具有高频操作的心脏辅助装置

发明领域

本发明总体上涉及循环支持装置和系统，并且更具体地，涉及心脏辅助装置，其可以经皮递送到心血管腔中，并且能够以足够高的流量泵送血液，以在心源性休克、急性心肌梗死、急性心力衰竭中或者在高风险经皮冠状动脉介入或者溶血水平降低的需要血液动力学支持的其它情况期间支持患者。

发明背景

对于患有心源性休克的患者或者经历高风险经皮冠状动脉介入(PCI)的那些患者，可能会损害患者的心脏功能，从而可能需要使用循环辅助装置来保持通过循环系统的足够血流。尽管根据患者的个头和病况存在一些变化，但用于经历高风险PCI的患者的循环辅助装置通常必须产生至少3L/min的血流，以保持足够的循环，而对于心源性休克的患者，通常认为最少5L/min是必需的。

最常见类型的循环辅助装置是主动脉内球囊泵(IABP)、体外膜氧合(ECMO)系统和基于叶轮的血液泵。IABP是具有可充气球囊的导管，该球囊可以放置在降主动脉中并循环地充气以移位血液。ECMO系统包括用于从静脉系统中去除脱氧血液的静脉导管、体外氧合器和泵以及用于将血液返回到动脉系统从而绕过心脏的动脉导管。叶轮泵系统具有旋转叶轮，其可以放置在心脏的腔室中或放置在主血管中，并以相对高的速度旋转，以推动血液通过循环系统。

虽然在增加血流和减少心脏负荷方面提供了一些益处，但是当前可用的循环辅助装置具有某些缺点。当心脏显著受损时，如在心源性休克期间，IABP可能不能充分提高流量以支持患者。ECMO系统可具有与多种导管插入术相关的较高发病率，包括出血、血栓和感染，以及与膜氧合相关的问题，包括认知缺陷和中风。另外，它们增加了通常被认为是产生相反效果的后负荷。叶轮泵系统如果以较高的速度运行以便产生较高的流量则可导致过度溶血；此外，如果叶轮泵被制作得较大以产生较高的流量，则这种装置的外形可能不合需要地大，抑制经皮递送，并增加损伤心血管结构和/或引起肢体缺血的风险。因此，当前的能够提供心源性休克患者所必需的高流量的叶轮型泵对于血管内递送来说通常太大，因此需要手术放置，并进一步产生不合需要的溶血水平。

因此，需要的是循环支持装置，其能够产生用于高风险PCI手术的至少3L/min和至少5L/min的血流以支持心源性休克患者，其还具有紧凑的递送外形以允许经皮引入和血管内放置，在操作时具有小的尺寸以减少对心血管结构的空间需求和创伤，并最小化溶血和其它并发症。

背景技术

美国专利公开US-B-5,169,378描述了一种心室内辅助泵，其具有可膨胀的外部腔室和内部球囊，所述内部球囊可以顺序地充气和放气以产生泵送作用。

国际专利公开WO2008/113785公开了包括导管装置的用于循环体液的装置，所述导管装置具有用于在第一位置处接收体液的至少一个入口部分、设置在距入口部分一定距离处的用于在设置于距第一位置一定距离处的第二位置处排出体液的出口部分，以及用于在导管装置的入口部分和出口部分之间引导体液运输的泵装置。

国际专利公开WO2015/131879公开了用于以定向方式引导体液的导管装置。导管装置包括具有内部空间的套筒、框架和至少三个开口，其中所述套筒被配置为第一和第二开口之间的流体的导管。球囊导管的球囊可以通过套筒中的第三开口放置，并且被充气和放气以通过套筒运输体液。

发明概述

本发明寻求提供心脏辅助装置，其能够容易地插入操作位置中，并且能够以有效且可靠的方式提供心脏辅助功能。

根据本发明，提供了心脏辅助装置、系统和方法，其产生高血液流量，同时具有低装置外形，以用于改善血管内递送能力，较少溶血并减少对心血管结构的创伤。心脏辅助装置可以包括泵送装置，所述泵送装置可定位在心血管腔中，并且包括泵送机构、入口和出口。泵送装置可以具有递送外形适合于通过外周血管插入的运输状态，并且可以在心血管腔中膨胀到在递送和操作期间使与心血管组织的接合最小化的操作状态。在操作状态下，泵送装置被配置为产生至少3L/min，并且优选至少5L/min的血流。同时，泵送装置可折叠成不超过18Fr，并且在一些实施方案中，不超过14Fr的递送外形。此外，在一些实施方案中，泵送装置能够在一个或多个短脉冲中或在持续时间段内产生6-10L/min或更多的血流，其可能对器官严重窘迫的心源性休克患者非常有益。

在优选实施方案中，泵送装置包括具有泵送腔室的可膨胀杯，并且泵送机构包括在泵送腔室内的容积移位构件。容积移位构件被配置为以显著高于患者的自然心跳的频率，优选地比自然心跳高2-10倍，并且在一些实施方案中，高达100倍的频率，在低容积状态和高容积状态之间循环移动。

本文所用的术语“心脏辅助装置”或“泵送装置”旨在包括用于各种心血管腔的各种类型的体内泵，包括但不限于经皮心室辅助装置(pVAD’s)、经瓣膜pVAD’s以及血管内和心室内球囊泵，除非如关于任何特定实施方案可能以其它方式陈述的。考虑了在心脏和动脉系统的左侧内以及在心脏和静脉系统的右侧中的用途。

根据本发明的容积移位构件可以包括能够以循环、重复的方式移位一定容积的流体的各种类型的机构中的任一种。在优选实施方案中，容积移位构件包括可充气球囊，其可以用流体充气到高容积状态和部分地或完全地放气到低容积状态。在其他实施方案中，可以使用活塞、波纹管、手风琴式可膨胀主体或其他类型的容积移位构件。容积移位构件将能够以本文公开的频率在低容积状态至高容积状态之间循环地移动，在所述低容积状态下，所述容积移位构件占据泵送腔室的下部，在所述高容积状态下，所述容积移位构件占据泵送腔室的基本上更大的部分，从而从泵送腔室移位血液。

在一些实施方案中，泵送装置包括限定泵送腔室的可膨胀杯，以及设置在泵送腔室内的泵送机构。可膨胀杯可在其壁中具有至少一个，并且优选多个流入孔，所述流入孔允许血液流入泵送腔室中。另外，与泵送腔室连通的流出喷嘴可以联结到可膨胀杯。在某些实施方案中，流入孔和流出喷嘴中的一种或两种可以包括单向阀。

在优选实施方案中，泵送机构包括容积移位构件，该容积移位构件可以是可充气构件，如球囊。球囊优选被配置为以基本上高于患者的自然心跳的频率循环地充气和放气。在一些实施方案中，球囊从收缩配置可充气到充气配置，并且在充气配置之外基本上是不可扩张的。可膨胀杯被配置为从运输状态下的低外形递送配置可膨胀到操作状态下的展开配置，并且优选在展开配置之外基本上是不可扩张的。

在优选实施方案中，可膨胀杯在操作状态下将具有小于25mm，更优选地小于18mm，并且在一些情况下3至12mm的最大直径。在一些实施方案中，在操作状态下可膨胀杯的内部容积(即泵送腔室容积)为0.3至20ml，并且容积移位构件可以以100至10,000次/分钟的频率在低容积和高容积状态之间循环地交替。在其他实施方案中，可膨胀杯在操作状态下的内部容积为1至20ml，并且容积移位构件可以以100至5000次/分钟的频率在低容积和高容积状态之间交替。在其他实施方案中，可膨胀杯在操作状态下的内部容积为5至10ml，并且容积移位构件可以以200至2000次/分钟的频率在低容积和高容积状态之间交替。

应当理解，本文使用的术语“次(beat)”是指容积移位构件从低容积状态移动到高容积状态并再次返回的循环，例如，球囊充气和放气的循环。因此，以例如1000次/分钟的频率操作心脏辅助装置意味着容积移位构件以1000次/分钟在低容积和高容积状态之间循环移动。这些“次”或“循环”可以与或可以不与患者心脏的自然搏动同步地定时。

