261065B1 (en) | 1999-09-03 | 2001-07-17 | Baxter International Inc. | System and methods for control of pumps employing electrical field sensing |
US6296450B1 (en) * | 1999-09-03 | 2001-10-02 | Baxter International Inc. | Systems and methods for control of pumps employing gravimetric sensing |
US6723062B1 (en) | 1999-09-03 | 2004-04-20 | Baxter International Inc. | Fluid pressure actuated blood pumping systems and methods with continuous inflow and pulsatile outflow conditions |
US20060178612A9 (en) * | 1999-09-03 | 2006-08-10 | Baxter International Inc. | Blood processing systems with fluid flow cassette with a pressure actuated pump chamber and in-line air trap |
US6949079B1 (en) | 1999-09-03 | 2005-09-27 | Baxter International Inc. | Programmable, fluid pressure actuated blood processing systems and methods |
US6540658B1 (en) | 2000-05-30 | 2003-04-01 | Abiomed, Inc. | Left-right flow control algorithm in a two chamber cardiac prosthesis |
US6527698B1 (en) | 2000-05-30 | 2003-03-04 | Abiomed, Inc. | Active left-right flow control in a two chamber cardiac prosthesis |
US8147544B2 (en) | 2001-10-30 | 2012-04-03 | Otokinetics Inc. | Therapeutic appliance for cochlea |
TW553500U (en) * | 2002-04-24 | 2003-09-11 | Asia Pacific Fuel Cell Tech | Liquid cooling type fuel battery device |
GB2400561A (en) * | 2003-04-14 | 2004-10-20 | Martin Lister | Perpetual pumping heart |
AU2003904032A0 (en) * | 2003-08-04 | 2003-08-14 | Ventracor Limited | Improved Transcutaneous Power and Data Transceiver System |
USRE47368E1 (en) | 2003-12-30 | 2019-04-30 | Greenberg Surgical Technologies, Llc | Modular template for drilling holes and method of making same |
US7905853B2 (en) * | 2007-10-30 | 2011-03-15 | Baxter International Inc. | Dialysis system having integrated pneumatic manifold |
US8376927B2 (en) * | 2008-03-28 | 2013-02-19 | Vitalmex Internacional S.A. De S.V. | Fluid pumping ventricular assist device and components with static seal |
US8349174B2 (en) * | 2008-07-23 | 2013-01-08 | Baxter International Inc. | Portable power dialysis machine |
WO2012112378A2 (en) | 2011-02-18 | 2012-08-23 | Vascor Inc. | Blood flow assist systems |
EP2524709A1 (de) * | 2011-05-16 | 2012-11-21 | Berlin Heart GmbH | Verbindungssystem zum lösbaren Fixieren eines hohlzylindrischen Bauteils an einer Ausnehmung |
US9192702B2 (en) * | 2013-06-12 | 2015-11-24 | Wilmo C Orejola | Autonomous artificial heart |
CN103446634B (zh) * | 2013-09-09 | 2015-07-29 | 北京工业大学 | 一种人工心脏自平衡体外磁驱动系统 |
US20150360037A1 (en) * | 2014-06-13 | 2015-12-17 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Leads, systems, and methods using external primary and internal secondary power sources |
FR3031310A1 (fr) * | 2015-01-05 | 2016-07-08 | Gerard Plas | Prothese cardiaque integrale |
GB2539643A (en) * | 2015-06-13 | 2016-12-28 | Lister Martin | Artificial heart |
RU2635634C1 (ru) * | 2016-12-07 | 2017-11-14 | Федеральное государственное бюджетное учреждение "Федеральный научный центр трансплантологии и искусственных органов имени академика В.И. Шумакова" Министерства здравоохранения Российской Федерации (ФГБУ "ФНЦТИО им. ак. В.И. Шумакова" Минздрава России) | Пневматический привод искусственных желудочков сердца |
DE102017000843A1 (de) * | 2017-01-31 | 2018-08-02 | Hemovent Gmbh | Extrakorporale Blutpumpe, Herz-Lungen-Maschine, Verfahren zum Betreiben einer extrakorporalen Blutpumpe sowie Verfahren zum Betreiben einer Herz-Lungen-Maschine |
EP3634528B1 (de) | 2017-06-07 | 2023-06-07 | Shifamed Holdings, LLC | Intravaskuläre fluidbewegungsvorrichtungen, systeme und verwendungsverfahren |
EP3710076B1 (de) | 2017-11-13 | 2023-12-27 | Shifamed Holdings, LLC | Intravaskuläre fluidbewegungsvorrichtungen, systeme und verwendungsverfahren |
EP3746149A4 (de) | 2018-02-01 | 2021-10-27 | Shifamed Holdings, LLC | Intravaskuläre blutpumpen und verfahren zur verwendung und herstellung |
