WO2000012152A1 - Aparato coadyuvante en la dinamica sistolica y diastolica fisiologica de las cavidades cardiacas - Google Patents

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WO2000012152A1
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Juan Hernandez Herrero
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Juan Hernandez Herrero
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Definitions

  • the present invention concerns an apparatus designed to assist the heart in its contractile function.
  • the objective of the invention is an apparatus for treating heart failure by a physiological-like system, improving the emptying of the heart, allowing initially regulate and in some subsequent controls the parameters of contractility and distension, as well as the filling and emptying times of the cavities, adapting the mechanics to the electrical activity of the heart and maintaining a physiological mode since the apparatus contributes to the functioning of the heart itself.
  • the apparatus of the invention makes it possible to improve the contraction in the global dilations of the cardiac cavities (the typical case of dilated cardiomyopathy) as well as the contraction of the segmental dilatations, so that asynergy, dysthergias, aneurysms and zonal dilations can also be avoided of many heart diseases.
  • Heart failure in its concept of inability of the heart to fulfill its function of pumping the blood is a frequent state, which can be addressed by various causes and mechanisms.
  • a contentive prosthesis consisting of a rigid or malleable inextensible ring that performs a work of containment in the two basal thirds of the ventricles, narrowing the ventricular mass.
  • This contentive prosthesis would limit further dilation of the heart, but not allow it to regulate diastolic volume and also not allow further modifications in addition to not improving systolic emptying.
  • the invention proposes an adjuvant apparatus in the physiological systolic and diastolic dynamics of the cardiac cavities which we will call SPES (electro-synchronous pressure system) to help the heart in its contractile function.
  • SPES electro-synchronous pressure system
  • the apparatus consists of a jacket or enveloping sheath whose internal surface is similar to the contour of the cardiac cavities and which will be placed by a surgical intervention, surrounding the heart, stating that said operation is foreign to the object of this invention.
  • the apparatus also includes means for applying to said envelope jacket, for a predetermined period of time, a pressure approximately transverse to the longitudinal axis of the ventricles, of an adjustable value, in synchronism with the systolic cycles of said cardiac cavities, supplementary to the narrowing. shortening of the walls of the cavity, and whose means allow the subsequent relaxation and dilation of said walls chronologically with the cardiac cycle.
  • the apparatus further comprises: control means for remotely governing the application, during periods of operation, of said pressures, in synchrony with physiological cardiac dynamics; and means for holding said envelope envelope on itself, around the heart so that it cannot detach.
  • envelope cover two parts are distinguished: an inner face that is applied against the outer wall of the heart, surrounding it and an outer face where a motor system will be housed.
  • It can be arranged by surrounding only the ventricular part, which will only control ventricular systole and diastole.
  • It can also be arranged around the atria, controlling systole and atrial diastole.
  • Figure 1 illustrates a simplified exterior view of a heart with the present apparatus applied to the ventricular portion.
  • Figure 2 represents a cross section of the heart through said ventricular portion in which the narrowing of the apparatus itself is seen to help produce ventricular systole.
  • Figure 3 is another cross section, similar to the previous one, in which the opposite movement can be seen: the widening of the apparatus to help control ventricular diastole.
  • Figure 4 illustrates an exterior view of the heart with an embodiment of the apparatus applied to the atrial portion.
  • Figure 5 is another simplified exterior view of the heart with a double application of the apparatus of the invention: ventricular and atrial.
  • Figure 6 is an exterior view of the heart with another embodiment of the apparatus applied to the ventricular portion.
  • the ventricular application consists of an envelope (figs. 1, 2 and 3) or sheath 1 with at least one of its faces of a flexible nature, as a band or strip that, when narrowed, constricts the ventricles and empties them .
  • This case 1 similar to a cone to adapt to the cardiac contour, is not of fixed dimensions, but is a continuous band, one of whose ends is superimposed on the surface of the other and is slidable.
  • the system is similar to a belt, in which there is an end 2 that it is superimposed in the form of a superficial layer on the other 3, which remains as a deep layer.
  • retention means such as members 4 as a loop or loop through which the said band 1 extends facing the internal face of the superimposed part 2 on the outer face of the end 3 positioned inferiorly.
  • diastole starts in the heart spontaneously and passively by passing blood from the cava and pulmonary veins to the atria (diastole atrial) or with the passage of blood from the atria to the ventricles (ventricular diastole), which if it is important to be able to limit the diastolic expansion that is often excessive and that can be regulated with the apparatus of the invention.
  • distension must be allowed, accompanying the ventricles 11,12 in relaxation, increasing again the volume contained within the sheath, and thus allowing ventricular diastolic filling.
  • the axis 5 is rotated in the opposite direction, in a clockwise direction if it is contemplated as before, and the desired diastolic volume will be reached, the greater the axis 5 has turned and the more volume generated within the sheath 1.
  • the possibility of adjusting the amount of the closure of the sheath 1 allows the constriction of the heart 10 to be graduated and, therefore, the amount of blood expelled in the systole, or "ventricular ejection fraction" cited.
  • the time that is desired for each period of constriction to achieve an adequate emptying in each case will also be determined.
  • the possibility of graduating the amount of the opening of the sheath 1 also offers the ability to determine the maximum ventricular relaxation that one wishes to allow, and thereby to adjust the desired diastolic volume. This also allows reducing or eliminating excessive distension of the heart, that is, diastolic congestion, which is a major factor in heart failure when the ventricles have exceeded a critical degree of dilation.
  • the anatomy of the atria 13,14 and its topographic relationship with the great vessels 15 does not allow them to be girded so easily by a band similar to that proposed for the ventricles, so that the atrial system may consist of a cap 16 that circles them (fig.4)
  • This cap 16 can be narrowed and brought down, in a cranio-caudal direction by means of braces 18 similar to those of a parachute.
  • the straps 18 that are to contract the atrial cap 16 will converge below the ventricles, where a sliding system of surface layer 18a over deep 18b, similar to that of the ventricular module, will make them narrow the cap 16 and cause the atrial emptying, or relax it and allow atrial diastole.
  • Said narrowing or relaxation movements may also occur based on serrated portions of layers 18a and 18b and gear driven by a small motor 23.
  • a protective box 19 will wrap the ventricles, in order to avoid rubbing caused by the straps 18. If the system is double (fig. 5) that is, atrial and ventricular, the braces 18 of the atrial module and its closing mechanism 18a, 18b will be external with respect to the ventricular module 1 to also prevent its movement from damaging the cardiac surface.
  • the control means for governing the apparatus comprise an electronic generator 20 of reduced size, with a pacemaker-type pulse transmitter, programmable, preferably capable of generating at least two types of differentiated impulses, and which will be implanted within the patient's organism in the The same surgical act, will be the one that I sent to the motor system 21 (a pulse motor with an electronic activation circuit for rotation in one direction or another) the impulses to start the contraction and distension.
  • the parameters will also be determined from said electronic generator:
  • G the amount of the strain, that is, the maximum diastolic volume that will also be determined by the amount of shaft rotation
  • H the speed of the relaxation.
  • these parameters can be controlled and readjusted in a known way from the outside, as many times as desired to obtain optimum performance in each patient.
  • the clinical and radiological controls outside the object of this patent and, more precisely, the echocardiographic controls, will show the status of each patient and the adjustments that must be made at any time.
  • a sensor similar to a pacemaker cable will detect the onset of the ventricular QRS complex of the ECG electrocardiogram so that, as in the physiological ventricular systole, this is the determinant of the onset of the constriction and helps emptying systolic ventricles when it comes to starting the ventricular module 1.
  • the same or similar sensor must pick up the P wave of the ECG when the atrial module 16 must be used.