在优选实施方案中，管状流出喷嘴联结到与泵送腔室连通的可膨胀杯，其中血液通过泵送腔室中的流出开口流入流出喷嘴中。流出喷嘴可以是细长的，以便将远离泵送腔室的血液引导到其下游的心血管位置。流出喷嘴还可以包括或构成允许血液流出泵送腔室和喷嘴的单向阀，并防止血液通过喷嘴回流到泵送腔室中。本文所用的术语“喷嘴”可以包括相对于可膨胀杯的泵送腔室具有减小的直径或收缩的管状结构，或者在一些情况下，可以指直径基本上不小于泵送腔室的导管。

在某些实施方案中，可膨胀杯、流出喷嘴、容积移位构件或其组合被配置为在操作期间在血液中产生文丘里效应。在一些情况下，这是由于流出喷嘴相对于泵送腔室的直径减小。在泵送腔室和流出喷嘴之间产生压力梯度，这使得血液以较高的速度流出泵送腔室，其进而通过流入孔将更多的血液引入泵送腔室中。这补充了由容积移位构件产生的流动，使得离开装置的实际流量超过仅由通过容积移位构件移位血液所实现的流量。因此，如果容积移位构件在每个循环(例如，球囊的每次充气)中以频率F操作并移位一定容积的血液V

在一些实施方案中，杯元件被配置用于放置在左心室(LV)中，并且流出喷嘴被配置为通过主动脉瓣延伸到主动脉中，使得血液流出杯进入主动脉腔中。流出喷嘴可以具有选择的长度，使得其近(下游)端的出口端口设置在升主动脉、主动脉弓或降主动脉中。为了避免由主动脉弓相对于左心室的角度引起的任何流量限制，流出喷嘴可以相对于可膨胀杯的纵轴以非零角度或曲线定位或预成型，以便将流出喷嘴与主动脉腔对准。优选地，流出喷嘴的配置经选择以使离开泵送腔室的血液流的扰动最小化，使湍流最小化并保持层流。流出喷嘴可以是柔性的，以便通过主动脉瓣并符合主动脉的形状，对组织的创伤最小，并将血流直接引导到下游，与主动脉的纵轴对齐。流出喷嘴的外部可以被配置为提供无创伤表面，针对所述无创伤表面，主动脉瓣小叶可至少在心脏舒张期间以及在一些情况下，也在心脏收缩期间关闭并密封。除了流出喷嘴通过主动脉瓣的通道之外，杯元件优选被配置为在操作状态下使心脏的主动脉瓣和二尖瓣不受阻碍。

在优选实施方案中，杯元件可包括自膨胀的弹性支撑构件。支撑构件优选包括经选择以在泵送腔室充满血液并且球囊被充气以在泵送腔室中产生增加的压力时，抵抗超过展开配置的直径膨胀的材料、几何形状和其他结构特性。这种不可扩张性允许在杯元件和心室壁之间保持间距，以使对心脏组织的创伤最小化并且还增加泵效率。另外，支撑构件可被配置为在球囊放气期间，当泵送腔室处于负压下时抵抗塌缩。同时，支撑构件应被配置为在受到足够的外力以允许血管内递送和收回时，可折叠或可卷曲成较低外形的运输状态。在优选实施方案中，支撑构件可包括弹性金属如镍-钛合金的骨架，其可以是允许在至少一个维度上从运输状态膨胀到递送状态的可膨胀的编织线、网、篮或具有开口、狭缝或单元布置的整体管的形式。

在被配置用于放置在左心室中的实施方案中，支撑构件优选被配置为从心室内延伸到升主动脉中的位置，以便支撑流出喷嘴。可选地，可以将与杯的支撑构件分开的喷嘴支撑构件联结到流出喷嘴以向其提供支撑。喷嘴支撑构件可以直接或间接地联结到杯支撑构件，或者其可以不附接到杯支撑构件。喷嘴支撑构件可以是管状的，以便完全围绕流出喷嘴，或者它可以是部分圆柱形的或整体扁平的，以便在主动脉腔的一侧上沿着流出喷嘴的横向侧延伸，并且可以沿着其纵轴从一个形状转变成其他形状——从整体圆周转变成部分圆柱形到整体扁平。支撑构件的近(下游)端可以被成形和配置为便于收回装置，例如具有锥形或圆形端部。喷嘴支撑构件和/或杯支撑构件可包括诸如环、旋钮或钩的收回联结件，其可联结到诸如线、圈套器、护套或导管的收回装置或者可由其捕获。可选地，一根或多根收回线可以联结到支撑构件的端部并且被配置为在整个手术中保持与其联结，使得在该手术之后，可以拉动线以将支撑构件与杯和球囊一起收起到护套或其他捕获装置中，以将其折叠成运输状态，并将其从患者取出。

血液不可渗透膜优选地在支撑构件的内表面和/或外表面的至少一部分上延伸。在一些实施方案中，支撑构件包埋在膜内，或者夹在内膜和外膜之间。优选地，在泵送腔室内，在高达400mmHg，更优选高达800mmHg或更高的压力下，支撑构件/膜组合在操作状态下基本上是不可扩张的。支撑构件和/或膜可包括与泵送腔室连通的至少一个流入孔以及流出喷嘴，通过所述流入孔，血液在球囊放气期间从心室流入腔室中，在球囊充气期间，通过所述流出喷嘴从腔室引导血液。流入孔可各自包括单向阀，以允许血液流入泵送腔室中并防止血液通过流入孔流出腔室，流入孔可由与膜相同的材料形成，或者可以是通过焊接、粘结、粘合剂或机械紧固件联结到膜的不同材料。流出喷嘴可以包括与膜相同的聚合物，或者不同的聚合物的聚合物管，并且其可以与膜整体地形成，或者通过焊接、胶粘或其他方式连接到膜上。

心脏辅助装置还可包括导管组装体，该导管组装体联结到容积移位构件和/或可膨胀杯并且被配置为操作容积移位构件，使得其在低容积状态和高容积状态之间交替。导管组装体和容积移位构件可以永久地附接到可膨胀杯上，或者可以包括单独的子系统，该子系统从杯上可拆卸下来，从而允许杯自身放置在心血管腔中，然后使用导管组装体将容积移位构件插入杯中。导管组装体将被配置为通过脉管系统从患者外部的位置延伸到泵送装置的位置，例如经由主动脉从患者腹股沟区域中的股动脉到左心室。导管组装体被配置为联结到位于患者外部的控制单元(下面描述的)。

在可充气球囊实施方案中，导管组装体流体地联结到可充气球囊并且具有用于将充气流体递送到球囊的充气腔。导管组装体可以被配置为优化充气流体的递送，以实现球囊的高频充气。优选地，充气腔的直径为至少1mm。在具体实施方案中，充气腔的横截面流动面积为1至20mm

本发明的心脏辅助装置在运输和操作状态下都提供了紧凑结构的独特组合，以改善递送能力，同时降低与心脏和血管的潜在的负相互作用，而保持高泵送能力。有利的是，心脏辅助装置能够以至少3L/min，优选5L/min或更大的流速泵送血液，而不引起过度溶血，使其适合用于多种心血管手术，并比已知的心脏辅助装置解决更广范围的患者病况。在具体实施方案中，通过调节容积移位构件的杯容积、频率和净容积变化以及其他参数，至少3L/min的流速对于高风险PCI支持是可能的，而对于治疗心源性休克，至少5L/min，优选至少6L/min，并且在一些实施方案中，高达10L/min或更高的流量是可能的。

根据本发明的心脏辅助系统可以包括如本文所述的心脏辅助装置，以及与其联结的控制单元，该控制单元被配置为以高达患者自然心跳的10倍的频率，并且在一些实施方案中，高达患者自然心跳的100倍的频率，即高达1000次/分钟的频率，并且在一些情况下，高达1000-10,000次/分钟的频率来致动容积移位构件。

在采用可充气球囊的实施方案中，控制单元被配置为递送充气流体并调节泵送参数，以从非常紧凑的泵提供所需的高血液流速。控制单元可以被配置为在压力和温度下递送选定的充气流体，包括非常低粘度的流体，例如惰性气体如氦气，所述压力和温度经选择以允许容积移位构件，例如可充气球囊，以高达患者自然心跳的10倍的频率，并且在一些实施方案中，高达患者自然心跳的100倍的频率，即高达1000次/分钟的频率，并且在一些情况下，1000-10,000次/分钟的频率循环膨胀。

