Zur Therapie von Herzinsuffizienz wurden, neben konservati- ven, medikamentenbasierten Ansätzen, auch verschiedene chirurgische Therapien entwickelt, von Ersatz oder Rekon- struktion von Herzklappen über elektrische Stimulation des Herzmuskels bis zur Herztransplantation. Aufgrund der limi- tierten Verfügbarkeit benötigter Spenderherzen und wachsen- den Wartelisten kommt jedoch letztere Behandlungsoption-- die gerade in kritischen Fällen größtmöglichen potentiellen Therapie-Erfolg bietet--einer nur geringen Patientenzahl zugute. So versterben jährlich etwa 20 bis 30 % von zur Herztransplantation angemeldeten Patienten, bevor ein geeignetes Spenderorgan gefunden werden kann.

Die (temporäre) Unterstützung des insuffizienten Kreislaufs durch ventrikuläre Unterstützungssysteme ("VAD"), etwa ge- eignete Herzunterstützungspumpen, geht zurück bis Anfang der 70iger Jahre und gilt heute als etabliertes und in vie- len Transplantationszentren erfolgreich angewandtes Kon- zept. Dabei existieren neben Systemen zur Unterstützung des linken Ventrikels ("LVAD") insbesondere auch Systeme, die beide erkrankten Ventrikel des Herzes ("BVAD") unterstützen können. Derartige Systeme werden mittlerweile vollständig intrakorporeal implantiert, so dass die Patienten ambulant weiterbehandelt werden können und, insbesondere während der Wartezeit zur Transplantation, nicht mehr an das Kranken- haus stationär gebunden sind.

Konkret bilden ventrikuläre Unterstützungssysteme einen extracardialen Bypass, indem sie Blut aus dem linken Ven- trikel in die aufsteigende Aorta pumpen. Im Ergebnis wird der linke Ventrikel entlastet. Wenn entsprechend der rechte Ventrikel ebenfalls insuffizient ist, muss eine diesen um- gehende Pumpe entsprechend plaziert werden. VAD werden grundsätzlich so plaziert, dass das native Herz in situ verbleibt, im Unterschied zum sog. Kunstherzen.

Wie neuere wissenschaftliche Veröffentlichungen zeigen, be- sitzt ein geschädigter, jedoch durch VAD entlasteter Herz- muskel die Fähigkeit zur Regeneration ; in einigen Fällen konnte gar auf eine Transplantation verzichtet und das VAD explantiert werden.

Ventrikuläre Unterstützungssystseme bekannter Art werden prinzipiell in Pumpen mit pulsatilem Fluss einerseits sowie mit kontinuierlichem Fluss andererseits unterschieden. Da- bei sind pulsatile Herzunterstützungspumpen der Funktions- weise und in dem Rhythmus des nativen Herzens nachempfunden und erzeugen in einem Aktionszyklus sowohl eine Füllung- als auch eine Austreibungsphase für Blut mittels einer Blutkammer, die typischerweise aus einem elastischen Kunst- stoffsack besteht, wobei Klappen für einen gerichteten Blutstrom sorgen. Derartige Systeme haben sich klinisch be- währt und ermöglichen die Unterstützung von Patienten in Zeiträumen von bis zu etwa zwei Jahren. Gleichwohl weisen pulsatile Herzunterstützungssysteme auch einige Nachteile auf. So sind derartige VAD üblicherweise voluminös und nur schwer im Patientenkörper problemlos zu implantieren. Auch ist die Effizienz pulsatiler VAD durch den komplizierten Antriebsmechanismus sehr niedrig, und das Antriebs-und Steuerungssystem ist komplex und damit gerade bei Lang- zeitimplantationen störungsanfällig. Vor allem jedoch führt die lange Kontaktzeit des Blutes während der Füllungsphase vermehrt zu Thromben, die dann die Gefahr zentraler Embo- lien mit neurologischen Ausfällen od. dgl. bewirken ; unter

stützt wird diese Gefahr der Thrombusbildung durch an den Klappen entstehende Turbulenzen mit vermehrtem Scherstress im Blutfluss.

Non-Pulsatile VAD generieren im Gegensatz zur vorbeschrie- benen Technologie einen kontinuierlichen Blutfluss und be- nötigen eine relativ kleine Blutkammer ohne elastische Aus- kleidung und Herzklappen. Entsprechend läßt sich die Größe dieser Unterstützungspumpen erheblich reduzieren, was sie einem größeren Patientenkreis zugänglich macht. Auch be- steht durch das Fehlen einer elastischen Membrane innerhalb der Blutkammer bzw. von Herzklappen eine deutlich redu- zierte Thrombosegefahr. Da zudem das Antriebssystem non- pulsatiler VAD einfach und effizient ist, kommen herkömm- liche, bürstenfreie DC-Motoren zum Einsatz, mit einem Ener- gieverbrauch der unterhalb 8 Watt und damit niedrig liegt.

Die non-pulsatile Kreislaufunterstützung bringt jedoch andere Schwierigkeiten mit sich. Durch das Fehlen von Herz- klappen (die einen gerichteten Blutfluss ermöglichen) be- steht im Falle eines Pumpenversagens die Gefahr rezirkulie- renden Blutes, die durch zusätzliche Maßnahmen behoben werden muss. Auch ist die Förderleistung eines non-pulsati- len VAD schlecht zu ermitteln, da keine Blutkammer mit de- finiertem Volumen vorhanden ist, so dass genauere Aussagen über die Förderleistung lediglich durch exakte Flussmessun- gen (etwa mit implantiertem Flussmeter) gemacht werden können.

