用于活体外器官护理的系统和方法

用于活体外器官护理的系统和方法
【专利摘要】本发明在各个实施例中提供涉及活体外器官护理的系统、装置及方法。在一定实施例中，本发明涉及在接近生理条件下保持活体外器官。
【专利说明】用于活体外器官护理的系统和方法
[0001] 本发明是申请日为2005年10月7日、申请号为200580042038.4(PCT / US2005 /036211)、发明名称为“用于活体外器官护理的系统和方法”的发明专利申请的分案申请。_2] 对于相关申请的参考
[0003]本申请要求提交于2004年10月7日的美国临时专利申请序列号N0.60 /616,835 ;提交于2005年6月28日的美国临时专利申请序列号N0.60 / 694，971 ;及提交于2005年10月6日、并且标题为用于活体外器官护理的系统和方法的美国临时专利申请的益处。以上每一个的说明书通过参考全部包括在这里。
【技术领域】
[0004]本发明一般涉及用于活体外器官护理的系统、方法及装置。更具体地说，在各个实施例中，本发明涉及在生理或接近生理的条件下护理活体外器官。
【背景技术】
[0005]当前器官保存技术典型地涉及器官在冰上的化学灌注溶液中的低温存储。在心脏的情况下，它典型地被停博，并且在低温、非机能状态下用存储/心麻痹溶液冷却。这些技术利用各种心麻痹溶液，它们没有一种充分保护心脏免于由局部缺血造成的心肌损害。这样的损伤当诸如心脏之类的器官意图从供体移植到受体中时，是特别不希望发生的。除由局部缺血造成的心肌损害之外，心脏的再灌注可能加重心肌损伤，并且可能引起冠状血管内皮和光滑肌肉损伤，这可能导致冠状血管舒缩功能障碍。
[0006]使用传统手段，这样的损伤作为器官在活体外保持的时间长度的函数而增加。例如，在心脏的情况下，典型地在它变得不适用于移植之前它可以在活体外保持仅几个小时。该相当短的时间限制从给定供体地点可达到的受体的数量，由此限制用于采集心脏的受体人数(recipient pool)。即使在几个小时的时间极限内，心脏仍然可能显著地损害。显著问题是可能没有损害的任何明显指示。由此，可能移植非最佳器官，导致器官移植后功能障碍或其它损伤。因而，希望开发可延长器官在活体外健康状态下保存的时间的技术。这样的技术会降低移植失败的危险，并且扩大潜在供体和受体人数。
[0007] 活体外器官的有效保存也会提供多种其它好处。比如，延长的活体外保存可能允许对于采集器官的更认真监视和功能测试。这又允许在采集器官中的缺陷的较早检测和可能修复，进一步降低移植失败的可能性。对于器官进行简单修复的能力也可能允许保存具有微小缺陷的多个器官，而当前移植技术要求把它们丢弃。
[0008]另外，可以实现在器官与具体受体之间的更有效匹配，进一步降低最终器官排异的可能性。当前移植技术主要依赖于匹配供体和受体血型，这本身是器官是否将被受体排异的较不可靠的指示。对于器官相容性的更优选实验是人体白细胞抗原(HLA)匹配实验，但当前低温局部缺血器官保存手段排除这种实验的使用，该实验常常可能需要12小时或更长来完成。
[0009]延长和可靠的活体外器官护理也能提供在器官移植的范围外的好处。例如，病人身体，作为整体，典型地可容许比多种特殊器官低得多的水平的化学、生物及辐射治疗。活体外器官护理系统允许从身体摘除，并且在隔离中被处理，降低损害身体其它部分的危险。
[0010]鉴于上文，需要用来护理活体外器官的改进系统、方法及装置。