优选地，控制单元允许用户调节或调整容积移位构件的频率，使得用户可以为特定的患者和手术选择合适的频率，或者可以在手术期间根据患者的需要改变频率。另外，控制单元可以允许调节由容积移位构件移位的容积，即其在低容积状态、高容积状态或两者下的容积。

在另一个实施方案中，容积移位构件的容积变化是通过改变由容积移位构件，例如可充气球囊包围的容积的压力而产生的。这可以通过加压和减压通过导管轴的连接内腔的封闭容积来实现。

在使用可充气球囊作为容积移位构件的实施方案中，控制单元还可以具有经选择以使得球囊能够以这样的频率充气的总体系统配置、组件布局、流体回路设计、系统容积和占空比。在示例性实施方案中，控制单元压缩与导管组装体连接的包含充气流体的储器。在该实施方案中，储器的压缩或加压导致充气流体在导管的远端处被递送到容积移位构件。

包括安全隔膜的示例性实施方案包括高压源、低压源和连接到高压源、低压源和导管组装体的开关布置，并且开关布置被被布置成将高压源和低压源交替地连接到与导管组装体连接的流体储器。在具体实施方案中，控制单元被布置成在充气时间段期间将高压源连接到导管组装体，并且在放气时间段期间将低压源连接到导管组装体，其中充气时间段比放气时间段短。在优选的配置中，充气时间段和放气时间段的占空比为30％至80％。在示例性实施方案中，高压源被布置成提供相对于大气压至少300mbar的最大气动压力和小于-100mbar的抽空压力。在一些实施方案中，控制单元被配置为相对于大气压，将储器中的流体加压到至少100mmHg的最大压力和小于-50mmHg的最小压力，并且优选地至少200mmHg的最大压力和小于-200mmHg的最小压力。

本发明还提供了向患者提供心脏辅助的方法，其包括以下步骤：

将较低外形运输状态的泵送装置通过外周血管递送到心血管腔中；

将泵送装置的可膨胀杯在心血管腔中膨胀到操作状态，所述可膨胀杯在其内部具有泵送腔室和与所述泵送腔室连通的至少一个流入孔和至少一个流出喷嘴；以及

在低容积状态和高容积状态之间循环地交替设置在泵送腔室中的容积移位构件，以允许血液通过流入孔流入泵送腔室中并通过流出喷嘴将血液引导出泵送腔室；

其中所述容积移位构件在低容积状态和高容积状态之间以100-10,000次/分钟的频率循环交替。

在另一个实施方案中，用于向患者心脏提供心脏辅助的方法包括：

将运输状态的泵送装置通过外周血管递送到心血管腔中；

将泵送装置的可膨胀杯在心血管腔中膨胀到操作状态，所述可膨胀杯在其内部具有泵送腔室以及与泵送腔室连通的至少一个流入孔和至少一个流出喷嘴；以及

在低容积状态和高容积状态之间循环地交替设置在泵送腔室中的容积移位构件，以允许血液通过流入孔流入泵送腔室中，并通过流出喷嘴将血液引导出泵送腔室，以便产生至少5L/min的血流量；

其中所述可膨胀杯在操作状态下具有小于20ml的最大容积。

在具体实施方案中，可膨胀杯的最大容积小于10ml，且更优选地小于5ml。

在又一实施方案中，向患者提供心脏辅助的方法包括：

将运输状态的泵送装置通过外周血管递送到心血管腔中；

将泵送装置的可膨胀杯在心血管腔中膨胀到操作状态，所述可膨胀杯在其内部具有泵送腔室以及与泵送腔室连通的至少一个流入孔和流出喷嘴；以及

在低容积状态和高容积状态之间循环地交替设置在泵送腔室中的容积移位构件，以允许血液通过流入孔流入泵送腔室中，并通过流出喷嘴将血液引导出泵送腔室，以便产生至少5L/min的血流；

其中所述可膨胀杯在运输状态下具有小于18Fr的递送外形。

优选地，可膨胀杯在运输状态下具有14Fr或更小，并且更优选12Fr或更小的递送外形。

在又一实施方案中，提供根据本发明的心脏辅助的方法包括：

将运输状态的泵送装置通过外周血管递送到心脏的左心室中，所述泵送装置在运输状态下具有不超过14Fr的递送外形；

在左心室中将泵送装置的至少一部分膨胀到操作状态，所述泵送装置具有泵送机构、入口和出口，其中所述出口位于左心室下游的主动脉的腔中；以及

操作泵送机构以允许血液流入入口中并且以至少5L/min的流速将血液引导出出口。

在其他实施方案中，可以用较低外形的装置实现较低的流量。在一些实施方案中，泵送装置产生至少3L/min，并且泵送装置在运输状态下的递送外形不超过12Fr，更优选地不超过10Fr，并且理想地不超过8Fr。

在另一个实施方案中，向患者心脏提供心脏辅助的方法包括：

将运输状态的泵送装置通过外周血管递送到心血管腔中；

将所述泵送装置的至少一部分在心血管腔中膨胀到操作状态，所述泵送装置具有泵送机构、入口和出口；以及

操作泵送机构，使得血液流入入口中并且以至少5L/min的流速流出出口；

其中所述血液中的红细胞在入口和出口之间受到小于400Pa的最大剪切应力。

在又一实施方案中，向患者心脏提供心脏辅助的方法包括：

将运输状态的泵送装置通过外周血管递送到心血管腔中；

将泵送装置的至少一部分在心血管腔中膨胀到操作状态，所述泵送装置具有泵送机构、入口和流出喷嘴；以及

以频率F在低容积状态和高容积状态之间循环地移动设置在泵送腔室内的容积移位构件，其中所述容积移位构件在每个循环期间从泵送腔室移位一定容积的血液V

其中血液以离开流速R离开流出喷嘴，其中R>F·V

在本发明的任何方法中，泵送装置可包括根据本文所述的任何实施方案的心脏辅助装置。在优选实施方案中，容积移位构件包括可充气球囊，其通过部分或完全地循环充气和放气球囊而在低容积状态和高容积状态之间循环交替。另外，泵送装置可以是包括如本文其他地方所述的控制单元在内的心脏辅助系统的一部分。

根据下面结合附图的详细描述，本发明的性质和优点的其他方面将变得显而易见。

附图的简要说明

下面将参考附图更详细地讨论本发明，其中

图1A和1B显示了根据本发明的心脏辅助装置的实施方案的部分侧视图，其中心脏辅助装置的可充气球囊分别被充气和放气；

图2显示了根据本发明的实施方案的心脏辅助装置的示意图；

图3显示了根据本发明的另一个实施方案的心脏辅助装置的透视图；

图3A示出了位于患者心脏的左心室中的图3的心脏辅助装置。

图4显示了根据本发明的实施方案的心脏辅助装置的控制单元的示意图。

图5A和6A是根据本发明的心脏辅助装置的远端部分的侧立面图，分别显示了处于关闭和打开位置的其流出阀。

图5B和6B分别是图5A和6A的心脏辅助装置的横截面。

图7A和8A是根据本发明的心脏辅助装置的可膨胀杯的横截面，其中可充气的球囊分别处于充气和放气配置。

图7B和8B分别是图7A和8A所示的可膨胀杯的壁和入口阀的一部分的横截面图。

图7C和8C分别是图7A-7B和8A-8B所示的心脏辅助装置的可膨胀杯的侧立面图。

图7D和8D分别是图7A-7C和图8A-8C的心脏辅助装置的流出喷嘴和流出阀的横截面。

图9A-9C是分别显示以运输状态、部分展开状态和操作状态放置在递送护套中的根据本发明的心脏辅助装置的侧立面图。

图10A是根据本发明的心脏辅助装置中的可膨胀杯在其另一个实施方案中的侧立面图。

图10B和10C是图10a的心脏辅助装置的流出喷嘴的近端在其两个不同实施方案中的特写视图。

图11A是本发明的心脏辅助装置的侧立面图，显示了其可膨胀杯中血液的流动。

图11B是图11A的心脏辅助装置中的可膨胀杯的一部分的放大视图。

图11C是图11A的心脏辅助装置中的可膨胀杯的横截面以及图11D是其部分壁截面。

图12A是通过递送护套放置的根据本发明的心脏辅助装置的侧立面示意图。

图12B-12F是图12A的心脏辅助装置沿其长度的各个点处的横截面。

实施方案的描述

本发明提供了在患者中有效地支持血液循环的腔内心脏辅助装置、系统和方法。与已知装置相比，根据本发明实施方案的心脏辅助装置可用于通过以较高的流速从心血管腔中泵送血液，减少溶血，以及改善递送能力，从而在患者中提供循环辅助。本文所用的“心血管腔”包括动脉或静脉系统中的血管腔、心腔如左心室或右心室或心房腔，或者心血管系统中任何其他器官或血管的内部。