Non-pulsatile Blutpumpen lassen sich in Zentrifugal- und Axialpumpen unterscheiden, wobei letztere technologisch zur Zeit keine größere Rolle im praktischen klinischen Einsatz spielen, so dass im folgenden ausschließlich die Zentrifu- galpumpe als relevanter Stand der Technik (sowie als Gat- tung für die vorliegende Erfindung) diskutiert wird.

Handelsübliche Zentrifugalpumpen zur Herzunterstützung be- schleunigen das Blut rechtwinkelig zur Richtung des ein- strömenden Blutflusses und weisen üblicherweise eine konus- förmige Blutkammer auf, in welcher ein (üblicherweise magnetisch gekoppelter) Rotor drehbar aufgehängt ist.

Traditionell wird das Blut der Spitze der Blutkammer durch eine Einflusskanüle zugeführt, über den Rotor gleichmäßig verteilt und zentrifugal beschleunigt, und Blut verlässt im Bereich des größten Druckes und größter Geschwindigkeit die Blutkammer durch eine Ausflusskanüle, deren Achse üblicher- weise rechtwinkelig zur Rotorachse verläuft. Die Beschleu- nigung des Blutes erfolgt üblicherweise durch am Rotor vor- gesehene Rotorblätter. Allerdings entsteht bei derartigen, bekannten Zentrifugalpumpen mit konusförmiger Blutkammer ein relativ komplexes Flussmuster des geförderten Blutes mit einem inversen Druckverhältnis auf der Rückseite des Rotors, mit der Gefahr, dass gerade im Bereich der Rotor- welle (der Begriff"Welle"soll im Rahmen der vorliegenden Anmeldung auch als Synonym mit"Achse"verstanden und ver- wendet werden), an seiner Aufhängung bzw. am Rotordach die Gefahr von Thrombenbildung besteht. So würde ein an der Pumpenwelle wachsender Thrombus in Umfangsrichtung wachsen können und zu einer kontinuierlichen Reibungszunahme füh- ren, mit deutlich erhöhtem Energieverbrauch und dem Risiko eines Pumpenarrests ; darüber hinaus besteht die Gefahr aus- tretender Thrombus-bzw. Emboliebildung für das System des Patienten.

Die US 5, 924, 848 offenbart eine gattungsgemäße Blutpumpe mit den oberbegrifflichen Merkmalen des Anspruches 1, wobei hier die Blutkammer, im Gegensatz zum vorbeschriebenen Stand der Technik, als Doppelkonus mit zwei einander gegen- überliegenden Einlassen an jeweiligen Spitzen des Doppel- konus realisiert ist. Diese Technologie sieht einen Rotor vor, der in der Blutkammer im Pumpengehäuse lagerfrei rotieren kann und durch hydrodynamische Kräfte in Position gehalten wird. Wie der Erfinder dazu erläutert, werden durch eine solche Lösung, neben gesteigerter Effizienz, vor

allem auch Probleme der Lagerung sowie wiederum daraus re- sultierende Thrombenbildung usw. verhindert.

Allerdings erscheint auch diese bekannte Lösung nicht opti- mal und, insbesondere im praktischen klinischen Betrieb unter wechselnden Einsatzbedingungen, potentiell problema- tisch. So ist nämlich davon auszugehen, dass etwa Lagever- änderungen eines Patienten (mit implantierter Pumpe) zu Druckänderungen und damit Flussänderungen an den Einlassen der Pumpe führen, und auch zu nicht unerheblichen mechani- schen Belastungen auf den Rotor ; aufgrund der (effizienzbedingt) geringen Abstände zwischen den Spitzen der Rotorblätter und dem Pumpengehäuse (etwa 1 bis 3 mm) kann es somit leicht zu Kollisionen des Rotors mit dem inneren Pumpengehäuse kommen, mit der Gefahr von Beschädi- gungen, erhöhtem Verschleiss sowie Ausfall.

Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es daher, eine be- kannte Blutpumpe, insbesondere zur ventikulären Herzunter- stützung, dahingehend zu verbessern, dass die praktischen Betriebseigenschaften gegenüber bekannten Pumpenlösungen verbessert werden, insbesondere die Eignung für verschie- dene Betriebs-und Patientenbedingungen erhöht und das Ri- siko schädlicher Thrombusbildung vermindert werden kann.

Gleichzeitig soll eine neue, zu schaffende Pumpe sich durch geringen Verschleiss, hohe Zuverlässigkeit und niedrigen Energieverbrauch auszeichnen.

Die Aufgabe wird durch die Blutpumpe mit den Merkmalen des Anspruches 1 gelöst ; vorteilhafte Weiterbildungen der Er- findung sind in den Unteransprüchen beschrieben.

So ist erfindungsgemäß vorgesehen, dass die Rotorachse (Rotorwelle) endseitig in mechanisch wirksamen Lagern dreh- bar gelagert ist, wobei die Lagerung am Pumpengehäuse je- weils im Bereich der gegenüberliegenden Einlässe erfolgt.

Mit anderen Worten, gemäß der Erfindung erfolgt also eine feste Lagerung der Rotorwelle jeweils im Bereich ein-

fließenden Blutes, so dass auf ein jeweiliges, gelagertes Ende der Rotorwelle ein entgegengesetzter Blutstrom ein- fließenden Blutes trifft. Dies führt erfindungsgemäß und vorteilhaft dazu, dass eine axiale Belastung der Lager im Idealzustand praktisch nicht erfolgt, denn eine durch ein- fließendes Blut in einen ersten Einlass ausgeübte axiale Kraft auf den Rotor (bzw. die Rotorwelle) wird durch die entgegengesetzt wirkende, durch einfließendes Blut in den zweiten Einlass erzeugte Kraft wiederum aufgehoben. Das Er- gebnis ist (verglichen mit dem Stand der Technik, wo ein- seitig an einer Konusspitze eintretendes Blut durch eine Axialkraft herkömmliche Lager erheblich belastet) eine äußerst geringe Verschleissanfälligkeit, so dass von hoher Langlebigkeit und geringer Störanfälligkeit des erfinduns- gemäßen Lagerungsprinzips ausgegangen werden kann. Gleich- zeitig vermeidet die vorliegende Erfindung jedoch die Un- wägbarkeiten und das Störungsrisiko durch lagerfreie Auf- hängung des Rotors wie bei der gattungsbildenden US 5, 924, 848, ebenso wie--im Fall einer rein mechanischen Lagerung ohne Magnetunterstützung--zusätzlichen elektri- schen Energieverbrauch.