  • the electrical activity of the ventricles corresponding to the QRS complex of the ECG, will be the determinant of the onset of contraction of the ventricular module to achieve systolic emptying of the ventricles.
  • the physiological pre-sphincter period also called the isovolumetric contraction period
  • the initial and subsequent regulations will determine how long this period should be in each case.
  • the typical and most frequent situation is atrial fibrillation.
  • a pacemaker that will not only generate a stimulus every desired period of time, but will be the trigger for the atrial module to contract the atria from outside.
  • the atria will be contracted and with it the three harmful factors of atrial fibrillation will have been resolved: a) the loss of rhythmicity. b) loss of atrial contractility. c) dilation of the atria.
  • a pacemaker will generate the atrial impulses, from which the contraction of the atrial module will begin.
  • the ventricular module After a few milliseconds (the physiological is between 120 and 200), which is the time required for atrio-ventricular electrical transmission, and so that it can also be regulated in each patient, the ventricular module will be started, thus maintaining the sequence atrio-ventricular mechanics.
  • Pacemaker patients If the patient is a pacemaker, the sensor will detect the atrial, ventricular spicule or both, depending on the mode of stimulation, to adapt to them the atrial and / or ventricular systoles.
  • a pacemaker will act by generating an atrial artificial electrical stimulus, which will be detected by the system, and the atrial mechanics will be adapted as if it had been a P wave physiological
  • the ventricular module will graduate so that the closure begins a few moments after the appearance of the QRS complex to respect the physiological period of isovolumetric ventricular contraction. This period has to be regulated initially and, in subsequent controls, from the outside.
  • the moment at which the closure of the ventricular module has to begin to contribute to the ventricular systole is determined, as well as the physiological behavior of the heart, by the time the activity appears electrical ventricular and the QRS complex of the ECG is generated.
  • a sensor like the ventricular pacemaker probe determines the appearance of ventricular electrical activity, either spontaneously from the patient or generated by an artificial pacemaker.
  • the moment at which the contraction begins will be adjustable after the R wave of the ECG.
  • the generator 20 will have the ability to detect the spontaneous R wave of the patient or that generated by the stimulation of a pacemaker.
  • this electrical activity will be the determinant of the start of the turn for the narrowing of the module. It will be programmed to start a short period of time after the start of the QRS to respect the physiological period of isovolumetric contraction. After this period, the rotation of the toothed axis 5 will begin and with it the ventricular systolic emptying. This avoids the possibility of producing asynchronous ventricular contractions with the spontaneous functioning of the patient.
  • the placement of the apparatus 1,16 (or both) will be done in principle by surgical intervention as already stated before, with thoracotomy, alien to the object of this invention.
  • the apparatus 1 will be placed wrapping the heart 10, outside the pericardium. Taking into account that the delicacy of the heart and the surrounding anatomical structures make fixation by sutures on the patient's tissues unadvisable, the device itself can be fixed on itself. Straps in the form of suspenders 6 with a system similar to the straps of a trousers, can be passed over the heart 10, left wrapped and, through a closure system, which can be with surgical points 8 or any other, hold onto the device itself, without having to sew over the heart or neighboring organs.
  • the preferred energy source for feeding said generator 20 and motor organ 21 will be a large capacity battery 22 that allows it to be implanted within the patient's organism, periodically renewable as is currently done with pacemaker generators. Such a battery will offer the advantage of not relying on an external energy source that requires a connection between the outside and inside the body.
  • both said battery 22 (25 in the case of the earpiece) and the electronic generator 20) or 24) will be installed at any point in the thoracic cavity whose location is It will be adapted so that it does not hinder subsequent echocardiographic controls.
  • a transthoracic cable known per se but not illustrated, will connect the motor of the device with the power supply, which may be external batteries (not shown) that the patient carries in a backpack, like the bearers of an artificial heart.
  • the moment of contraction (A) must be determined by the appearance of the ventricular QRS complex, which will be detected by a sensor similar to that of a pacemaker.
  • the spicule will determine the onset of contraction in the beats induced by him.
  • This delay time will be adjustable and will be related to the heart rate, so that at a higher heart rate, and therefore shorter cycle length, the delay corresponding to the isovolumetric contraction time will be shorter. At a lower heart rate, that is, with a longer cycle length, the presphigmic period will be longer.
  • the presphigmic period that is, the time that will pass between the detection of the QRS and the start of the contraction, will be adjusted according to the distance between the QRS of the beat to be regulated and the QRS of the previous beat, which in electrocardiographic terms is expressed as the preceding RR.
  • This presphigmic period can be done initially according to the physiological parameters dependent on the heart rate, and should be able to be adjusted subsequently in each specific patient, according to the medical controls that are established, to optimize the performance of each beat.
  • each contraction which is known as the "expulsion period”
  • the duration of each contraction is also dependent on the heart rate and is inversely related to it, of so that at a higher heart rate, and therefore shorter cycle length, the expulsion period is shorter. At lower heart rate, longer cycle length, the expulsion period is longer.
  • the duration of the contraction will be programmed initially according to the general physiological parameters dependent on the preceding RR interval to adjust the expulsion of each beat to the filling that has taken place in the preceding diastole.
  • Each beat must be able to regulate the intensity of the contraction (C), that is, the constriction that the apparatus exerts on the cavities contained inside.
  • This parameter should be able to be programmed initially according to the wishes of the doctor and the previous situation of each patient. It should also be possible to regulate a posteriori according to the results obtained in each patient and the adjustments that are desired.
  • the maximum dilation or distension will come partly determined from the beginning by the dimensions of the device that is placed on each patient.
  • each case it can be regulated by adapting the return path of the surface layer 2 over the deep layer 3.
  • the greater the return path the greater the cavity is contained inside and the greater the diastolic capacity.
  • the smaller the return path the smaller the volume of the cavity and the smaller the diastolic filling.
  • FIG. 6 An envelope variant for application to the ventricular region is illustrated in Fig. 6 according to which the envelope 26 comprises a pair of thin plates 27,28 finished off at opposite ends by rigid portions 27a, 28a through which they are connected by means of braces (29) protected on the face of eventual contact with the cardiac wall by a flexible sheet 30 linking said plates; an outer portion of said braces 29 has a gear 29a which meshes with a rotor 31 also toothed and associated with a respective miniature motor 32 which, governed by the corresponding electronic generator (not visible), determines the approach (or distance) of one of the plates 27,28 with respect to the directly opposite dragging said braces 29.
  • the envelope 26 comprises a pair of thin plates 27,28 finished off at opposite ends by rigid portions 27a, 28a through which they are connected by means of braces (29) protected on the face of eventual contact with the cardiac wall by a flexible sheet 30 linking said plates; an outer portion of said braces 29 has a gear 29a which meshes with a rotor 31 also toothed and associated with
  • the patient's heart size will surely be reduced in most cases, since it will be one of the benefits to be achieved and, when contained within the device, its diastolic and systolic diameters will be smaller.
  • the insertion of the present apparatus in any of its variants, may fit in the space previously occupied by the abnormally dilated heart and will not mean a decrease in pulmonary expansion
  • the improvement of cardiac function can result in less need for drugs, better health, improvement in the quantity and quality of life, and less need for hospital admissions.

Abstract

Comprende una camisa o funda envolvente tal como una banda (1) que envuelve las paredes externas de las cavidades ventriculares (11, 12) o auriculares; medios (2a, 3a, 5) para aplicar a dicha envolvente una presión aproximadamente transversal al eje de los ventrículos, en sincronismo con los ciclos sistólicos de dichas cavidades cardiacas, cuales medios permiten una sucesión alternada de estrechamientos y expansiones de la citada envolvente (1) que rodea las paredes de aquellas cavidades cardiacas (11, 12); medios de control para gobernar a distancia la aplicación, durante el funcionamiento, de los citados estrechamientos y expansiones; y medios para mantener sujeta la citada envolvente (1) sobre sí misma, alrededor del corazón.