如图1A和1B的侧视图以及图2的示意图所示，根据本发明的心脏辅助系统100包括心脏辅助装置(或泵送装置)1和控制单元2。心脏辅助装置1包括：可膨胀杯4，其具有内部泵送腔室30、与泵送腔室30连通的多个流入孔5和流出喷嘴6；定位在可膨胀杯4内的泵送腔室30内的容积移位构件8以及在操作期间连接到容积移位构件8的导管组装体3。容积移位构件8可在低容积状态和高容积状态之间循环移动。在该实施方案中，容积移位构件8包括可充气的球囊，该球囊可充气至高容积状态并且可放气至低容积状态。控制单元2连接到导管组装体3并向其供应充气流体以对球囊8进行充气。

应当理解，尽管在本文公开的各种示例性实施方案中，容积移位构件8可以被显示和描述为可充气球囊，但是在不脱离本发明范围的情况下，可以用其他类型的容积移位构件取代这种球囊。

注意，可膨胀杯4具有被配置用于血管内递送的低外形运输状态，以及较大外形的操作状态，所述操作状态在图1A和1B中显示。流入孔5例如提供有单向流入阀，并且流出喷嘴6可以提供有单向流出阀7，这将在下面进一步描述。

在本发明的实施方案中，控制单元2被布置成以超过100次/分钟(bpm)的频率操作可充气球囊8。可充气球囊8经由导管组装体3放气，以允许血液经由流入孔5进入可膨胀杯的泵送腔室30(图1B中的虚线所示的完全放气状态8B)，随后可充气球囊8充气，从而将血液排出流出喷嘴6(图1A中的虚线所示的完全充气状态8A)。与现有技术的心脏辅助装置相比，具有高频率的放气和充气(>100bpm)允许心脏辅助装置具有较小的泵送容积(可膨胀杯4的内部容积)，并因此具有较小的尺寸和改善的递送能力，而保持足够高的通量以作为心脏辅助装置有效地操作。

在一组实施方案中，操作状态的可膨胀杯4的内部容积为0.3至20ml。这允许设计具有最小尺寸的心脏辅助装置1，使心脏辅助装置1更容易定位在例如患者心脏的左心室中。而且，在运输状态下(其中整个可膨胀杯4在可充气球囊8和导管组装体3的端部上折叠)，心脏辅助装置通过患者动脉的运输也是非常可能的。

控制单元2可以被布置成以超过100bpm的预定频率操作可充气球囊8，以在使用所示的较高范围的容积(20ml)时获得通过心脏辅助装置1的足够的血流，或者在使用所示的较低范围的容积(0.3ml)时以较高的频率，甚至高达10000bpm操作。

在示例性实施方案中，在操作状态下可膨胀杯4的内部容积为1至20ml，并且控制单元2被布置成以100至5000次/分钟之间的频率操作可充气球囊。这种足够高频率的操作与相对低的泵送容积相结合允许心脏辅助装置保持足够的血液流速。

在其他示例性实施方案中，可膨胀杯4在操作状态下的内部容积为5至10ml，并且控制单元2被布置成以200至1000次/分钟的频率操作可充气球囊。较小的尺寸和相关的操作频率范围允许充分辅助的血液流动，以提供心脏辅助装置1的适当功能。

心脏辅助装置1的尺寸，主要是可膨胀杯4的内部容积与可充气球囊8的尺寸和位置(结合可充气球囊8被控制单元2充气的程度)相配合，决定了(最大)搏出量。与频率相结合，这决定了通过心脏辅助装置1的血流量。

例如，可以以25mm的心脏辅助装置1的最大外径获得20ml的内部容积。可以通过将直径减小到例如12mm，更优选10mm的值来获得较低的容积，其可以偏移例如600bpm的较高泵送频率，以获得通过心脏辅助装置1的足够高的血流。甚至可以获得更小的心脏辅助装置1，例如1ml或甚至0.3ml的内部容积，其中通过将泵送频率增加到2000bpm，或者甚至5000或10000bpm来保持足够的血液流量。然后，心脏辅助装置1的直径可以为0.3至10mm。

考虑到延长的操作寿命，尤其是内部球囊8的操作寿命，较低的泵送频率可能是有利的。该组中的示例性实施方案具有200至600bpm的泵送频率和5至20ml的内部容积。相对于心脏辅助装置1(运输状态和操作状态下)的外部尺寸，较高的泵送频率可能是有利的，例如范围为600至5000或甚至10000bpm的泵送频率，与范围为0.3至5ml的内部容积相结合。

控制单元2还可以被布置成例如通过操作员输入/调节或通过使用传感器数据和控制算法的自动控制来改变泵送频率。通过心脏辅助装置1的实际血流然后(也)可以仅使用泵送频率作为控制参数来进行控制。

图3显示了根据本发明的另一示例性实施方案的心脏辅助装置1的透视图，显示了可膨胀杯4、可充气球囊8和导管组装体3的一部分的细节。图3A显示了位于患者心脏的左心室LV中的心脏辅助装置1。在这组实施方案中，可膨胀杯4包括材料的支撑结构(或骨架)4a，该材料从低外形运输状态可膨胀到膨胀的操作状态，优选地在操作状态下超过其尺寸是不可扩张的，并保持可折叠以便收回。可膨胀杯4还包括半刚性或柔性材料的外壁4b，该外壁4b连接到支撑结构4a的外表面上，包围支撑结构4a的外表面，或者在支撑结构4a的外表面上延伸。除了外壁4b外或代替外壁4b，内壁(未示出)可以提供在支撑结构4a的内侧上，其可以具有与外壁4b类似的特性，并且由相同或不同的材料组成。可以使用例如以网、激光切割管、管状篮或支架样结构编织或形成的弹性金属丝，由不可扩张的聚合材料如尼龙制成的网或系列肋状物或纤维，或者尼龙或其他聚合物的可充气管来体现支撑结构4a。在优选实施方案中，支撑结构4a是弹性金属，例如镍-钛合金(镍钛诺)、钴铬合金、铬钼(Chromoly)或不锈钢的整体管或篮样结构，其由以径向可膨胀的几何形状布置的多个支柱或单元组成。优选地，支撑结构4a可折叠成低外形操作状态并弹性地偏压到膨胀的操作状态。支撑结构4a还可以嵌入外壁4b或内壁内，或者夹在内壁和外壁之间。

由于支撑结构4a和外壁4b(和/或内壁，如果提供的话)，或者那些元件中的任何一个的组合，可膨胀杯4在操作状态下优选是半刚性的，即使在操作期间，当可充气球囊8在可膨胀杯4内以快速顺序充气和放气时，从而增加了其中的流体压力。“半刚性的”意指当球囊8被充气时，增加泵送腔室30中的压力，可膨胀杯4基本上是不可扩张的，或者可扩张已知的或可预测的量，超过其在操作状态下膨胀的直径。这允许可膨胀杯4被适当地确定尺寸，以便限制过度的接合或作用在心室壁上的力。其他可膨胀杯4在操作状态下被被配置为抵抗在负压下在泵送腔室30内收缩或塌缩。优选地，可膨胀杯4在高达500mmHg的内部流体压力下不会膨胀超过直径的约3％或0.5mm，而在放气期间，直径的任何减小应该不超过2％或0.3mm。可膨胀杯仍然可以具有变形成非圆形形状或者弯曲以便与心血管腔(例如左心室和主动脉)符合的柔性，并且如果受到足够的径向向内的力，则将可折叠成运输状态以便移除。

在操作状态下，可膨胀杯4引导由可充气球囊8提供给血液的动能。可充气球囊8是心脏辅助装置1的活动组件，并且被循环地充气和放气。在充气期间，可充气球囊8膨胀并移位容积，从而还产生动能，其增加被移位血液的速度，并因此降低其粘度。为了将加速的血液引向主动脉系统，可膨胀杯4(包括膜/外壁4b、提供在流入孔5中的流入阀、提供在流出喷嘴6中的流出阀7和支撑结构4a)径向地和/或在下游方向上，即朝向流出喷嘴6引导容积移位，所述流出喷嘴6例如穿过主动脉瓣放置或可选地放置在心室中并在主动脉瓣处定向。在放气期间，流出阀7关闭，以防止回流，同时流入阀打开，以允许新鲜血液从周围腔流入可膨胀杯4的内部容积中。