Ungeachtet dessen ist es im Rahmen einer möglichen Weiter- bildung vorgesehen, die erfindungsgemäß primär mechanisch wirksamen Lager durch Magnete (Permanent-oder Elektroma- gnete) zu unterstützen, wobei es beispielsweise möglich ist, durch geeignete Dimensionierung der mechanischen Lage- rung eine zwar primär magnetisch wirksamen Führung der Ro- torachse (entsprechend reibungs- bzw. verschlei#arm) zu realisieren, gleichzeitig jedoch die nach wie vor vorhande- nen mechanischen Lageraggregate dann wirksam werden zu lassen, wenn, etwa durch Erschütterungen oder andere, po- tentiell für reine Magnetlagerungen problematische Zu- stände, der Rotor aus einer stationären Mittellage bewegt wird, so dass in diesem Fall der mechanisch wirksamen Lagerung eine Sicherungswirkung zukommt.

Weiterbildungsgemaß ist vorgesehen, den Blutfluss durch die Pumpe äußerst effizient, gleichwohl verwirbelungsarm und bei Verminderung möglicher Scherkräfte auf den Blutstrom (wodurch die Gefahr von Thrombenbildung entsteht) schonend zu gestalten.

Zum einen wird dies durch geeignete Ausgestaltung der Ein- fluss-und Ausflussgeometrie dergestalt ermöglicht, dass die für eine Flussgeschwindigkeit an den Einlassen maßgeb- liche Querschnittsfläche größer ausgebildet ist als eine entsprechende Querschnittsfläche des Auslasses (während da- gegen natürlich die Querschnittsfläche des Ausflussstutzens gleich der Fläche des der Pumpe vorgeschalteten intraventi- kulären singulären Zuflusses sein muss). Durch die weiter- bildungsgemäße Vergrößerung des Einflussquerschnittes wird nämlich der Blutfluss verlangsamt, mit der Folge, dass we- niger Bluttrauma am Einlass sowie an der Rotoroberfläche entsteht. Auch muss--durch die gegenüberliegenden Ein- lasse konstruktionsbedingt--das Blut durch relativ lange Einflusskanülen zugeführt werden, die selbst wiederum einen Druckabfall bedingen.

Darüber hinaus ist weiterbildungsgemäß vorgesehen, in den Einlassen Mittel zur Flussleitung vorzusehen, die vorzugs- weise zur Vorrotation, zur Wirbelverhinderung oder aber als Flussbegradiger wirken. Auch hierdurch wird die Gefahr schädlicher Thrombenbildung weiter herabgesetzt, wobei z.

B. erfindungsgemäß geeignet ausgestaltete Einrichtungen zur Flussführung etwa Flussbegradiger, gleichzeitig zur zuver- lässigen und effizienten endseitigen Aufhängung bzw. Lage- rung des Rotors (der Rotorwelle) im Rahmen der vorliegenden Erfindung genutzt werden können. Eine weitere, bevorzugte Weiterbildung sieht zudem vor, eine derartige Lagerung durch einfließendes Blut zu spülen, indem ein geeigneter Vorsprung, besonders in der Art einer Spüllippe, einen Teil einfließendes Blutes zu Spülzwecken in das Lager einleitet.

Als weitere erfindungsgemäße Maßnahme zur schonenden, wir- belarmen Beschleunigung des Blutes ist vorgesehen, neben den zur unmittelbaren Zentrifugalbeschleunigung eingesetz- ten Rotorblättern auch die Relativgeometrie zwischen Pum- peninnenraum und Rotorkörper zu benutzen. Genauer gesagt ist der Rotorkörper mit seinen Außenflächen so ausgebildet, dass ein wirksamer (Fluss-) Querschnitt für fließendes Blut zwischen Einlassen und Auslass in Richtung auf den Auslass abnimmt ; beispielsweise kann dies dadurch realisiert werden, dass ein (ebenfalls) doppel-konusförmiger Rotor- körper eine größere Konussteigerung besitzt als die umge- benden Wände der Blutkammer. Dies führt dann dazu, dass einfließendes Blut durch Scherkräfte am Rotorkörper zusätz- lich bewegt wird und die gesamte Energieübertragung der Rotorenergie auf das Blut mit hoher Effizienz bei niedrigem Druck erfolgt entsprechend können die Rotorblätter--vor allem in axialer Richtung--verkleinert werden, ohne die Gesamteffizienz der Pumpe zu mindern. Eine Verkleinerung der Rotorblätter wiederum (die weiter bevorzugt im Querschnitt endseitig gerundet sind) vermindert wiederum die Gefahr von Blutverletzung, insbesondere als der etwa aus dem Stand der Technik gemäß US 5, 924, 848 ersichtliche "Mühleneffekt" (der weitgehend bündig mit der Blutkammer abschließende Rotor verhält sich für einfließendes Blut ähnlich einer Mühle und kann Blutbestandteile zerstören ; gleichzeitig würde Blut im Einflussstutzen zentrifugal be- schleunigt und kann zu Füllungsbehinderungen mit reduzier- ter Effizienz führen) vermieden wird. Vielmehr beginnt eine beschleunigungswirksame Rotorfläche erst in einem gewissen, vorbestimmten Abstand von den jeweiligen Einlassen, so dass Blut laminar in die Blutkammer eintreten und parallel der Welle fließen kann. Das Ergebnis ist deutlich geringeres Bluttrauma, jedoch, durch die vorbeschriebenen geometrisch- konstruktiven Maßnahmen, gleichwohl hohe Effizienz des Pum- pensystems. Zusätzlich verhindern die weiterbildungsgemäß vorgesehenen Flussbegradiger eine (rotorbedingt) schädliche Zentrifugalströmung des Blutes im Bereich der Einlasse.