Description

APARATO COADYUVANTE EN LA DINÁMICA SISTÓLICA Y DIASTÓLICA FISIOLÓGICA DE LAS CAVIDADES CARDIACAS
La presente invención concierne a un aparato concebido para ayudar al corazón en su función contráctil .
El objetivo de la invención consiste en un aparato para tratar la insuficiencia cardiaca por un sistema similar al fisiológico mejorando el vaciamiento del corazón permitiendo regular inicialmente y en unos controles posteriores los parámetros de contractilidad y distensión, asi como los tiempos de llenado y vaciado de las cavidades, adecuando la mecánica a la actividad eléctrica del corazón y manteniendo un modo fisiológico puesto que el aparato coadyuva al funcionamiento del propio corazón. El aparato de la invención permite mejorar la contracción en las dilataciones globales de las cavidades cardiacas (el caso típico de miocardiopatia dilatada ) asi como la contracción de las dilataciones segmentarias, con lo que también se podrán evitar las asinergias, disinergias, aneurismas y dilataciones zonales de muchas cardiopatias .
ANTECEDENTES DE LA INVENCIÓN
La insuficiencia cardiaca en su concepto de incapacidad del corazón para cumplir su función de bombeo de la sangre es un estado frecuente, al que se puede abocar por diversas causas y mecanismos.
Es causa de deterioro físico, incapacidad funcional y situación de enfermedad en muchos miles de personas, y es el mecanismo que lleva a gran número de pacientes a la muerte .
Se han hecho muchos intentos para resolver o aliviar la insuficiencia cardiaca, y en los últimos años los
HOJA DE SUSTITUCIÓN (REGLA 26) avances son de considerable magnitud debido al conocimiento cada vez mayor de los mecanismos fisiológicos y patológicos del corazón y del resto de órganos y sistemas que se hallan implicados en su funcionamiento, asi como al progreso de las técnicas diagnósticas y terapéuticas en sus vertientes farmacológica, mecánica y eléctrica.
Todo ello ha llevado a un importante avance en el tratamiento de las cardiopatias con la consiguiente mejora en la supervivencia, en la calidad de vida y en el alivio o desaparición de la sintomatologia y complicaciones a que los enfermos cardiológicos se hallan expuestos.
No obstante, es todavía grande el terreno que queda por avanzar. Se atenúa por medios farmacológicos la evolución de la insuficiencia cardiaca y se retrasa muy considerablemente el fracaso final en comparación con épocas anteriores, pero todavía no se es capaz de evitarlo ni de dar al miocardio la fuerza perdida cuando ha llegado a un determinado grado de dilatación y disminución de su capacidad contráctil. Hasta tal punto esto es asi que en las últimas décadas se han desarrollado numerosas unidades de trasplante cardiaco para dotar de un nuevo corazón ajeno a pacientes cuyo pronóstico es infausto por haberse agotado el resto de posibilidades médicas para detener la evolución al fracaso definitivo en un corazón debilitado.
Se han desarrollado también corazones artificiales que incluyen un sistema de bombeo en el propio aparato. Pero estos corazones artificiales, por la hemolisis que producen y otros importantes inconvenientes médicos y alto coste económico, hasta la fecha no son duraderos, y en muchos casos se aplican de manera transitoria mientras el paciente espera un trasplante cardiaco.
En la Revista Española de Cardiología, vol. 51, págs. 23-30, julio 1998, se describe una prótesis contentiva consistente en un anillo inextensible rigido o maleable que efectúa una labor de contención en los dos tercios básales de los ventrículos, estrechando la masa ventricular. Esta prótesis contentiva limitarla una ulterior dilatación del corazón, pero no permitirla regular el volumen diastólico y tampoco posibilitarla ulteriores modificaciones además de no mejorar el vaciado sistólico.
EXPOSICIÓN DE LA INVENCIÓN
A diferencia de los antecedentes citados, la invención propone un aparato coadyuvante en la dinámica sistólica y diastólica fisiológica de las cavidades cardiacas al que denominaremos SPES (sistema de presión electro-sincrónico) para ayudar al corazón en su función contráctil.
El aparato consiste en una camisa o funda envolvente cuya superficie interna es similar al contorno de las cavidades cardiacas y el cual se colocará mediante una intervención quirúrgica, rodeando al corazón, haciendo constar que dicha operación es ajena al objeto de esta invención.
El aparato incluye además medios para aplicar a dicha camisa envolvente, durante unos periodos de tiempo predeterminados, una presión aproximadamente transversal al eje longitudinal de los ventrículos, de un valor regulable, en sincronismo con los ciclos sistólicos de dichas cavidades cardiacas, supletorio del estrechamiento- acortamiento de las paredes de la cavidad, y cuyos medios permiten la relajación y dilatación ulterior de dichas paredes de manera cronológica con el ciclo cardiaco.
Si bien en la fisiología cardiaca la contracción sistólica de la musculatura ventricular efectúa un vaciado hacia arriba, en dirección a las válvulas aórtica y pulmonar, la experiencia demuestra que los masajes cardiacos que se realizan directamente sobre el corazón, en sentido aproximadamente transversal al eje longitudinal de los ventrículos, son igualmente eficaces para el vaciado sistólico, aunque la dirección de la presión no sea igual a la que el miocardio hace en la sístole.
El aparato comprende además : medios de control para gobernar a distancia la aplicación, durante los periodos de funcionamiento, de las citadas presiones, en sincronía con la dinámica cardiaca fisiológica; y medios para mantener sujeta la citada funda envolvente sobre si misma, alrededor del corazón de modo que no pueda desprenderse.
En la citada funda envolvente se distinguen dos partes: una cara interna que se aplica contra la pared externa del corazón, rodeándolo y una cara exterior en la que irá alojado un sistema motor.
Se puede disponer rodeando solamente la parte ventricular, con lo que se controlará únicamente la sístole y diástole ventricular.
También se puede disponer en torno a las aurículas, controlando sístole y diástole auricular.
En los casos en que se desee, se combinarán ambos sistemas, si bien ha de dejarse claro que las fundas o camisas envolventes son especificas para unas y otras cavidades, regulándose en dicho caso la sístole auricular, la diástole auricular, la sístole ventricular y la diástole ventricular en una secuencia idéntica a la fisiología del ciclo cardiaco. Una ventaja considerable del aparato que se propone es que se coloca sobre la superficie externa del corazón. Por ello no contacta con la sangre intracavitaria, con lo cual no daña las células sanguíneas como los actuales corazones artificiales referidos en el apartado anterior. EXPLICACIÓN DE LA INVENCIÓN
Con el fin de facilitar la siguiente explicación se acompañan tres hojas de dibujos en las que:
La figura 1 ilustra una vista exterior simplificada de un corazón con el presente aparato aplicado a la porción ventricular.
La figura 2 representa una sección transversal del corazón por dicha porción ventricular en la que se aprecia el estrechamiento del propio aparato para ayudar a producir la sístole ventricular.
La figura 3 es otra sección transversal, similar a la anterior, en la que se aprecia el movimiento contrario: el ensanchamiento del aparato para ayudar a controlar la diástole ventricular. La figura 4 ilustra una vista exterior del corazón con una realización del aparato aplicada a la porción auricular.
La figura 5 es otra vista exterior simplificada del corazón con una aplicación doble del aparato de la invención: ventricular y auricular.