当可膨胀杯放置在LV中时，如图3A所示，流出喷嘴6将流体引导出心脏。在优选实施方案中，流出喷嘴6从杯4穿过主动脉瓣延伸到升主动脉中。流出喷嘴6在其近(下游)端具有出口31，该出口31具有流出阀7，在各种实施方案中，该流出阀7被配置为位于升主动脉AA、主动脉弓或降主动脉中。在右心实施方案中，流出喷嘴6可被配置为从可膨胀杯4延伸，位于右心房或右心室中，通过肺动脉瓣进入肺动脉中。为了使流出阀7在性能上最佳，流出阻力尽可能地低，同时打开和关闭快速，在关闭位置具有良好的密封能力。为此，喷嘴6和流出阀7的内径取决于从装置出来的流量(速度)，对于以脉动方式泵送约5L/min的装置，其优选低于4m/s。在这样的实施方案中，包括流出阀7的流出喷嘴6的内径为约5-17mm，并且优选约12mm或更小。

如图5A-5B和6A-6B所示，流出喷嘴6包括支撑结构32和动态结构34。支撑结构32可以是杯的支撑结构(骨架)4a的整体延伸，或者可直接或间接地联结到杯的支撑结构4a的单独结构。动态结构34应该至少在远端区域(更靠近心室)中或在多个位置中，例如在远端区域中并且在一条或多条线上穿过脊柱连接到支撑结构32。在一些实施方案中，动态结构34一直到其流出端的整个长度附接到支撑结构32。支撑结构32可以是管状的，以在其长度的全部或一部分上围绕动态结构34，或者其可以例如在更靠近心室的更远端区域中仅是部分管状的，其余部分是部分圆柱形或细长的扁平结构，其被配置为仅位于主动脉腔的一侧上。在一些实施方案中，支撑结构32从圆柱形逐渐过渡到扁平。动态结构34可以是柔性聚合物，并且在一些实施方案中，与杯的膜相同。动态结构34在打开配置和关闭配置之间可移动，在打开配置中，血液可流出流出喷嘴6(图6A-6B中所示)，在关闭配置中，当球囊8放气并在泵送腔室30中产生负压时阻止血液流回流出喷嘴6中(图5A-5B中所示)。动态结构34本身可以具有渐进式刚度或径向强度。例如，其可以由具有比结构的流出端或阀端31更硬的流入端的管制成。渐进式刚度可以通过改变沿着动态结构的长度的壁厚、材料类型或材料硬度来提供。动态结构的长度与直径相关，并且长度优选为0.5-3.5cm，更优选为2cm，直径为8-14mm，优选地为12mm，壁厚为20-120mu，优选80mu。如图5A-5B和6A-6B所示，流出阀7可包括靠近出口端31的管状流出喷嘴6的一部分，其被配置为在其内部的压力被其外部的压力超过时塌缩和密封。可选地，流出阀7可以是安装到流出喷嘴6的出口端31的风向阀、鸭嘴阀、瓣阀或多小叶阀。

在某些实施方案中，可膨胀杯4、流出喷嘴6、容积移位构件8或其组合可以被配置为在操作期间在血液中产生文丘里效应。移位构件的增大的容积(例如，在可充气容积移位构件如可充气球囊的情况下通过通气)赋予被移位的血液动能和速度。移动的血液将在其尾流中沿着周围的血液拖曳，从而产生除通过容积移位构件的容积增加而使血液从泵送腔室移位外的文丘里效应。此外，在一些实施方案中，流出喷嘴6具有相对于泵送腔室30的直径减小的直径，使得流出泵送腔室30的血液加速，从而引起压力下降。在示例性实施方案中，泵送腔室30的直径范围可以为A-B mm，而喷嘴6的内径范围可以为C-D mm，导致流出喷嘴6的内径与泵送腔室30的内径的比率为X至Y。泵送腔室和流出喷嘴之间的压力梯度使得血液以较高的速度流出泵送腔室，这进而通过入口将更多的血液引入泵送腔室中。这补充了由容积移位构件产生的流量，使得离开装置的实际流量超过仅由通过容积移位构件移位血液所实现的流量。因此，如果容积移位构件在频率F下操作并且在每个循环中移位一定容积的血液V

图7A-7D和8A-8D分别示出了处于关闭和打开配置的可膨胀杯4的流入阀5。阀5可包括联结到杯4的内壁或外壁并且在杯壁中的细长入口开口上方延伸的细长小叶。在一些实施方案中，小叶由与杯4的内壁或外壁的膜相同的材料形成。如图7A-7D所示，当球囊8充气时，流入阀5处于关闭配置，其在泵送腔室30中的压力增加时阻止血液流出泵送腔室30。图7C-7D所示的流出阀7打开，允许血液离开。如图8A-8D所示，当球囊8放气时，泵送腔室30中的压力降低，导致流出阀7关闭。当泵送腔室30中的压力相对于周围压力变得足够低时，流入阀5打开，允许血液流入泵送腔室30中。流入阀5设计为在装置流入期间具有低阻力，而在喷射期间具有高密封能力。为了允许高致动频率，流入阀5应该能够具有打开和关闭的快速响应时间。为了实现这一点，阀5的总流入面积应该至少为50mm2，优选为200-500mm2，其可以在单个阀内，或者分布在2-500个阀上，优选10至50个阀。优选地，阀的几何形状、尺寸、数量和配置将经选择以使对进入泵送腔室30中的血流的阻力最小化。阀可以由柔性的、不可渗透的聚合物、织物或薄纱形成。对于高柔性，小叶的硬度可以相比杯更低。小叶将被组织化使得血液的流入尽可能地分层。这可以通过将阀放置在一个方向上来实现，例如水平平面、垂直平面或倾斜平面，或者它们的组合。

支撑结构4a由这样的材料构建成，其可以被折叠或塌缩成具有小的递送外形的运输状态，并且膨胀成具有一致形状的较大的操作状态，该形状抵抗高内部压力，优选地在高达400mm Hg(范围200-600mmHg)的内部压力下基本上不可扩张。支撑结构4a可以例如折叠以配合在递送护套的2-8mm，更优选3-5mm腔内，用于引入到期望的血管腔中。当处于适当位置时，支撑结构4a被膨胀到其操作状态，直径例如为18mm(优选范围为5-24mm)。当膨胀时，支撑结构4a将防止膜/外壁4b在低至-50mmHg(优选范围为从-10至-100mmHg)的负压下塌缩，而在充气期间，压力增加例如+250mmHg(优选范围为100-600mmHg)不会导致可膨胀杯4的直径增加。下面将讨论包括充气和放气阶段在内的可运输和操作状态。

在运输状态下，支撑结构4a被配置为使得材料变形的最大拉伸高于卷曲期间材料上的最终拉伸。小杯尺寸和容积、低厚度的杯膜(优选为0.01-0.15mm)和支撑结构4a(优选为0.05-0.3mm)的组合，以及可充气球囊的低外形轴(优选为2.0-3.5mm)使得在运输状态(优选为8Fr-18Fr)下具有低卷曲外形，同时保持高泵容量(优选为2L/min-9L/min)成为可能。通过改变这些参数，装置可以适应特定的临床需要。用于设置心源性休克的优选配置具有18Fr或更小，更优选14Fr或更小的递送外形，并且产生至少6L/min的血流。对于在高风险PCI中的使用，优选9Fr或更小的递送外形和产生至少4L/min的血流。