Gemäß einer weiteren, vorteilhaften Weiterbildung ist vor- gesehen, die für den Antrieb notwendigen Magneten des Ro- tors nicht an den Rotorblättern selbst, z. B. an deren Spitzen, vorzusehen, sondern im Rotorkörper selbst. Durch eine solche Maßnahme wird die Balancierung des Rotors, ins- besondere für hohe Drehzahlen, deutlich vereinfacht und die radiale Lagerbelastung vermindert ; etwaige Effizienzein- bußen werden wiederum durch die vorbeschriebenen konstruk- tiven Maßnahmen in der verwirbelungsarm ausgerichteten Ro- torgeometrie ausgeglichen. Vorteilhaft ist es hier zudem, dass ein Stabmagnet vorgesehen ist, welcher bevorzugt im Inneren des Rotorkörpers, benachbart zu dessen Außenfläche und senkrecht zur Rotationsachse vorgesehen sein kann und sich z. B. von einer Außenfläche zur gegenüberliegenden Außenfläche des Rotorkörpers erstreckt.

Gemäß einer anderen, vorteilhaften Weiterbildung der Erfin- dung ist vorgesehen, die mechanisch wirksamen Lager durch jeweils geeignet ausgebildete Gehäuse zu verkapseln, wobei auch hier bevorzugt eine Gehäuseform gewählt wird, die strömungsgünstig an jeweils in die Einlässe einfließendes Blut angepasst ist, dieses sogar für eine Kühlung der je- weiligen Lager nutzt. Die besonders bevorzugten Gleit-oder Wälzlager sind jeweils eingebettet in das gut wärmeleitende Lagergehäuse, welches gleichzeitig der Fixierung der Lager, ihrer Abgrenzung vom Strömungsgebiet, einer optimalen, atraumatischen Umströmung der Lager und der Wärmeableitung vom Lager dient. Das Lagergehäuse wird mittels Strömung- leiteinrichtungen am Pumpengehäuse befestigt. Die Gestal- tung des Lagergehäuses erfolgt derart, dass eine geringe Beeinflussung der axialen Zuströmung erfolgt. Die Strömung folgt der zu den Enden spitz zulaufenden Form des Lagerge- hauses, ohne blutschädigende Unregelmäßigkeiten oder Stagnationsgebiete zu bilden. Eine solche Realisierung mit Gleit-oder Wälzlagern innerhalb eines gut wärmeleitenden Lagergehäuses kann dann, wie vorbeschrieben, mittels geeig- net ausgebildeter Strömungsleiteinrichtungen am Pumpenge- häuse befestigt sein, wobei, weiter bevorzugt, die

Rotorachse gegen ein stehendes Lagergehäuse durch eine aus geeignetem, bevorzugt verschleißfreiem Material realisierte Dichtung abgedichtet wird. Die Dichtung kann verschiedene Formen annehmen und an verschiedenen Positionen angebracht sein. Eine spitz auslaufende Dichtung kann z. B. direkt an der zylindrischen Welle anliegen. Eine mehr flächenhafte Pressung der Dichtung kann z. B. durch eine spezielle Wel- lenform bzw. einen fest mit der Welle verbundenen Aufsatz erfolgen. Auch hier erfolgt bevorzugt die Dimensionierung von Gehäuse bzw. Dichtung ohne negative Auswirkungen auf die Blutströmung, wobei insbesondere der beabsichtigte Küh- leffekt aufgrund der hohen Blutgeschwindigkeiten sehr effektiv ist.

Eine weitere, bevorzugte Ausführungsform der Erfindung sieht vor, eine Mehrzahl von Pumpenausflüssen bzw.-ausläs- sen vorzusehen, wobei, insbesondere, wenn diese mit ihren jeweiligen Öffnungen zur Blutkammer radial um deren Umfang herum angeordnet sind, eine Belastung des Rotors etwa durch Strömungseffekte bzw. Strömungswiderstände (im Gegensatz zu einer einzigen Öffnung) verringert werden kann ; besonders geeignet sind diese Auslässe mittels spiralförmiger Gehäu- seerweiterungen eines Blutpumpengehäuses realisiert.

Besonders vorteilhaft ist es zudem, die vorteilhaften Be- triebs-und Herstellungseigenschaften der erfindungsgemäßen Blutpumpe durch Konfigurationen des Pumpenantriebs zu unterstützen, wobei, gemäß einer bevorzugten Ausführungs- form (best mode) der Rotor einen geschlossenen Rotorkörper aufweist, von dessen Außenflächen sich eine Mehrzahl von bevorzugt radial um einen Umfang des Rotorgehäuses angeord- neten Rotorblättern erstreckt, und wobei elektrische und/oder magnetische Antriebselemente des Rotors im Inneren des Rotorkörpers, bevorzugt benachbart den Außenflächen des Rotorkörpers, fest aufgenommen und zum Zusammenwirken mit im die Blutkammer umschließenden Pumpengehäuse vorgesehenen elektrischen und/oder magnetischen Antriebselementen der Blutpumpe ausgebildet sind. Insbesondere bietet es sich

vorteilhaft an, Spulen als elektrische Antriebselemente konstruktiv so auszuführen, dass darin (durch elektrischen Widerstand) erzeugte Wärme möglichst günstig abgeführt wird, bevorzugt durch den Blutstrom. Dies erfolgt einer- seits durch einen engen Kontakt zur blutseitigen Gehäuse- wand und einer thermischen Isolierung durch Luft oder einen Füllstoff an der Rückseite der Spule. Zwischen Spule und thermischer Isolierung kann sich eine Ummantelung aus fer- romagnetischem Material zur Konzentrierung des Magnetfeldes befinden. Weiter bevorzugt ist es, Spulen mit einer Mehr- zahl von Wicklungen vorzusehen und diese entweder zum Zweck der Redundanz separat ansteuerbar auszubilden, oder aber die separaten Einzelwicklungen für Zwecke der Leistungs- steuerung der Pumpe durch eine geeignet zugeordnete Steuerelektronik ansteuerbar zu gestalten.