Y la figura 6 es una vista exterior del corazón con otra realización del aparato aplicada a la porción ventricular.
Según tales figuras, la aplicación ventricular consta de una envolvente (figs. 1, 2 y 3) o funda 1 con al menos una de sus caras de naturaleza flexible, a modo de banda o faja que al estrecharse, constriñe los ventrículos y los vacia.
Esta funda 1 de forma similar a un cono para adaptarse al contorno cardiaco, no es de dimensiones fijas, sino que es una banda continua, uno de cuyos extremos se superpone sobre la superficie del otro y es deslizable. El sistema es similar al de un cinturón, en el cual hay un extremo 2 que se superpone en forma de capa superficial sobre el otro 3, que queda como capa profunda.
Se han previsto en la zona de superposición de los extremos 2,3 unos medios de retención, tales como unos miembros 4 a modo de lazo o presilla a cuyo través se extiende la citada banda 1 con enfrentamiento de la cara interna de la parte superpuesta 2 sobre la cara externa del extremo 3 posicionado inferiormente.
Su estrechamiento dará lugar a que más longitud de la banda 1 esté superpuesta y el ensanchamiento, por el contrario, a que menos longitud de banda 1 esté superpuesta.
De este modo, al deslizarse en un sentido (fig.2) mayor longitud y mayor área del extremo superficial 2 se superpone sobre el extremo 3 que queda en profundidad y el volumen abarcado, comprendido en su interior, es menor.
Si el deslizamiento se hace en sentido contrario
(fig.3) de modo que menor longitud y, por tanto, menor área de la parte superficial 2 se superponga sobre la profunda 3 el volumen comprendido en su interior será mayor.
Para que la parte superficial de la citada banda envolvente 1 deslice sobre la profunda, en la zona en la que ambos extremos 2,3 de la banda 1 se superponen existe un cierto tramo en donde las caras que están en contacto están dentadas (la superficial 2a, la profunda 3a o ambas) permitiendo ello que, mediante la intercalación de un eje o rotor dentado 5 interpuesto entre ellas y con el que engarzan, se haga deslizar la parte superficial 2 sobre la profunda 3. El eje o rotor dentado 5 que se interpone entre las superficies de contacto de ambos extremos 2,3 puede engarzar con el dentado interior 2a de la capa superficial, con el dentado exterior 3a de la capa profunda o con ambos. Si se mira una sección del corazón 10 en sentido cráneo-caudal, con la citada envolvente 1 aplicada, estando el eje dentado 5 sobre la parte anterior, y si el borde libre de la parte superficial 2 queda a la derecha, cuando el eje 5 hace un giro en sentido antihorario, mayor longitud superficial 2 se superpone sobre la profunda 3, el radio es menor, el volumen contenido dentro de la funda 1 es menor, y los ventrículos 11,12 son literalmente exprimidos, ayudándolos asi en la sístole o vaciado. Cuanto más gire el eje 5 mayor será la cantidad de deslizamiento de la capa superficial 2 sobre la profunda 3, menor será el volumen residual de la cavidad interior, y mayor cantidad de sangre se expulsará , es decir, más se aumentará lo que en Medicina se llama "fracción de eyección ventricular".
Por el contrario, cuando el eje o rotor dentado 5 gira en sentido horario, visto desde arriba, la banda 1 se expande, aumenta el diámetro de su cavidad, y las cavidades cardiacas 11,12 contenidas en su interior se pueden dilatar, permitiendo la diástole ventricular. A diferencia del caso de la sístole, no es necesario que el aparato induzca o inicie la diástole cardiaca, ya que la diástole se inicia en el corazón espontáneamente y de manera pasiva al pasar la sangre desde las venas cavas y pulmonares a las aurículas (diástole auricular) o con el paso de sangre de las aurículas a los ventrículos (diástole ventricular) , lo que si es importante poder limitar la expansión diastólica que frecuentemente es excesiva y que puede ser regulada con el aparato de la invención. Una vez conseguido el vaciado sistólico que se desea, hay que permitir la distensión, acompañando a los ventrículos 11,12 en la relajación, aumentando de nuevo el volumen contenido dentro de la funda, y permitiendo asi el llenado diastólico ventricular. Para ello, en el momento programado se hace girar al eje 5 en sentido contrario, en sentido horario si se contempla igual que antes, y se llegará al volumen diastólico deseado, mayor cuanto más haya girado el eje 5 y más volumen se haya generado dentro de la funda 1.
La posibilidad de graduar la cuantía del cierre de la funda 1 permite graduar con ello la constricción del corazón 10 y por tanto, la cantidad de sangre expulsada en la sístole, o "fracción de eyección ventricular" citada. Se determinará también el tiempo que se desea que dure cada periodo de constricción para conseguir un vaciado idóneo en cada caso.
La posibilidad de graduar la cuantía de la apertura de la funda 1 ofrece asimismo la capacidad para determinar cuál será la máxima relajación ventricular que se desea permitir, y con ello graduar el volumen diastólico deseado. Esto permite, además, reducir o eliminar la distensión excesiva del corazón, es decir la congestión diastólica, lo que es un factor de gran importancia en la insuficiencia cardiaca cuando los ventrículos han superado un grado critico de dilatación.
Asi pues, la posibilidad de graduar apertura y cierre conduce a graduar con ello a voluntad el volumen sistólico y el volumen diastólico y a combatir asi los dos componentes fundamentales de la insuficiencia cardiaca: la contractilidad insuficiente y la dilatación excesiva.
La anatomía de las aurículas 13,14 y su relación topográfica con los grandes vasos 15 no permite ceñirlas tan fácilmente mediante una banda similar a la que se propone para los ventrículos, por lo que el sistema auricular puede consistir en un casquete 16 que las circunde (fig.4)
Este ha de tener una forma que se adapte a la superficie externa auricular, con las escotaduras 17 adecuadas en la zona de unión con los vasos 15 para que éstos no sean comprimidos al hacerse la constricción de las aurículas 13,14.
Este casquete 16 puede ser estrechado y llevado hacia abajo, en sentido cráneo-caudal mediante unos tirantes 18 similares a los de un paracaidas.
Los tirantes 18 que han de hacer contraer el casquete auricular 16 confluirán por debajo de los ventrículos, donde un sistema de deslizamiento de capa superficial 18a sobre profunda 18b, similar al del módulo ventricular, los hará estrechar el casquete 16 y provocar el vaciado auricular, o relajarlo y permitir la diástole auricular.
Dichos movimientos de estrechamiento o relajación se podrán producir igualmente a base de porciones dentadas de las capas 18a y 18b y engranaje accionado por un pequeño motor 23.
Si el sistema es sólo auricular (fig.4) una caja protectora 19 envolverá los ventrículos, con la finalidad de evitar el roce producido por los tirantes 18. Si el sistema es doble (fig.5) es decir, auricular y ventricular, los tirantes 18 del módulo auricular y su mecanismo de cierre 18a, 18b serán externos respecto al módulo ventricular 1 para evitar igualmente que su movimiento lesione la superficie cardiaca. Los medios de control para gobierno del aparato comprenden un generador electrónico 20 de tamaño reducido, con un transmisor de impulsos tipo marcapasos, programable, preferentemente capaz de generar al menos dos tipos de impulsos diferenciados, y que se implantará dentro del organismo del paciente en el mismo acto quirúrgico, será el que envié al sistema motor 21 (un motor de impulsos con un circuito electrónico de activación para giro en uno u otro sentido) los impulsos para iniciar la contracción y la distensión. También desde dicho generador electrónico se determinarán los parámetros :
A) el momento de inicio de la contracción;
B) la duración de la contracción; C) la intensidad de la contracción, es decir, el estrechamiento que vendrá determinado por la cuantía del giro del eje;
D) la velocidad de la contracción;
E) el momento de inicio de la distensión. F) la duración de la distensión;
G) la cantidad de la distensión, es decir, el volumen diastólico máximo que también vendrá determinado por la cuantía del giro del eje ;
H) la velocidad de la distensión. Al igual que se puede hacer con los marcapasos, estos parámetros podrán controlarse y reajustarse de manera conocida desde el exterior, tantas veces como se desee para obtener un rendimiento óptimo en cada paciente.