在运输状态下，装置需要保持足够的柔性以通过脉管系统中具有挑战性的解剖变异。为此，支撑结构4a应该是柔性的，例如在优选的配置中，通过具有低的壁厚，例如0.15-0.25mm。此外，支撑结构4a的设计需要被配置为折叠或卷曲成运输状态，而不会有可能削弱或破坏支撑结构4a的损坏。这可以通过选择对微裂缝具有较少易感性的材料如镍-钛合金，以及通过设计支撑结构4a以使微裂缝最小化来实现。重要的是，膜的选择在确定骨架材料和几何形状方面是重要的——例如，骨架不应该将膜材料拉伸到塑性变形的屈服点之外，这将损害膜的有效性。骨架4a可以包括编织丝网，或者可以由整体管形成封闭或开放单元配置中的多个支柱。支撑结构4a的构建可以使用超弹性镍钛诺完成，热设置为35摄氏度。作为替代，杯可以由可充气的支柱制成，例如由尼龙材料制成，其可以被加压(例如使用流体)以向外壁4b提供形状一致性。在一个实例中，支撑构件/骨架4a具有4.2mm支柱的菱形单元设计，其在膨胀状态下长约6mm并且在塌缩(运输)状态下长约8mm，导致100％拉伸。在一个实例中，膜在约72D的硬度中包括TPU，如technothane、Pellathane或Tecothane，这允许这些应力而没有塑性变形。

杯的操作或膨胀状态被设计为不阻碍其所位于的心血管腔中的自然血流。当在左心室LV中使用时，如图3A所示，杯4在操作状态(膨胀的)下的尺寸和形状使得它为自然血流进入和离开左心室留出最大空间。在经由二尖瓣MV流入期间应该没有阻塞，并且在流出期间主动脉瓣的阻塞被最小化，使得血液可以围绕流出喷嘴6流出心室。优选地，流出喷嘴6被配置为延伸穿过主动脉瓣AV并允许主动脉瓣小叶在心脏舒张期间密封其外表面。二尖瓣MV、腱索CT、乳头肌或心室的其他结构的破坏也被最小化。此外，杯4可以具有防止心脏内部流动的区室化的流体动力学的子弹/椭圆体或雪茄样形状。通过保持自然血流，将不存在停滞流区域。因此，在杯直径小于18mm，优选小于15mm，长度小于60mm(不包括喷嘴6)的情况下，在其膨胀形状中，杯的流体动力学形状以及流入阀的分布将有助于减少心室内血栓形成的机会。另外，在给定主动脉瓣相对于左心室腔的轴线的角度的情况下，心脏辅助装置1可以具有流出喷嘴6与杯4的主体的柔性的、弯曲的或成角度的附接，以减小阻力，并同时保持血液流出中的层流。

在操作状态下，杯4的表面优选是光滑的，以允许与组织接触而不损坏组织，并防止血栓形成区域。通过在外壁4b中的2个膜或聚合物层之间捕获支撑结构4a/骨架来实现整体的平滑性。这些层可以被连接以形成其中嵌入骨架的一个层。最终的效果优选是在杯4和喷嘴6的内部和外部中的完全覆盖的支撑结构4a。通常，聚合物层足够平滑，尽管为了另外的平滑性可以添加另外的亲水涂层。也可以采用抗血栓涂层以减少凝块的形成。流出喷嘴6还可以具有光滑的外表面，其被配置为允许主动脉瓣小叶密封喷嘴表面而无创伤。

在球囊的放气期间，杯优选保持其具有有限变形至无变形的尺寸和形状。支撑结构4a，例如镍钛诺骨架，与膜的组合赋予杯径向强度以抵抗这种变形。杯的径向强度，即支撑结构4a和外壁膜4b组合的径向强度，需要在血液流入期间承受心室和泵送腔室30之间的压力梯度。该梯度的量级取决于流入阀的流入面积(阻力)以及球囊放气的速度和容积。在一个实施方案中，径向强度由60mu层中的膜，例如，tecothane 72D的材料特性结合具有0.2mm壁厚的镍钛诺骨架的菱形或六边形单元设计来提供。通过将膜粘附到支撑结构4a上，可以实现更高的径向刚度。

在球囊的充气期间，与外壁和/或内壁膜结合的支撑结构4a优选在其内部的较高流体压力下不具有直径的增加或具有非常有限的直径增加。杯应该能够承受高达1000mmHg的压力增加，其中直径增加有限，直径增加约1％-5％或更小。为了防止充气期间可能的向外膨胀，膜/外壁4b优选由有限的顺应性或非顺应性材料制成。膜/外壁4b由与血液具有有限至没有相互作用的材料构建成或涂覆有该材料。选择柔性和耐用的材料，如具有高硬度值的尼龙或聚氨酯。这可以通过使用具有高拉伸模量的聚合物例如tecothane 72D来实现。膜/外壁4b被附接或封装支撑结构4a。膜/外壁4b本身对于单层具有例如10-100μm的壁厚。进行膜/外壁4b与支撑结构4a的连接使得可膨胀杯4可以在运输状态下折叠至例如小于6mm，优选约3mm的直径，并且在操作状态下膨胀到10-25mm，例如约18mm的直径。杯4还可包括附接、嵌入或编织到支撑结构4a和/或外壁4b中的具有高拉伸强度的材料的周向纤维，如Kevlar、spectra或其他这样的材料，其进一步限制支撑结构4a的扩张性超过其期望的尺寸，同时仍允许其折叠成用于插入和移除的运输状态。

杯优选具有高弹性反冲，这在充气和放气期间都产生了较高的形状一致性，其中弹性变形优选被限制为约0.1％和-3％，以及+0.1％-10％，优选范围为-0.5％至+1％。在泵送期间较高的形状一致性具有多种积极的效果：首先，它改善能量运输，使得装置在运输血液方面更有效。其次，较高的刚度允许球囊以较高的充气-放气频率操作。第三，这种效应降低了压力波对心血管环境(即诸如心脏和脉管系统的组织)的影响。第四，通过具有较小的脉冲，减小了装置浮力(由于氦气)，并提高了装置的稳定性。此外，具有较高频率充气的较小球囊可导致减小的反作用力和较小的振荡，从而允许其更像连续泵那样起作用。

如图9A-9C所示，为了便于血管内递送和移除，处于运输状态的辅助装置1优选可定位在护套36的内腔中(如图9A所示)。可膨胀杯4可以用压接工具压接成运输状态，或者在一些实施方案中，可以通过推进到护套36的近端中或近端引入到护套36的远端中而折叠。导丝GW可滑动延伸穿过可膨胀杯4内的导管组装体3的至少远端部分中的导丝腔，包含在护套36内的心脏辅助装置1可在该导丝腔上前进穿过脉管系统到达期望的位置，以进行操作。一旦定位在心血管系统中的期望位置中，护套36可相对于装置1缩回，使得杯4膨胀成操作状态，如图9C所示。在使用后，需要将心脏辅助装置1安全地从身体取出。这可以通过在体内将杯4折叠回运输状态来完成。装置1可以缩回到护套36中，使得护套36将杯4压缩回运输状态。为了允许杯4在其被引入到护套36中时平滑地折叠，流出喷嘴6的近(下游)端38的形状优选为锥形、圆形或椭圆形，如图10A-10B所示。锥形端38的下游尖端40可以连接到收回线或轴42，其可以从患者外部的点延伸穿过递送护套，如图10B所示。可选地，下游尖端40可以包括孔眼44或旋钮、环、钩或其他装置，当心脏辅助装置将被移除时，收回装置、线或圈套器46可以连接到孔眼44或旋钮、环、钩或其他装置，如图10C所示。

在其他实施方案中，心脏辅助装置被配置为用导管组装体3和可充气球囊8中的惰性流体操作，以用于对可充气球囊8进行充气和放气。这有助于以相对高的频率操作心脏辅助装置。惰性流体例如是低粘度流体，如氦气或二氧化碳，以使与导管组装体的内壁的摩擦最小化。氦气具有低密度的另外优点，因此具有较低的质量惯性，允许较高的充气频率。为了实现大容积移位，可以以可调或预定频率用低粘度介质(例如氦气)对可充气球囊8进行充气和放气。可充气球囊8连接到导管组装体3，该导管组装体3针对高流量进行优化，如下文所述。与惰性流体接触的部分是导管组装体、控制单元2的驱动部分和可充气球囊8。惰性流体的总容积例如为约16ml(范围例如为2ml至35ml)，其足够低以实现高频操作。

在其他实施方案中，可充气球囊8是定向操作球囊，被布置成在放气时允许流体流入可膨胀杯4中，并允许(引导)流体通过流出喷嘴6流出。球囊可以被配置为首先在其远端部分(离流出喷嘴最远)进行充气，并在下游方向上依次充气，使得近端部分(最近的流出喷嘴)最后充气。可以通过(例如)使圆锥形球囊、不同壁厚(区域中较高的壁厚最后充气)或不同硬度的球囊(区域中较高硬度材料最后充气)成形来实现定向充气。在示例性实施方案中，可充气球囊8可以由沿着心脏辅助装置1的纵轴的不同壁厚制成，以获得预定的充气模式，例如在可膨胀杯4的远端开始，在朝向流出喷嘴6的方向上向上移动。