Aufbauend auf die Ansteuerung bzw. Leistungssteuerung der Pumpe bestehen zudem zahlreiche, vorteilhafte Weiterbil- dungsmöglichkeiten, etwa dahingehend, dass die erfindungs- gemäße Blutpumpe gemäß einer weiteren vorteilhaften Weiter- bildung als geregeltes System verstanden wird. Die weiter- bildungsgemäß vorgesehenen Mittel zur Blutstrom-, Druck- und/oder Flussmessung des Blutes können dabei bevorzugt mit Mitteln für eine Drehzahl-und/oder Leistungserfassung der Pumpe zusammenwirken, so dass, durch geeignetes Zusammen- führen entlang bzw. auf der Grundlage einer Pumpenkennli- nie, eine eigenständige Belastungsadaption an den jeweili- gen Zustand des Patienten, wie durch die Parameter des fließenden Blutes gemessen, möglich ist.

Letztendlich steht hinter diesem Ansatz ein umfassendes, transkutanes Energie-und Informationstransfersytem, welches zudem, etwa mit Hilfe von bevorzugt drahtlosen Kom- munikationsmitteln, auch eine Kommunikation mit externen Überwachungs-und Steueraggregaten ermöglicht. Damit werden dem Patienten größtmögliche Freiräume ermöglicht, ohne die notwendige medizinische Kontrolle zu verlieren.

Im Rahmen der Möglichkeiten zur Weiterbildung der Erfindung durch geeignete Konfiguraton einer zugeordneten Steuerelek- tronik ist es zudem denkbar, weitere relevante Steuerpara- meter, wie etwa EKG-Signale, die weiterbildungsgemäß beson- ders bevorzugt durch einen etwaigen, vorhandenen Herz- schrittmacher ohnehin erfasst werden und für eine elektro- nische Bearbeitung zur Verfügung stehen, zu berücksichtigen und somit für eine integrierte Pumpenansteuerung zu sorgen, die in weitgehender Weise von aktuellen Parametern bzw.

Funktionswerten des zu unterstützenden Herzens abhängig ist ; für die im Rahmen der vorliegenden Erfindung mögliche Kombination einer Pumpenansteuerung mit einer Steuereinheit für einen Herzschrittmacher wird, über die konkrete Anwen- dung im Rahmen der vorliegenden Erfindung hinaus, auch un- abhängig Schutz beansprucht.

Im Ergebnis ermöglicht es die vorliegende Erfindung, gän- gige Pumpen zur non-pulsatilen Herzunterstützung sowohl im Hinblick auf Betriebssicherheit, als auch potentielle Ge- fährdung des Patienten durch Thrombenbildung deutlich zu verbessern, ohne dass konstruktiv übergroßer Aufwand not- wendig ist. Vielmehr zeichnet sich die vorliegende Erfin- dung durch zusätzlich einfache Herstellbarkeit und unpro- blematisches mechanisches Toleranzverhalten aus, so dass davon auszugehen ist, dass mit der vorliegenden Erfindung zusätzliche Patientenkreise und Anwendungsgebiete erschlos- sen werden können.

Weitere Vorteile, Merkmale und Einzelheiten der vorliegen- den Erfindung ergeben sich aus der nachfolgenden Beschrei- bung bevorzugter Ausführungsbeispiele sowie anhand der Zeichnungen ; diese zeigen in : Fig. 1 : eine schematische seitliche Schnittansicht in axialer Richtung der Rotorachse einer ersten bevorzugten Ausführungsform der vor- liegenden Erfindung (best mode) ; Fig. 2 : eine schematische Ansicht eines Längs- schnittes durch die Blutkammer der Ausfüh- rungsform gemäß Fig. 1 ; Fig. 3 : eine Schnittansicht entlang der Schnittli- nie III-III in Fig. 3 ; Fig. 4 : eine schematische Seitenansicht des Rotors der Ausführungsform gemäß Fig. 1 ; Fig. 5 : eine Schnittansicht durch den Rotor ; Fig. 6 : eine Seitenansicht eines einlassseitigen Flussbegradigers zur Verwendung mit der Ausführungsform gemäß Fig. 1 ; Fig. 7 : eine Ansicht des (eingesetzten) Flussbegra- digers gemäß Fig. 6 aus einlassseitiger Richtung ; Fig. 8 : eine schematische Seitenansicht einer Wel- lenlagerung im Einlassbereich mit Spüllippe und schematisch angedeuteter Umleitung des Blutflusses zu Spülzwecken ; Fig. 9 : eine Schnittansicht innerhalb der Schnitt- linie IX-IX in Fig. 8 ;

Fig. 10 : eine schematische Ansicht von links-und rechtsseitigen Einlasskanülen zur Verbin- dung der Pumpe gemäß Fig. 1 mit der gemein- samen Einlasskanüle des Ventrikels ; Fig. 11 : eine schematische seitliche Schnittansicht einer alternativen Ausführungsform mit ge- kapstelten, gedichteten Lagergehäusen zur Lagerung der Rotorachse und Fig. 12 : eine schematische Schnittansicht durch den Rotorkörper bzw. das Pumpengehäuse zum Ver- deutlichen einer alternativen Ausführungs- form des Auslasses mit einer Mehrzahl spiralförmig angeordneter, mit ihren jewei- ligen Öffnungen zur Blutkammer umfangssei- tig um die Blutkammer herum angeordneten Kanälen.