Los controles clínicos y radiológicos, ajenos al objeto de esta patente y, con mayor exactitud, los controles ecocardiográficos, mostrarán el estado de cada paciente y los ajustes que se deban realizar en cada momento.
Para mantener una secuencia adecuada en la contracción de las cavidades cardiacas y mantener los periodos fisiológicos de llenado y vaciado, es preciso ajusfar la actividad mecánica a la actividad eléctrica del corazón, respetando los periodos de contracción isovolumétrica, de vaciado, de relajación isovolumétrica y de llenado. Un sensor (no ilustrado) similar al cable de un marcapasos detectará el inicio del complejo QRS ventricular del electrocardiograma ECG para que, igual que en la sístole ventricular fisiológica, sea éste el determinante del inicio de la constricción y ayude al vaciamiento sistólico de los ventrículos cuando se trate de poner en marcha el módulo ventricular 1.
El mismo sensor u otro similar habrá de captar la onda P del ECG cuando haya que utilizar el módulo auricular 16.
Modos de estimulación:
Inicialmente se plantean varias posibles situaciones en cuanto al modo de estimular aurículas, ventrículos o todos ellos, según qué módulo de apoyo se esté utilizando y cuál sea el ritmo de base del paciente y si es portador de marcapasos.
1) Paciente en ritmo sinusal con módulo de apoyo exclusivamente auricular: La actividad eléctrica espontánea de las aurículas, correspondiente a la onda P del ECG, será el determinante del inicio de la contracción del módulo auricular para conseguir el vaciado activo de las aurículas en la fase final de la diástole ventricular.
2) Paciente en ritmo sinusal con módulo de apoyo ventricular:
La actividad eléctrica de los ventrículos, correspondiente al complejo QRS del ECG, será el determinante del inicio de la contracción del módulo ventricular para conseguir el vaciado sistólico de los ventrículos.
Es necesario tener en cuenta el periodo pre-esfigmico fisiológico (también llamado periodo de contracción isovolumétrica), que generalmente deberá mantenerse entre la aparición de la actividad eléctrica y el inicio del acortamiento del módulo ventricular. Las regulaciones inicial y posteriores, con arreglo a la situación de cada paciente, determinarán cuan largo ha de ser en cada caso este periodo.
3) Paciente en ritmo sinusal con módulo aurículo- ventricular:
Se combinarán ambos sistemas, regulando las aurículas a partir de su actividad eléctrica (correspondiente a la onda P) y los ventrículos a partir de la suya (correspondiente al complejo (QRS) .
4) Paciente en fibrilación o flutter auricular con módulo solamente auricular:
Cabe la posibilidad de que el paciente no tenga actividad eléctrica auricular detectable en forma de onda
P. La situación típica y más frecuente es la fibrilación auricular. En este caso, si se decide utilizar el módulo auricular, se resolverá mediante un marcapasos que, no sólo generará un estimulo cada periodo de tiempo que se desee, sino que será el detonante para que el módulo auricular haga contraer las aurículas desde fuera. Con ello, no sólo se conseguirá un ritmo rítmico a voluntad, sino que se hará contraer las aurículas y con ello se habrán resuelto los tres factores nocivos de la fibrilación auricular: a) la pérdida de la ritmicidad. b) la pérdida de la contractilidad auricular. c) la dilatación de las aurículas.
5) Paciente en fibrilación o flutter auricular con módulo solamente ventricular:
Se regulará, igual que en el paciente en ritmo sinusal, a partir de la señal eléctrica de los ventrículos correspondientes al complejo QRS. 6) Paciente en fibrilación o flutter auricular con módulo aurículo-ventricular:
Igual que en el caso de la fibrilación auricular con estimulación solamente auricular, un marcapasos habrá de generar los impulsos auriculares, a partir de los cuales se iniciará la contracción del módulo auricular.
Transcurridos unos milisegundos (lo fisiológico está entre 120 y 200), que es el tiempo requerido para la transmisión eléctrica auriculo-ventricular, y de modo que también se pueda regular en cada paciente, se pondrá en marcha el módulo ventricular, manteniendo asi la secuencia mecánica auriculo-ventricular.
7) Pacientes portadores de marcapasos: Si el paciente es portador de marcapasos, el sensor detectará la espícula auricular, ventricular o ambas, según cuál sea el modo de estimulación, para adecuar a ellas las sístoles auricular y/o ventricular.
Si el paciente se halla en fibrilación auricular y se desea utilizar el modo de contracción auricular, un marcapasos actuará generando un estimulo eléctrico artificial auricular, el cual será detectado por el sistema, y a él se adecuará la mecánica auricular como si hubiera sido una onda P fisiológica. El módulo ventricular se graduará de manera que el cierre se inicie unos instantes después de la aparición del complejo QRS para respetar el periodo fisiológico de contracción ventricular isovolumétrica. Este periodo tiene que poderse regular inicialmente y, en los controles posteriores, desde el exterior.
El momento en que ha de iniciarse el cierre del módulo ventricular para contribuir a la sístole de los ventrículos se determina, al igual que el comportamiento fisiológico del corazón, por el momento en que aparece la actividad eléctrica ventricular y se genera el complejo QRS del ECG.
Para ello, un sensor igual que la sonda de un marcapasos ventricular, determina la aparición de la actividad eléctrica ventricular, bien que sea espontánea del paciente o que sea generada por un marcapasos artificial.
El momento en que se inicia la contracción será graduable después de la onda R del ECG. Para ello, el generador 20 tendrá la capacidad de detectar la onda R espontánea del paciente o la generada por el estimulo de un marcapasos.
La aparición de esta actividad eléctrica será el determinante del inicio del giro para el estrechamiento del módulo. Se programará para que se inicie un breve periodo de tiempo después del inicio del QRS para respetar el periodo fisiológico de contracción isovolumétrica. Transcurrido este período, se iniciará el giro del eje dentado 5 y con ello el vaciado sistólico ventricular. Con ello se evita la posibilidad de producir contracciones ventriculares asincrónicas con el funcionamiento espontáneo del paciente.
La colocación del aparato 1,16 (o ambos) se hará en principio mediante intervención quirúrgica como ya se dijo antes, con toracotomia, ajena al objeto de esta invención. Se colocará el aparato 1 envolviendo al corazón 10, por fuera del pericardio. Teniendo en cuenta que la delicadeza del corazón y estructuras anatómicas que lo circundan hacen desaconsejable la fijación mediante suturas sobre los tejidos del paciente, el propio aparato puede ser fijado sobre si mismo. Unas cinchas a modo de tirantes 6 con un sistema similar a los tirantes de un pantalón, pueden pasarse por encima del corazón 10, dejarlo envuelto y, mediante un sistema de cierre, que puede ser con puntos quirúrgicos 8 o cualquier otro, sujetarse sobre el propio aparato, sin haber tenido que coser sobre el corazón u órganos vecinos.