可充气球囊8被设计为例如通过具有比在流出喷嘴6的区域处的可膨胀杯4的内径更小的直径防止来自泵送腔室30的任何类型的流出阻塞。如图11A-11D所示，泵送腔室30可具有流出开口50，血液通过流出开口50流出泵送腔室30，并且杯4和球囊8的形状和尺寸经选择以便保持充气球囊8和流出开口50之间的空间，并使对血液流出腔室的阻力最小化(如箭头B所示)。在一些实施方案中，可充气球囊可以在可膨胀杯的远离流出开口50的远端51处附接到可膨胀杯，这有助于将球囊相对于杯锚定在固定位置，从而使球囊相对于杯的移动(除了来自充气的外)最小化并减少振动。例如，当充气时，可充气球囊8具有约8ml的容积(范围优选为0.3-20ml)。可充气球囊8的材料例如是耐用的、理想地为20um(10-60μm)的薄的、单壁材料，如聚氨酯或尼龙。在示例性实施方案中，球囊8由Pellethane 55D制成，由具有类似机械特性的材料制成，并且具有10-60微米，理想地约20微米的单壁厚度。

在具体实施方案中，心脏辅助装置1被配置为向特定手术和患者病况提供所需的血流速度，同时将溶血限制在可接受的阈值以下。溶血可能是由于在过长的时间段内将过度的剪切应力施加在红细胞上而引起。本发明的心脏辅助装置1被配置为限制红细胞所经受的剪切应力的量级，并将在红细胞穿过心脏辅助装置1时红细胞所经受的这种剪切应力的时间最小化。为了在高风险PCI手术期间进行支撑，心脏辅助装置1可以产生至少3L/min的流量，同时将剪切应力限制为不超过100Pa。对于治疗心源性休克，心脏辅助装置1可产生至少5L/min的流量，同时将剪切应力限制为不超过400Pa。在特别高流量的实施方案中，心脏辅助装置1可以产生至少6L/min的流量，同时将剪切应力限制为不超过3000Pa。

优选地，可膨胀杯4和可充气球囊8被配置为使流量最大化和使溶血最小化。如图11A-11D所示，当球囊8处于其充气配置并且杯4处于操作状态时，优选地在球囊8和杯4的内壁之间保持至少约0.05-1.5mm的间隔52，这有助于限制高频球囊充气期间的溶血。球囊8经配置以使得当球囊8内的压力为至少约600mmHg时，其最大充气直径小于杯的内径，例如直径小约0.1-3mm。这种尺寸差避免了当球囊8与杯4的内壁或膜直接接触时可能发生的空化。此外，球囊8和杯4之间的间距避免了将血液潜在地锁定在泵送腔室30中(区室化)。最后，球囊8和杯4之间的空间使排出阶段的最后部分期间红细胞上的剪切应力最小化，此时球囊8靠近杯壁，从而减少溶血。约0.1mm的间距52足以保持剪切应力足够低(在3L/min时低于100Pa，或者在5L/min时低于400Pa)。而且，暴露于该剪切速率的时间较短(小于5ms)，使得不能达到溶血的阈值。

各种本发明实施方案的导管组装体3还提供有允许或增强心脏辅助装置的高频操作和/或优化惰性流体(氦气)流的具体特征。在图12A-12F所示的第一示例性实施方案中，其中示出了导管组装体3延伸穿过递送护套36，导管组装体3包括球囊护套54，球囊护套54具有充气腔56，充气腔56的横截面流动面积为1至20mm

在图12B-12E所示的优选实施方案中，球囊护套54优选包括3个或更多个腔，包括通常直径最大的充气腔56、导丝腔58，以及用于收回的拉线的一个或多个线腔60。导管组装体3还可包括在其远端处或远端附近的一个或多个传感器，例如用于测量杯4的泵送腔室30内的或杯4外的心脏中的压力的压力换能器、心率传感器或其他传感器，并且球囊护套54可包括到这种传感器的线的腔。

在其他实施方案中，导管组装体3的远端部分具有比导管组装体的近端部分更宽的直径，所述近端部分比所述远端部分距离可充气球囊8更远。这允许导管组装体3的远端部分中的充气腔大于近端部分中的充气腔，从而降低了对较大远端部分中的惰性充气流体的摩擦。远端部分可以被配置为定位在从引入点，如在主动脉中进一步朝向心脏的较大血管中。作为一个实例，导管组装体1的远端部分的直径的长度可以为60mm，直径为2.2mm，并且近端部分(在主动脉、股骨区中和患者外部)的长度可以为1200mm，并且直径为2.5mm。

导管组装体3还可以包括具有不同直径的多个导管部分。较宽的直径部分例如被配置用于这样的区域中，其中在操作期间，血流不被阻塞(例如外周动脉)或它们保持在患者外部。在一个实例中，第一部分(在可膨胀杯4内)的长度为60mm，直径为2.2mm，第二部分(在主动脉区域)的长度为800mm，直径为3mm，第三部分(在股骨区域中)的长度为400mm，并且直径为2.5mm，以及第四部分(在患者外部)的长度为750mm并且直径为4mm。

在其他实施方案中，导管组装体3包括刚性材料，其经选择以提供低流动阻力(即在操作期间对充气和放气压力的低阻抗)以及扭结阻力。在其他实施方案中，导管组装体3包括壁厚为0.1至0.3mm，例如0.2mm的尼龙材料。专用的导管材料和尺寸选择允许保持径向形状，同时在纵向方向上具有足够的柔性。轴将具有高径向刚度，这是通过高硬度材料实现，例如尼龙12pebax或72D或更高壁厚的聚酰亚胺，用丝或带的编织物或线圈增强。高硬度有助于氦气的快速运输。硬度可以在轴长度上变化以适应脉管系统或升主动脉的曲率。

另一个实施方案中的导管组装体3包括在其外部上的隔热涂层，例如Al。这将有助于保持惰性流体如氦气的(相对)低温，从而给予其更高的密度并允许更高的流速。另外地或可选地，控制系统2可以提供有用于在操作期间控制递送到导管组装体3的惰性流体的温度的主动冷却子系统。在示例性实施方案中，充气流体可以被冷却并保持在-20c至20c的温度下。

导管组装体3与可膨胀杯4一起被配置为当在高频下操作时，使振荡或振动最小化。当血液通过球囊8的充气从杯4的泵送腔室30喷出时，所产生的推力导致相反方向的力。由通过流出喷嘴6离开泵送腔室进入主动脉中的血液引起的推力导致反力，该反力可以将可膨胀杯4从其平衡位置移动到左心室中更深的位置。一旦泵冲程已经完成，可膨胀杯4将寻求返回其平衡位置，由来自导管组装体3的拉力和来自装置的远尖端的推力驱动。球囊轴54的尺寸、几何形状和刚度可以经选择以使得其用于阻尼可膨胀杯4的这种运动。此外，通过以足够高的频率操作容积移位构件，例如球囊8，下一个泵冲程将在装置有时间松弛并返回到其平衡位置之前发生。在这种情况下，装置将被“捕获”在远离其平衡位置的位置中。频率越高，装置必须朝向其平衡位置移回的时间越少，并且装置尖端将越稳定。

图4显示了根据本发明实施方案的心脏辅助系统100的示例性控制单元2的细节的示意图。在一个实施方案中，控制单元2包括高压源21、低压源22和连接到高压源21、低压源22和导管组装体3的开关布置23，所述开关布置23被布置成将高压源21和低压源22交替地连接到导管组装体3。这允许控制单元2使用可商购获得的液压/气动控制组件，其具有可靠和稳健的(床侧)操作。在图4的示例性实施方案中，高压源21被实现为高压缓冲器21、高压压缩机21a和调节器21c(以及任选的高压传感器21b)的组合。低压源22被实现为真空缓冲器22、真空泵22a和低压传感器22b的组合。开关布置23被实现为使用例如函数发生器23c经由开关阀23a控制的3向阀单元23的组合。函数发生器23c接收来自高压传感器21b、高压传感器22b和开关压力传感器23b的信号，以便适当地驱动开关阀23a。经由安全驱动器24实现与导管组装体3的连接。