Eine schematisch mit zylindrischem Pumpengehäuse 10 ge- zeigte Blutpumpe gemäß einer ersten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung weist im Pumpengehäuse 10 eine in der gezeigten axialen Schnittansicht i. w. oktogonale Blut- kammer 12 auf, die in der Art eines Doppelkonus beidends an spitzen Enden einen linken 14 bzw. rechten Einlass 16 aus- bildet und, wie insbesondere in der Schnittansicht der Fig.

3 zu erkennen ist, im mittleren Bereich (nämlich dem größten Durchmesser des Doppelkonus) in einen sich in Um- fangsrichtung i. w. tangential erstreckenden Auslass mündet.

Wie schematisch in der Ansicht der Fig. 1 zu erkennen ist, wird ein Rotor 20, bestehend aus einem ebenfalls doppel- konusförmigen Rotorkörper sowie einer Rotorwelle (Rotorachse) 24, die sich durch die gegenüberliegenden spitzen Endabschnitte der Rotorkörpers 22 erstreckt, in der Blutkammer 12 im Bereich des linken Einlasses 14 sowie des rechten Einlasses 16 gelagert, und zwar so, dass durch die

Einlässe 14, 16 einströmendes Blut die Rotorwelle 24 end- seitig i. w. gleichförmig umströmen kann, auf den Rotorkör- per 22 trifft und sowohl durch Wirkung von sechs radial um den Umfang des Rotorkörpers 22 verteilt angeodneten Rotor- blättern 26 zentrifugal nach außen getrieben wird, als auch durch einen sich in Richtung auf den Auslass 18 kontinuier- lich verringernden lichten bzw. freien Strömungsquerschnitt zwischen Pumpengehäuse 10 und Rotorkörper 22 in Auslass- richtung beschleunigt wird.

Der Antrieb des Rotors 22 erfolgt dabei durch Rotormagnete 28, die innerhalb des Rotorkörpers 22 unter dessen Ober- fläche angeordnet sind und mit Antriebselementen eines Pum- penmotors zusammenwirken, die--in den Figuren nicht ge- zeigt--im Pumpengehäuse den Rotormagneten 28 gegenüber- liegend vorgesehen sind.

Durch die vorbeschriebenen und in Fig. 1 gezeigten geome- trischen Verhältnisse ermöglicht die mechanische Ausgestal- tung der Blutpumpe der gezeigten Ausführungsform eine be- sonders schonende, atraumatische, gleichwohl effiziente Förderung von durch die Einlässe 14, 16 eintretenden Blutes : Wie insbesondere in der Fig. 1 gut erkennbar ist, beginnt der doppel-konusförmige Rotorkörper 22 mit seinen jeweiligen zulaufenden Endabschnitten erst einen vorbe- stimmten Abstand von einem jeweiligen zugeordneten Einlas- sende ; bei einem typischen Außendurchmesser des Pumpenge- häuses von 35 mm und einer beispielhaften Länge von ca. 70 mm beträgt dieser Abstand auf jeder Seite ca. 10 bis 12 mm.

Dieser Abstand ermöglicht es dann, dass durch die jeweili- gen Einlässe eintretendes Blut zunächst verwirbelungsarm und i. w. laminar in Richtung der Rotorwelle einfließen kann, und insbesondere Effekte einer einlassseitigen Zen- trifugalbeschleunigung bzw. eines Zermahlens von Blutbe- standteilen durch Rotorwellenbewegung am jeweiligen Einlass vermieden werden. Eine weitere Maßnahme, die sich positiv auf die atraumatische Wirkung der gezeigten Anordnung aus- wirkt, besteht in der Gestaltung der linken bzw. rechten

Einlassgeometrie relativ zum Auslass : Wie in der Fig. 1 er- kennbar ist, ist der kumulierte Einlassquerschnitt beider Einlässe 14, 16 größer als der wirksame Flussquerschnitt des Auslasses 18 (bzw. des wirksamen ventrikulären Zufluss- querschnittes). Dies bedeutet, dass durch eine graduelle Erweiterung eines Flussquerschnittes einer angeschlossenen Einflusskanüle zum Einlass hin der Blutfluss graduell ver- langsamt wird und somit sich weniger traumatisch auf das Blut auswirkt.

Wie zudem in der Fig. 1 erkennbar ist, ist sowohl eine Ab- flachung 30 im mittleren Bereich des Rotorkörpers 22 als auch eine Abflachung 32 im peripheren Endbereich der Rotor- blätter 26 gebildet, wobei in axialer Richtung diese Ab- flachungen 30, 32 jeweils der axialen Erstreckung des Aus- lassquerschnittes entsprechen ; auch diese Maßnahme dient der atraumatischen Flussoptimierung in der beschriebenen Ausführungsform.