US11654275B2 (en) | 2019-07-22 | 2023-05-23 | Shifamed Holdings, Llc | Intravascular blood pumps with struts and methods of use and manufacture |
WO2021062265A1 (en) | 2019-09-25 | 2021-04-01 | Shifamed Holdings, Llc | Intravascular blood pump systems and methods of use and control thereof |
US20220193393A1 (en) * | 2020-12-22 | 2022-06-23 | Medtronic, Inc. | Method for power monitoring and dynamically managing power in a fully implanted lvad system |
Family Cites Families (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US3668708A (en) * | 1969-12-23 | 1972-06-13 | North American Rockwell | Artificial heart |
US3771173A (en) * | 1971-06-09 | 1973-11-13 | Fair J | Artificial heart |
US3783453A (en) * | 1971-12-23 | 1974-01-08 | V Bolie | Self-regulating artificial heart |
-
1973
- 1973-03-06 US US338611A patent/US3919722A/en not_active Expired - Lifetime
-
1974
- 1974-03-05 CA CA194,121A patent/CA1030703A/en not_active Expired
- 1974-03-12 SE SE7403309A patent/SE401610B/xx unknown
- 1974-03-20 GB GB1232774A patent/GB1468885A/en not_active Expired
- 1974-03-21 AU AU66943/74A patent/AU482500B2/en not_active Expired
- 1974-04-23 FR FR7414100A patent/FR2278349A1/fr active Pending
- 1974-10-16 DE DE19742449320 patent/DE2449320A1/de not_active Withdrawn
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE3342534A1 (de) * | 1982-11-22 | 1984-10-31 | Helmut Ludwig 1000 Berlin Steiner | Elektromechanischer blutpumpenantrieb |
DE102011054768A1 (de) * | 2011-10-25 | 2013-04-25 | Stavros Kargakis | Künstliches Herz |
WO2013060701A1 (de) | 2011-10-25 | 2013-05-02 | Kargakis Stavros | Künstliches herz |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
AU6694374A (en) | 1975-09-25 |
GB1468885A (de) | 1977-03-30 |
AU482500B2 (en) | 1975-09-25 |
FR2278349A1 (fr) | 1976-02-13 |
SE401610B (sv) | 1978-05-22 |
CA1030703A (en) | 1978-05-09 |
SE7403309L (sv) | 1975-10-09 |
US3919722A (en) | 1975-11-18 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
DE2449320A1 (de) | Vollstaendig einpflanzbares kuenstliches herz | |
EP1383554B1 (de) | Künstliches herz | |
US6827682B2 (en) | Implantable device for utilization of the hydraulic energy of the heart | |
US9320841B2 (en) | Ventricular assist device | |
DE69933314T2 (de) | Implantierbare ventrikelunterstützungsvorrichtung | |
Acker et al. | An autologous biologic pump motor | |
US4652265A (en) | Implantable blood pump and integral apparatus for the operation thereof | |
US4453537A (en) | Apparatus for powering a body implant device | |
US4493697A (en) | Method and apparatus for pumping blood within a vessel | |
DE69925568T2 (de) | Unterstützungsvorrichtung für die physiologische dynamik der herzkammern | |
US7614998B2 (en) | Fully-implantable cardiac recovery system | |
EP0273042B1 (de) | Hilfssystem des biventrikularen blutumlaufs | |
US6547716B1 (en) | Passive cardiac restraint systems having multiple layers of inflatable elements | |
DE69736203T2 (de) | Externe blutdruckmessvorrichtung | |
Monroe et al. | Ventricular performance, pressure-volume relationships, and O2 consumption during hypothermia | |
CA2068996A1 (en) | Implantable coronary perfusion pump | |
DE3902497A1 (de) | Herzunterstuetzungseinrichtung bzw. -system | |
US3206768A (en) | Electromagnetic artificial heart having control means responsive to changes in blood pressure and body respiration rate | |
US3513486A (en) | Heart assistance pump | |
Anzola | Right ventricular contraction | |
Jaron et al. | Theoretical Considerations Regarding the Optimization of Cardiac Assistance by lntraaortic Balloon Pumping | |
JPH09502377A (ja) | 筋肉エネルギー変換器 | |
Weiss et al. | Permanent circulatory support systems at the Pennsylvania State University | |
Anderson et al. | Long‐Term Neurostimulation of Skeletal Muscle: Its Potential for a Tether‐Free Biologic Cardiac Assist Device | |
Nose et al. | Respect the integrity of the large veins and Starling's law |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
8139 | Disposal/non-payment of the annual fee |