Este sistema conlleva la ventaja de que el aparato 1 puede ser retirado de un modo sencillo en una ocasión posterior en el caso de que el mismo enfermo tuviera que ser intervenido quirúrgicamente sobre el corazón, por ejemplo, para hacer un pontaje aorto-coronario o para el caso posible de que cualquier circunstancia hiciera aconsejable renovar el aparato. La fuente de energía preferida para alimentar el citado generador 20 y órgano motor 21 será una batería 22 de gran capacidad que permita implantarla dentro del organismo del paciente, renovable periódicamente como se hace en la actualidad con los generadores de los marcapasos. Tal batería ofrecerá la ventaja de no depender de una fuente energética externa que requiera una conexión entre el exterior y el interior del organismo.
Con respecto al párrafo anterior cabe citar que, igual que en el caso de los marcapasos, tanto dicha batería 22 (25 en el caso auricular) como el generador electrónico 20 )ó 24) se instalarán en cualquier punto de la cavidad torácica cuya localización se adecuará para que no dificulte los posteriores controles ecocardiográficos.
Alternativamente y en casos en que los requerimientos energéticos no permitan que la batería sea interna, un cable transtorácico, en si conocido pero no ilustrado, conectará el motor del aparato con la fuente de alimentación, que pueden ser unas baterías externas (no representadas) que el paciente lleve en una mochila, al igual que los portadores de un corazón artificial.
Volviendo nuevamente a los parámetros citados más arriba, el momento de la contracción (A) ha de ser determinado por la aparición del complejo QRS ventricular, lo que se detectará mediante un sensor similar al de un marcapasos .
Si el paciente es portador de marcapasos, la espicula del mismo será el determinante del inicio de la contracción en los latidos inducidos por él.
Debe haber un retardo entre el momento de aparición del complejo QRS y el inicio de la contracción para respetar el periodo fisiológico de contracción isovolumétrica ventricular, también llamado período preesfígmico.
Este tiempo de retardo será regulable y estará en relación con la frecuencia cardíaca, de modo que a mayor frecuencia cardíaca, y por tanto menor longitud de ciclo, el retardo correspondiente al tiempo de contracción isovolumétrica será menor. A menor frecuencia cardíaca, es decir, con longitud de ciclo mayor, el periodo preesfígmico será mayor.
Dado que el volumen a expulsar en cada latido depende concretamente del tiempo diastólico del ciclo anterior, el periodo preesfígmico, es decir el tiempo que transcurrirá entre la detección del QRS y el inicio de la contracción, se ajustará con arreglo a la distancia entre el QRS del latido a regular y el QRS del latido anterior, lo que en términos electrocardiográficos se expresa como el R-R precedente.
La programación de este periodo preesfigmico se puede hacer inicialmente con arreglo a los parámetros fisiológicos dependientes de la frecuencia cardiaca, y debe poderse regular a posteriori en cada paciente concreto, según los controles médicos que se establezcan, para optimizar el rendimiento de cada latido.
La duración de cada contracción (B), que es conocida como "periodo expulsivo" es igualmente dependiente de la frecuencia cardiaca y está en razón inversa de ella, de modo que a mayor frecuencia cardiaca, y por tanto menor longitud de ciclo, el periodo expulsivo es menor. A menor frecuencia cardíaca, mayor longitud de ciclo, el periodo expulsivo es mayor. Igual que en el capitulo anterior, la duración de la contracción se programará inicialmente con arreglo a los parámetros fisiológicos generales dependientes del intervalo R-R precedente para ajusfar la expulsión de cada latido al llenado que ha tenido lugar en la diástole precedente.
De igual modo, debe poderse regular a posteriori, según la evolución de cada paciente, para optimizar la eficacia de cada latido.
En cada latido debe poderse regular la intensidad de la contracción (C), es decir, la constricción que el aparato ejerce sobre las cavidades contenidas en su interior.
Este parámetro debe poderse programar inicialmente con arreglo al deseo del médico y a la situación previa de cada paciente. También deberá poderse regular a posteriori según los resultados obtenidos en cada enfermo y los ajustes que se deseen.
La máxima dilatación o distensión vendrá en parte determinada ya desde el principio por las dimensiones del aparato que se coloca a cada paciente.
Además, en cada caso, podrá regularse adecuando el recorrido de retorno de la capa superficial 2 sobre la profunda 3. De este modo, a mayor recorrido de retorno, mayor cavidad queda contenida en su interior y mayor será la capacidad diastólica. A menor recorrido de retorno, menor será el volumen de la cavidad y menor será el llenado diastólico.
Una variante de envolvente para su aplicación a la región ventricular se ilustra en la fig.6 según la cual la envolvente 26 comprende un par de placas delgadas 27,28 rematadas en extremos opuestos por unas porciones rígidas 27a, 28a a cuyo través se conectan por medio de unos tirantes (29) protegidos en la cara de contacto eventual con la pared cardiaca por una lámina flexible 30 que enlaza dichas placas ; una porción exterior de dichos tirantes 29 presenta un dentado 29a que engrana con un rotor 31 asimismo dentado y asociado a un respectivo motor miniatura 32 que, gobernado por el correspondiente generador electrónico (no visible) , determina el acercamiento (o distanciamiento) de una de las placas 27,28 respecto a la directamente opuesta arrastrando dichos tirantes 29.
Habrá distintos tamaños de aparatos, dependiendo de las dimensiones del tórax de cada paciente y de las dimensiones del corazón, igual que hay distintos tamaños de prótesis valvulares.
El tamaño del corazón del paciente quedará, seguramente, reducido en la mayoría de los casos, ya que será uno de los beneficios a conseguir y, al contenerlo dentro del aparato, sus diámetros diastólico y sistólico serán menores.
Como el tamaño inicial del corazón, en la mayoría de los pacientes, será muy superior al normal, la inserción del presente aparato, en cualquiera de sus variantes, podrá caber en el espacio previamente ocupado por el corazón anómalamente dilatado y no significará una merma para la expansión pulmonar.
Además de las prestaciones del aparato descrito indicadas al principio de esta descripción, dicho aparato proporciona los siguientes beneficios:
- Ofrece contracción auricular similar a la fisiológica a pacientes que se hallan en fibrilación auricular. - Probablemente, algunos grupos de pacientes dejarán de precisar anticoagulación, al conseguirse ritmo y contractilidad en todas las cavidades cardiacas.
- La mejoría de la función cardíaca puede redundar en menos necesidad de fármacos, mejor estado de salud, mejoría en la cantidad y calidad de vida, y menos necesidad de ingresos hospitalarios.

Claims

REIVINDICACIONES 1.- Aparato coadyuvante en la dinámica sistólica y diastólica fisiológica de las cavidades cardiacas, el cual comprende : una camisa o funda envolvente (1,16,26) susceptible de adaptarse por medio de una cara interior flexible sobre las paredes externas de las cavidades ventriculares (11,12) o auriculares (13,14); medios para aplicar a dicha camisa envolvente , durante unos periodos de tiempo predeterminados, una presión aproximadamente transversal al eje longitudinal de los ventrículos (11,12), de un valor regulable, en sincronismo con los ciclos sistólicos de dichas cavidades cardiacas supletorio del estrechamiento-acortamiento de las paredes de la cavidad, y cuales medios permiten la relajación y dilatación ulterior de dichas paredes de manera cronológica con el ciclo cardiaco; medios de control para gobernar a distancia la aplicación, durante los periodos de funcionamiento, de las citadas presiones, en sincronía con la dinámica cardiaca fisiológica; y medios para mantener sujeta la citada funda envolvente (1,16,26) sobre si misma, alrededor del corazón de modo que no pueda desprenderse.