In erfindungsgemäß vorteilhafter Weise ist die Rotorwelle 24 beidends in (in Fig. 1 lediglich schematisch gezeigten) Lagern 34 drehbar gelagert, wobei, bedingt durch den symme- trischen Blutzufluss durch beide Einlasse 14, 16, eine beidseitig auf den Rotor 20 ausgeübte Axialkraft sich bei identischen Drücken einfließenden Blutes im Idealfall auf- hebt, im Normalfall lediglich geringer Druckdifferenzen je- doch zu einer äußerst geringen axialen Belastung des Lager- paares 34 führt. Das Ergebnis ist eine äußerste Langlebig- keit der nachfolgend noch im Detail zu beschreibenden La- geranordnung. Lediglich der Vollständigkeit halber sei er- läutert, dass auch die in Fig. 1 gut erkennbar Anordnung der Magneten 28 im Rotorkörper 22 eine einfache und exakte Ausbalancierung des Rotors in Radialrichtung ermöglicht, so dass auch in dieser Richtung die auf die Lager 34 wirkenden Belastungen minimiert sind.

Die Fig. 6 und 7 zeigen gemäß einer bevorzugten Weiterbil- dung einlassseitig vorsehbare Flussbegradiger 36 als Strö- mungsleiteinrichtung, die in der Seitenansicht der Fig. 6 eine in Richtung auf den einfließenden Blutfluss zulaufende Spitze 38 aufweisen, am entgegengesetzten Ende eine Lagerschale 40 zur Aufnahme der Rotorwelle 24 ausbilden und drei um den Umfang des Begradigerelements 36 verteilte, sich radial erstreckende Finnen 42 tragen, die, wie insbe- sondere aus der Sicht der Zuflussrichtung gemäß Fig. 7 zu erkennen ist, zusammen mit der Spitze 36 einen lediglich minimalen Strömungswiderstand für den einfließenden Bluts- trom bilden, dagegen in Umfangsrichtung das Entstehen von Verwirbelungen od. dgl. (insbesondere auch durch Wirbelef- fekte an einem jeweiligen Einlass) wirksam verhindern können.

Die Frontfläche der Finnen weisen einen sich verjüngenden Verlauf auf, während im dargestellten Ausführungsbeispiel die Rückflächen bündig mit dem zentralen Trägerelement des Flussbegradigers 36 abschließen. Die sich verjüngenden Frontflächen eignen sich besonders zur Vermeidung von Thrombusbildungen, als der Blutfluss geordnet und verwir- belungsarm um das zentrale Trägerelement des Flussbegradi- gers 36 und die Finnen herumgeleitet wird, und durch die gezeigte Geometrie existieren lediglich minimale Bereiche mit Umkehrflüssen und Blutverwirbelungen hinter dem Fluss- begradiger.

Konkret wird, wie in der Fig. 7 angedeutet, ein Flussbegra- diger 36 in jeden der Einlasse 14, 16 eingeführt, kontak- tiert dort das Pumpengehäuse 12 und bietet gleichzeitig mittels der Lagerschale 40 ein symmetriebedingt wenig bela- stetes und damit überaus dauerhaftes Lager für die Pumpen- welle an.

Gemäß einer weiteren vorteilhaften Weiterbildung der Erfin- dung ist es zudem möglich, dass zwischen Lagerschale 40 und gerundetem Ende der Rotorwelle 24 gebildete Lager durch einfließendes Blut zu spülen : Wie die Fig. 8 und 9 zeigen, ist nämlich endseitig an der Rotorwelle 24 ein Vorsprung in der Art einer Spüllippe 44 gebildet, der, wie durch die Strömungslinie 46 verdeutlicht ist, einen Teil des durch einen Einlass einströmenden Blutes in Richtung auf die La- gerschale 40 umlenkt und so für eine zuverlässige Spülung des Lagers sorgt.

Die Fig. 10 zeigt die einlassseitige Verbindung des Pumpen- gehäuses 10 mit dem Ventrikel mittels einer links-und einer rechtsseitigen Einlasskanüle 48, 50, die, zur Vermin- derung eines Druckabfalls, im Körper des Patienten in einem relativ großen Radius geführt, und bevorzugt als starres System (alternativ : flexibel oder kombiniert aus beiden) ausgebildet sind.

Wie in Fig. 10 gezeigt, besteht konkret die Einflusskanüle aus einer großkalibrigen, singulären Kanüle 47, die in den linken Ventrikel eingebracht wird und einen (nicht gezeig- ten) Flussteiler aufweist. Im Einsatz unmittelbar unterhalb des Zwerchfelles bzw. Herzens implantiert, teilt sich diese Kanüle 47 so in die zwei gleichkalibrigen, gleichlangen Einlasskanülen 48, 50 auf, die das Blut in möglichst großem Bogen der Pumpe und Blutkammer zuführen. Dabei sollte die Aufteilung der gemeinsamen Kanüle 47 so spitz wie möglich sein, um eine homogene Aufteilung des Blutes zu erreichen, damit wiederum die Pumpe mit nahezu gleichem Blutvolumina und Drücken an dem linken Einlass 14 und rechten Einlass 16 beaufschlagt wird. In der Fig. 10 nicht näher gezeigt ist der Auslass 18, der tangential im mittleren Bereich des Pumpengehäuses 10 entspringt (Fig. 3) ; in diesem Bereich der Pumpe sind sowohl der Druck als auch die Blutgeschwin- digkeit am größten. Entsprechend sollte hier ein Stutzen für eine (nicht gezeigte) Ausflusskanüle von größtmöglichem Durchmesser sein, um eine Verlangsamung des Blutes zu

gewährleisten ; dies wird bevorzugt durch eine konische Form mit zunehmenden Querschnittsradien erreicht.