为了允许3向阀单元23的高频操作，选择具有通过阀的最佳流量、具有最小的湍流、高开关速度和低泄漏率的阀设计。相应的高压源和低压源21、22例如以小于45度的角度连接，并且管道和阀之间的直径差小，使得湍流最小化，并且使朝向安全驱动器24的流动优化。

其他实施方案中的控制单元2还包括安全驱动器24，其具有由安全隔膜27分开的源侧腔室25和导管侧腔室26。这允许使用与控制单元2的惰性气体侧部分分离的控制单元2的气动/液压部分，以连接到导管组装体3，从而使心脏辅助系统100中所需的惰性气体的容积最小化。安全驱动器24通过在安全驱动器24的导管侧腔室26处压缩和膨胀惰性气体回路来容纳惰性气体回路的致动。安全驱动器的致动速度足以例如在例如20ml(典型范围是5-70ml)的容积中，在5-200ms内提供+800至-800mmHg的压力差。

在一组实施方案中，控制单元2被布置成在充气时间段期间将高压源21连接到导管组装体3，并且在放气时间段期间连接到低压源22，其中充气时间段比放气时间段短。通常，充气(高压)可以比放气(低压)更快速地应用于动态系统中，为该实施方案提供更有效的操作。充气时间段和放气时间段一起形成一个操作循环，因此占空比可以被定义为完整循环的充气时间段百分比，其优选小于50％。在其他示例性实施方案中，占空比小于40％或者甚至为30％至50％。在示例性实施方案中，约40％的占空比已被证明对本发明的心脏辅助装置1最有效。

该占空比可以随着可变的反压力而改变。在更高的反压力下，可能需要更多的充气时间，而当环境压力也减少球囊容积时，放气可能更快。

此外，控制单元2可以被布置成响应于传感器数据或用户输入。例如，控制单元2可以响应于某些感测到的反压力，或者简单地通过改变充气速度来产生另外的脉动流。实现方式可以包括但不限于响应于ECG触发的对较低频率(例如200bpm)和较高频率(例如700bpm)之间的切换的适应、心脏辅助装置1的例如每次1秒时间段的操作，或者例如仅在心脏舒张期期间或仅在心脏收缩期期间的操作。或者可以在心动周期的特定时刻触发充气或放气中的(短暂的)停顿。

在图4所示的示例性实施方案中，驱动器24(或安全室)的尺寸相对于惰性气体(氦气)回路的总容积设置。安全隔膜27可以是可移动的，以便改变惰性气体回路的容积。通过将安全隔膜27移动到源侧室25中，可以增大惰性气体回路的总容积，从而使惰性气体回路减压。或者通过将其在相反方向上移动，可以减小惰性气体回路的总容积，从而加压。利用这种致动，可以例如在横截面面积例如为3mm

为了进一步优化从安全隔膜27到可充气球囊8的压力转移，导管组装体3的长度应该最小化。因此，安全隔膜27和控制单元2的其他组件适于包括在床侧控制单元2中，例如通过使用高压源21和低压源22的外部形式。然后，床侧控制单元2可以安装到床上，距离患者上的血管进入位点20-100cm，在一些情况下，距离小于30cm。

在图4所示的实施方案中，安全隔膜27和可充气球囊8之间的惰性气体回路提供有惰性气体压力传感器26b，其信号可被提供给函数发生器23c，以用于用户信息、驱动器控制和/或故障检测功能。例如，在控制单元2中，对压力和波形应用连续检查，以检测导管组装体3的气体泄漏或扭结/阻塞。将正常转变为预期的惰性气体压力信号提供信息：当压力下降时，它是惰性气体泄漏的标志，并且心脏辅助装置1被停止或切换至真空/低压控制模式。过压可由导管组装体的扭结引起。在控制单元2中可以使用更高级的软件来从惰性气体(球囊)压力中减去心室压力。

在其他实施方案中，安全驱动器24被冷却/加热到例如10摄氏度，以便保持材料特性、安全性和惰性气体流速。作为操作期间对导管组装体3中惰性流体的这种间接温度控制的替代，可以使用主动流体冷却子系统来控制惰性流体温度。此外，惰性气体回路还可以提供有自动填充系统。例如，为了确保稳定的氦气浓度，每两个小时(或以30min至4小时的间隔周期性地)清空氦气系统，并且存在新的氦气胶囊的自动注射。当需要时，这种胶囊可以在床侧安全驱动器24中更换。

根据本发明的方法，本发明的心脏辅助装置和系统可用于在各种手术中提供心脏辅助并解决各种患者病况。例如，心脏辅助装置和系统可以用于高风险经皮冠状动脉介入(PCI)(包括血管成形术和支架术)期间的心脏辅助。此外，心脏辅助装置和系统可用于为经历心源性休克的患者提供心脏支持。此外，心脏辅助装置和系统可用于为经历急性心肌梗死的患者提供心脏支持。通常，对于这样的手术，心脏辅助装置将被配置用于放置在左心室中，然而，放置在各种其他心血管腔部位也是可以的，包括在升主动脉或降主动脉、右心房、右心室或肺动脉中。

在根据本发明方法的示例性实施方案中，心脏辅助装置1被卷曲成具有适于血管内递送的低外形的运输状态。通常，心脏辅助装置1将放置在具有小于约18Fr，更优选小于14Fr，在一些情况下小于10Fr的外径的管状递送护套的腔中，如本文其他地方所述的。导丝可以通过导管组装体3的导丝腔插入，并优选使用经皮技术推进到诸如股动脉的外周动脉中(通常通过导引器护套)。导丝可以通过股动脉和髂动脉、主动脉和主动脉瓣推进到左心室中。然后将包含心脏辅助装置1的护套在导丝上推进到股动脉中并通过脉管系统和主动脉瓣进入左心室中。然后，护套可以相对于心脏辅助装置1收回，允许可膨胀杯4在左心室中自膨胀到操作状态。护套进一步收回，直到流出喷嘴6已经展开，其流出端在升主动脉中。任选地，从患者中抽出护套，或者其可以留在流出喷嘴6下游的适当位置。

导管组装体3的近端联结到患者外部的控制单元2。然后，控制单元2可以被激活以开始杯4内的球囊8的循环充气和放气。优选地，控制单元2包括频率控制器，其允许用户改变充气频率、速度和选择期望的膨胀频率设置。在优选实施方案中，如上文所述，以患者自然心跳的至少2倍，在一些情况下高达自然心跳的10倍，且在其他情况下高达自然心跳的100倍的频率对球囊8进行循环地充气和放气，这可以使用心脏监测器、心率传感器、ECG或其他装置来感测。在一些实施方案中，用于感测自然心跳的装置通过有线或无线地电连接到控制单元2，控制单元2适于根据心率的变化自动改变充气频率。在其他实施方案中，充气频率可以以期望的每分钟次数(充气/放气循环)设定，其范围可以从200个循环/分钟到多达10,000个循环/分钟，如本文其他地方所述的。充气频率可以设置为与自然心跳的频率同步，为自然心跳频率的期望倍数或分数，或者完全独立于自然心跳。

可以通过改变球囊8的充气频率来改变由心脏辅助装置产生的血液速度。在高风险PCI手术中，通常需要3-4L/min的流速。对于心源性休克的患者，需要更高的流速，通常为至少5L/min，优选为至少6L/min，并且在一些情况下为8L/min或更大。有利的是，本发明的心脏辅助装置和系统可以产生这样高的流速，同时具有用于经皮递送的低递送外形，使对心脏组织的创伤最小化的紧凑操作外形，以及使溶血最小化的泵送机构。

在完成手术或治疗后，控制单元2可以被停用，使得球囊充气停止。递送护套可以相对于心脏辅助装置1向远端前进到期望的位置，通常在流出喷嘴6下游的升主动脉中。然后，心脏辅助装置1可以通过在收回线62上施加牵引力而缩回，直到杯4被引入护套的内腔中。有利的是，在杯4被引入到护套中时，流出喷嘴6的锥形近端促进将杯4捕获在护套中并将杯4折叠成运输状态。然后，包含心脏辅助装置1的护套可以从患者抽出并关闭股骨穿刺或切口。

上文已经参考如附图中所示的多项示例性实施方案描述了本发明。一些部件或元件的修改和替代实施方式是可能的，并且包括在所附权利要求限定的保护范围内。