2.- Aparato, según la reivindicación 1, caracterizado por comportar una camisa o funda envolvente (1,26) especifica para aplicarse a los ventrículos (11,12) y una funda envolvente (16) destinada a aplicarse a las aurículas (13,14) en caso de ser necesario, de manera que el aparato puede ser simple, únicamente ventricular, únicamente auricular, o mixto ventricular y auricular.
3.- Aparato, según la reivindicación 1, caracterizado porque los citados medios para aplicar presión comprenden un órgano motor (21,23) cuyo accionamiento determina una sucesión alternada de estrechamientos y expansiones de la citada camisa envolvente (1,16,26) que rodea las paredes ventriculares o auriculares.
4.- Aparato, según la reivindicación 3, caracterizado porque la citada camisa envolvente (1) aplicada a los ventrículos (11,12) comprende una banda (1) con al menos una de sus caras de naturaleza flexible, la cual queda aplicada contra la pared externa de las cavidades ventriculares, cuya banda tiene una extensión suficiente para rodear a la cavidad interesada y extenderse un tramo
(2) sobre la cara externa del sector inicial (3) de la propia banda, que incorpora medios de retención, tales como unos miembros a modo de lazo o presilla (4) a cuyo través se extiende la citada banda, con enfrentamiento de la cara interna de la parte superpuesta (2) sobre la cara externa de la banda posicionada inferiormente (3) y porque las zonas en que unos tramos de dicha banda quedan superpuestos, presentan un dentado (2a, 3a), habiéndose previsto intercalado un rotor o eje dentado (5) asociado a un motor eléctrico miniatura (21) soportado en la pared externa de la banda (1) que queda rodeando a la cavidad, de manera que el giro del citado motor determina un tensado o destensado de la citada banda con el efecto de una subsiguiente presión o aflojamiento sobre la cavidad que rodea .
5.- Aparato, según la reivindicación 3 caracterizada porque la envolvente (26) aplicada a los ventrículos (11,12) comprende un par de placas delgadas (27,28) rematadas en extremos opuestos por unas porciones rígidas (27a, 28a) a cuyo través se conectan por medio de unos ejes o tirantes (29) protegidos en la cara de contacto eventual con la pared cardiaca por una lámina flexible (30) que enlaza dichas placas (27,28) y porque una porción exterior de dichos ejes o tirantes (29) presenta un dentado (29a) que engrana con un rotor (31) asimismo dentado asociado a un respectivo motor miniatura (32) que determina el acercamiento de una de las placas (27,28) respecto a la directamente opuesta arrastrando dichos ejes o tirantes (29) .
6.- Aparato, según la reivindicación 3, caracterizado porque la citada camisa envolvente aplicada a las aurículas comprende un elemento a modo de casquete (16) relacionado por unos tirantes o cintas (18) por varios puntos de su periferia a una placa distal que se coloca bajo la zona ventricular, en la que va emplazado un órgano motor (23) susceptible de tensar los citados tirantes o cintas (18) en las fases de aplicación de presión o de aflojarlos en las fases de relajamiento.
7.- Aparato, según la reivindicación 3 caracterizado porque los medios de control para gobierno del aparato comprenden un generador electrónico (20,24) de tamaño reducido con un transmisor de impulsos tipo marcapasos, programable, con posibilidad de generar dos tipos de impulsos diferenciados y porque el órgano motor (21,23) es un motor de impulsos con un circuito electrónico de activación de manera que según sea el tipo de impulso recibido acciona el giro del citado rotor en uno u otro sentido.
8.- Aparato, según la reivindicación 7, caracterizado porque la fuente de energía del citado órgano motor será una batería de gran capacidad (22,25) y de larga duración susceptible de implantación en el cuerpo del paciente.
9.- Aparato según la reivindicación 3, caracterizado porque la fuente de energía se obtiene desde el exterior a través de un cable transtorácico que conecta el motor y circuito de activación con un generador externo y fuente de alimentación, tal como unas baterías externas que el paciente lleva en una mochila.
10.- Aparato, según la reivindicación 1 caracterizado porque los medios de sujeción de la citada camisa envolvente comprenden unas cintas o tiras (6) que rodean el corazón extendiéndose sobre la citada camisa (1) y manteniéndola en una posición operativa, y fijándose por medio de unión entre si de dichas cintas (6) o con la parte externa de la camisa (1) por cosido (8) u otro medio de fijación.
11.- Aparato según la reivindicación 1, caracterizado porque en el caso de un sistema mixto ventricular y auricular los medios (18) de sujeción de la funda envolvente (16) de las aurículas se extienden sobre la funda envolvente (1) de los ventrículos.
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DE69925568T DE69925568T2 (de) 1998-08-28 1999-08-23 Unterstützungsvorrichtung für die physiologische dynamik der herzkammern
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EP99941658A EP1033142B1 (en) 1998-08-28 1999-08-23 Apparatus aiding physiologic systolic and diastolic dynamics of cardiac cavities
AT99941658T ATE296644T1 (de) 1998-08-28 1999-08-23 Unterstützungsvorrichtung für die physiologische dynamik der herzkammern
US09/513,813 US6387042B1 (en) 1998-08-28 2000-02-25 Apparatus aiding physiologic systolic and diastolic dynamics of cardiac cavities

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Families Citing this family (62)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6572529B2 (en) * 1993-06-17 2003-06-03 Wilk Patent Development Corporation Intrapericardial assist method
US6685627B2 (en) 1998-10-09 2004-02-03 Swaminathan Jayaraman Modification of properties and geometry of heart tissue to influence heart function
US8715156B2 (en) * 1998-10-09 2014-05-06 Swaminathan Jayaraman Modification of properties and geometry of heart tissue to influence function
US7674222B2 (en) * 1999-08-09 2010-03-09 Cardiokinetix, Inc. Cardiac device and methods of use thereof
US9694121B2 (en) 1999-08-09 2017-07-04 Cardiokinetix, Inc. Systems and methods for improving cardiac function
US8257428B2 (en) * 1999-08-09 2012-09-04 Cardiokinetix, Inc. System for improving cardiac function
US8529430B2 (en) * 2002-08-01 2013-09-10 Cardiokinetix, Inc. Therapeutic methods and devices following myocardial infarction
US20060229491A1 (en) * 2002-08-01 2006-10-12 Cardiokinetix, Inc. Method for treating myocardial rupture
US8388672B2 (en) 1999-08-09 2013-03-05 Cardiokinetix, Inc. System for improving cardiac function by sealing a partitioning membrane within a ventricle
US10307147B2 (en) 1999-08-09 2019-06-04 Edwards Lifesciences Corporation System for improving cardiac function by sealing a partitioning membrane within a ventricle
US7303526B2 (en) * 1999-08-09 2007-12-04 Cardiokinetix, Inc. Device for improving cardiac function
US8500795B2 (en) 1999-08-09 2013-08-06 Cardiokinetix, Inc. Retrievable devices for improving cardiac function
US20030109770A1 (en) * 1999-08-09 2003-06-12 Sharkey Hugh R. Device with a porous membrane for improving cardiac function