Das lediglich schematisch gezeigte Pumpengehäuse 10 in der Fig. 1 nimmt zusätzlich die Steuerelektronik für den Motor auf, wobei das System dann von einer implantierbaren Batte- rie mit Energie versorgt werden kann (besonders bevorzugt wird die Batterie mittels transkutanem Energietransfer ge- laden). Über diesen Versorgungsport können zudem aktuelle Betriebsdaten der Pumpe ausgelesen und zur externen Weiter- verarbeitung geleitet werden, um die Pumpensteuerung zu be- einflussen. Weiterbildungsgemäß ist nämlich vorgesehen, die Förderleistung der Pumpe mittels elektromagnetischem Fluss- messer zu kontrollieren, der bevorzugt von außen auf die Ausflusskanüle aufgebracht wird ; ein weiterer Flussmesser misst den Blutfluss innerhalb der Pulmonalarterie. Die der Pumpe zugeordnete Steuereinheit stellt Flussdifferenzen fest und nutzt diese zur Regelung der Pumpe, so dass insbe- sondere Phänomene eines Overpumping mit Ansaugung der freien Ventrikelwand oder des Septums, oder Pumpenobstruk- tion, vermieden werden können.

Die Fig. 11 zeigt eine alternative Ausbildung der endseiti- gen Lager für die Rotorachse bzw. Rotorwelle 24 : Eingebet- tet jeweils in ein strömungsgünstig ausgebildetes, spitz zulaufendes Lagergehäuse 60 aus gut wärmeleitendem Material wird die Rotorwelle 24 in geeigneten Gleit-bzw. Wälzlagern 62 gelagert. In Richtung auf den Rotorköper ist jeweils eine (nicht gezeigte) Dichtung aus verschleißfreiem Mate- rial vorgesehen, wobei, bevorzugt, eine spitz auslaufende Dichtung direkt an der (zylindrischen) Welle anliegen kann.

Durch geeignete Formgebung von Lagergehäuse und Dichtung kann dafür gesorgt werden, dass keine negative Beeinflus- sung der Blutströmung erfolgt, vielmehr wird diese bevor- zugt dafür benutzt, in effektiver Weise das Lagergehäuse (und damit das Lager) zu kühlen.

Wie zudem in der Fig. 11 erkennbar ist, sind die jeweiligen Lagergehäuse 60 von einer Leiteinrichtung 64 gehalten, die aus drei innen, lang gestreckten und axial um die Rotati- onsachse herum angeordneten Flügeln besteht. Insbesondere dann, wenn diese Leiteinrichtung (in axialer und/oder in radialer Richtung) eine Krümmung aufweist, kann zudem das Einströmen des Blutes optimiert werden, da insoweit eine Vorrotation für den nachfolgenden Rotorkörper erfolgt.

Durch den guten thermischen Kontakt mit dem Lagergehäuse dienen sie weiterhin als zusätzliche Kühlflächen für das Lager und verringern damit zusätzlich die örtlichen thermi- schen Belastungen des Blutes.

Fig. 12 zeigt, gegenüber Fig. 3, eine alternative Realisie- rung des Auslasses 18 : Wie hier zu erkennen ist, sieht die- ses Ausführungsbeispiel eine Mehrzahl von Auslasskanälen 70, 72 vor, die mit ihren jeweiligen Öffnungen 74, 76 zur Blutkammer hin um deren Umfang herum verteilt angeordnet sind. Dies führt dazu, dass der Rotor strömungstechnisch nicht lediglich an einer Umfangsstelle durch einen mit dem Auslass zusammenhängenden Strömungswiderstand belastet wird, sondern, wie in der Fig. 12 gezeigt, zwei oder gar mehr Öffnungen, bevorzugt um den Umfang herum verteilt, vorgesehen sind. Die einzelnen Auslasskanäle 70, 72 fließen stromabwärts dann geeignet zusammen.

Die vorliegende Erfindung ist nicht auf die beschriebenen Ausführungsbeispiele beschränkt, vielmehr sind weitere, be- vorzugte Alternativen und/oder Weiterbildungen vorgesehen, die, praktisch bedeutsam, die atraumatischen Wirkungen der Pumpe weiter fördern. Hierzu gehört beispielsweise die querschnittliche Ausbildung der Rotorblätter 26, für die sich endseitig eine Rundung, insbesondere im vollen Radius, anbietet.

Eine weitere Variante der mechanisch wirksamen Lagerung der Rotorachse (Rotorwelle) besteht darin, dass die erfindungs- gemäße Strömungsleiteinrichtung im Einflussstutzen eine feststehende Welle (genauer : Wellenansatz) beidseits der Blutkammer ausbildet, die jeweils in die Blutkammer hinein- ragt. Eine Spitze dieses feststehenden Wellenansatzes bil- det dann ein Lagerteil für eine auf dem Rotor vorgesehene Lagerschale, die mit dem Wellenansatz zusammenwirkt.

Auf diese Weise wird eine mechanisch wirksame Lagerung rea- lisiert, die in die Blutkammer hineinragen kann. Erreichbar ist damit, dass das Lager mit hohem Druck mit dem aus dem Einlass zufließenden Blut gespült werden kann ; eine Spül- lippe od. dgl. Leitelement ist nicht mehr notwendig.

Im Ergebnis wird mit der beschriebenen Geometrie damit nicht nur eine atraumatische, schonende Behandlung ein- fließenden Blutes (und damit eine weitgehende Verminderung von Thrombenbildung) erreicht, auch ist die haemodynamische Effizienz so hoch, dass Betriebsgeschwindigkeiten mit ca.

2000 U/min deutlich unterhalb der Rotationsgeschwindigkei- ten existierender Pumpensysteme gehalten werden kann. Auch hierin drückt sich Langlebigkeit und Störungsunempfindlich- keit aus.

Während im beschriebenen Ausführungsbeispiel die Ver- schleiss unterliegende Lageranordnung aus Rotorwelle und Lagerschale üblicherweise aus hartem, abriebfestem Material gefertigt wird--es bietet sich Edelstein für die Lager- schale und/oder die Spitze der Rotorwelle an, während die Welle selber typischerweise aus Keramik gefertigt ist-- liegt natürlich auch der Einsatz anderer geeigneter Ma- terialien im Belieben des einschlägigen Fachmannes.