US7582051B2 (en) * 2005-06-10 2009-09-01 Cardiokinetix, Inc. Peripheral seal for a ventricular partitioning device
US6471635B1 (en) 2000-02-10 2002-10-29 Obtech Medical Ag Anal incontinence disease treatment with controlled wireless energy supply
US6464628B1 (en) 1999-08-12 2002-10-15 Obtech Medical Ag Mechanical anal incontinence
US6482145B1 (en) 2000-02-14 2002-11-19 Obtech Medical Ag Hydraulic anal incontinence treatment
US6461292B1 (en) 1999-08-12 2002-10-08 Obtech Medical Ag Anal incontinence treatment with wireless energy supply
DE60128971T2 (de) 2000-02-10 2008-02-07 Potencia Medical Ag Mechanische Vorrichtung zur Impotenzbehandlung
AU759363B2 (en) 2000-02-10 2003-04-10 Implantica Patent Ltd. Controlled urinary incontinence treatment
ATE306233T1 (de) 2000-02-10 2005-10-15 Potencia Medical Ag Behandlung der harninkontinenz mit kabelloser energiezufuhr
CN1400888A (zh) 2000-02-11 2003-03-05 波滕西亚医疗公司 带能量变换装置的阳痿治疗设备
AU2001232586A1 (en) 2000-02-14 2001-07-09 Potencia Medical Ag Penile prosthesis
ATE324087T1 (de) 2000-02-14 2006-05-15 Potencia Medical Ag Männliche impotentzprothesevorrichtung mit drahtloser energieversorgung
US7762943B2 (en) 2004-03-03 2010-07-27 Cardiokinetix, Inc. Inflatable ventricular partitioning device
US7862500B2 (en) * 2002-08-01 2011-01-04 Cardiokinetix, Inc. Multiple partitioning devices for heart treatment
US9078660B2 (en) * 2000-08-09 2015-07-14 Cardiokinetix, Inc. Devices and methods for delivering an endocardial device
US10064696B2 (en) 2000-08-09 2018-09-04 Edwards Lifesciences Corporation Devices and methods for delivering an endocardial device
US8398537B2 (en) * 2005-06-10 2013-03-19 Cardiokinetix, Inc. Peripheral seal for a ventricular partitioning device
US9332992B2 (en) 2004-08-05 2016-05-10 Cardiokinetix, Inc. Method for making a laminar ventricular partitioning device
US9332993B2 (en) 2004-08-05 2016-05-10 Cardiokinetix, Inc. Devices and methods for delivering an endocardial device
US7399271B2 (en) * 2004-01-09 2008-07-15 Cardiokinetix, Inc. Ventricular partitioning device
US20060030881A1 (en) 2004-08-05 2006-02-09 Cardiokinetix, Inc. Ventricular partitioning device
US7445593B2 (en) * 2003-06-18 2008-11-04 The Texas A&M University System Device for proactive modulation of cardiac strain patterns
US11511102B2 (en) 2004-06-17 2022-11-29 The Texas A&M University System Cardiac compression device having passive and active chambers
US7871366B2 (en) * 2005-04-06 2011-01-18 The Texas A&M University System Device for the modulation of cardiac end diastolic volume
WO2006108177A2 (en) * 2005-04-06 2006-10-12 The Texas A & M University System Device for proactive modulation of cardiac strain patterns
US8075471B2 (en) * 2006-07-12 2011-12-13 Allegheny-Singer Research Institute Apical torsion device for cardiac assist
EP4088772A1 (en) 2008-01-28 2022-11-16 Implantica Patent Ltd. A drainage device
EP2240138B1 (en) 2008-01-29 2021-07-21 Implantica Patent Ltd. Apparatus for treating obesity
WO2010042006A1 (en) * 2008-10-10 2010-04-15 Milux Holding S.A. Heart help method
US11123171B2 (en) 2008-10-10 2021-09-21 Peter Forsell Fastening means for implantable medical control assembly
EP3909559A1 (en) 2008-10-10 2021-11-17 Medical Tree Patent Ltd Heart help device and system
EP2349025B1 (en) 2008-10-10 2015-09-16 Kirk Promotion LTD. A system, an apparatus, and a method for treating a sexual dysfunctional female patient
US8600510B2 (en) 2008-10-10 2013-12-03 Milux Holding Sa Apparatus, system and operation method for the treatment of female sexual dysfunction
US10219898B2 (en) 2008-10-10 2019-03-05 Peter Forsell Artificial valve
US20100274227A1 (en) * 2009-02-13 2010-10-28 Alexander Khairkhahan Delivery catheter handle cover
US9949812B2 (en) 2009-07-17 2018-04-24 Peter Forsell Vaginal operation method for the treatment of anal incontinence in women
US10952836B2 (en) 2009-07-17 2021-03-23 Peter Forsell Vaginal operation method for the treatment of urinary incontinence in women
US9642957B2 (en) 2009-07-22 2017-05-09 The Texas A&M University System Diastolic recoil method and device for treatment of cardiac pathologies
WO2011011641A2 (en) 2009-07-22 2011-01-27 The Texas A&M University System Biphasic and dynamic adjustable support devices and methods with assist and recoil capabilities for treatment of cardiac pathologies
JP5875986B2 (ja) 2009-10-26 2016-03-02 カーディオキネティックス・インコーポレイテッドＣａｒｄｉｏｋｉｎｅｔｉｘ， Ｉｎｃ． 心室容積縮小
EP2768548B1 (en) 2011-10-18 2024-01-10 The Texas A&M University System Mechanisms for minimally invasive implantation of heart contacting cardiac devices
KR20170066470A (ko) 2014-09-28 2017-06-14 카디오키네틱스 인크. 심장 기능장애를 치료하기 위한 장치
US9833551B2 (en) 2015-04-29 2017-12-05 The Texas A&M University System Fully implantable direct cardiac and aortic compression device
US9833318B2 (en) 2015-07-15 2017-12-05 The Texas A&M University System Self-expanding heart assist device
WO2019130066A1 (en) 2018-01-01 2019-07-04 Mahdi Daliri Rezagholi Gheshlaghi Twisting biventricular cardiac assist device (cardio twist)
WO2017178904A1 (en) * 2016-04-10 2017-10-19 Dalirirezagholi Gheshlaghi Mahdi Implantable cardiac assist device using twisting extra ventricular compression
WO2017223485A1 (en) 2016-06-23 2017-12-28 The Texas A&M University System Fully implantable direct myocardium assist device
CN106421947B (zh) * 2016-10-13 2018-10-09 苏州大学 一种心室内搏动血泵
US10898330B2 (en) 2017-03-28 2021-01-26 Edwards Lifesciences Corporation Positioning, deploying, and retrieving implantable devices
CN115869531B (zh) * 2023-03-08 2023-05-26 中国医学科学院阜外医院 一种植入式心室辅助机械收缩装置

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB2115287A (en) * 1981-06-29 1983-09-07 Devendra Nath Sharma Devices for replacing or assisting the heart
US4448190A (en) * 1979-04-30 1984-05-15 Freeman Maynard L Control system for body organs
US5131905A (en) * 1990-07-16 1992-07-21 Grooters Ronald K External cardiac assist device
US5383840A (en) * 1992-07-28 1995-01-24 Vascor, Inc. Biocompatible ventricular assist and arrhythmia control device including cardiac compression band-stay-pad assembly

Family Cites Families (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3827426A (en) * 1971-07-16 1974-08-06 P Sawyer Prosthetic pump
US4192293A (en) * 1978-09-05 1980-03-11 Manfred Asrican Cardiac assist device

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4448190A (en) * 1979-04-30 1984-05-15 Freeman Maynard L Control system for body organs
GB2115287A (en) * 1981-06-29 1983-09-07 Devendra Nath Sharma Devices for replacing or assisting the heart
US5131905A (en) * 1990-07-16 1992-07-21 Grooters Ronald K External cardiac assist device
US5383840A (en) * 1992-07-28 1995-01-24 Vascor, Inc. Biocompatible ventricular assist and arrhythmia control device including cardiac compression band-stay-pad assembly

Also Published As

Publication number Publication date
DE69925568D1 (de) 2005-07-07
US6387042B1 (en) 2002-05-14
ATE296644T1 (de) 2005-06-15
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EP1033142B1 (en) 2005-06-01
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