【发明内容】

[0011]本发明通过在各个实施例中提供与便携式活体外器官护理相关的改进系统、方法及装置，消除在现有技术中的不足。更具体地说，根据各个方面，本发明提供与便携式活体外器官护理相关的系统、方法及装置。根据一个进步，本发明的心脏护理系统把心脏保持在或接近正常生理条件下的博动状态下。为此，系统在或接近生理温度、压力及流率下把氧化、营养丰富的灌注流体循环到心脏。根据一个执行，系统采用基于血液产品的灌注流体，以更准确地模拟正常生理条件。在可选择实施例中，系统使用合成血液替代溶液，而在其它实施例中，溶液可以包括与血液替代产品组合的血液产品。
[0012]根据另一个进步，本发明的系统可把采集的心脏保持在两种操作模式中:正常主动脉流动模式(也称作“正常流动模式”)和退行主动脉流动模式(也称作“退行流动模式”)。一般地，在正常流动模式中，系统以与血液在人体中循环的相同方式把灌注流体循环到心脏。更具体地说，灌注流体经左心房进入心脏，并且经右和左心室流出心脏。在正常流动模式中，系统以约I升/分与约5升/分之间的速率把灌注流体泵送到心脏。这种模式例如对于在运输到供体位置之前和以后进行功能测试以确认心脏没有缺陷是有用的。可选择地，在退行流动模式中，系统把灌注流体经主动脉流入心脏，流过冠状窦，及然后经右心室流出心脏。在这种操作模式中，系统把灌注流体的流量减小到在约300毫升/分与约I升/分之间。本发明人已经发现，退行流动路径与减小的流率一起，在活体外护理的延长时段期间减小对于心脏的损坏。因而，根据本发明的一个特征，心脏在退行流动模式中运输到供体地点。
[0013]根据各个方面，本发明的系统和/或装置包括，并且/或者本发明的方法采用，下面的一个或多个:器官腔室组件，用来在活体外护理期间容纳心脏；储箱，用来容纳和可选择地去除泡沫和/或过滤大量灌注流体；灌注流体泵，用来泵送/循环到心脏和来自其的灌注流体；加热器组件，用来把灌注流体的温度保持在或接近生理温度处；流动模式选择器阀，用来在正常与退行流动模式之间切换；氧合器，用来在灌注流体由心脏排出以后重新氧合它；营养子系统，用来在营养素被心脏代谢时补充营养素，并且用来向灌注流体提供保存剂，以减小对于心脏的例如局部缺血和/或其它再灌注相关损伤；传感器子系统，用来监视灌注流体的例如温度、压力、流率及/或氧合，和/或来自心脏的电信号及和/或用来保持到和来自心脏的适当流动条件的各种元件；操作人员接口，用来帮助操作人员监视系统操作和/或心脏的状态，并且/或者能够使操作人员设置各种操作参数；电力子系统，用来把故障容许电力提供到器官护理系统；及控制子系统，用来控制器官护理系统的操作。
[0014]可选择地，在一个 践中，心脏从供体采集，并且通过插管过程附加到器官腔室组件上。灌注流体泵把灌注流体从储箱泵送到加热器组件。加热器组件把灌注流体加热到或接近正常生理温度。根据一个实施例，加热器组件把灌注流体加热到在约32°C与约37°C之间。从加热器组件，灌注流体流到流动模式选择器阀。最初，流动模式选择器阀定位用于退行流动模式，以把灌注流体从加热器组件导向到在器官腔室组件上的第一接口。也称作主动脉接口或左心室接口，第一接口经位于器官腔室组件内的导管插管到左心室的血管组织(例如，主动脉短管)。心脏然后把灌注流体通过右心室经在器官腔室组件上的第二接口泵送出心脏。也称作肺动脉接口或右心室接口的第二接口，经位于器官腔室组件内的导管插管到右心室的血管组织(例如，肺动脉短管)。在退行流动模式中，流体除小细流灌注流体的形式之外不泵送入或泵送出心脏，该小细流灌注流体被输送以湿润左心房。响应处于正常流动模式位置的流动模式选择器阀，它把灌注流体经在器官腔室组件上的第三接口导向到心脏的左心房。也称作肺静脉接口或左心房接口的第三接口，经位于器官腔室组件内的导管插管到左心房的血管组织(例如，肺静脉短管)。心脏然后通过左心室经主动脉接口、和通过右心室经肺动脉接口排出灌注流体。 [0015]在两种操作模式中，从肺动脉接口，灌注流体流入氧合器中。氧合器从外部或机载气体源接收氧气，并且在使灌注流体返回到储箱之前把气体(例如氧气)施加到灌注流体上。系统可以包括一个或多个测量灌注流体的氧气饱和水平的氧气饱和传感器，以保证灌注流体保持在生理氧气水平处。在其中灌注流体是基于血液产品的实施例中，它包括红细胞(氧携带细胞)。可选择地，氧气传感器也提供在灌注流体中的红细胞浓度的血细胞比容测量。
[0016]在正常和退行流动模式中，当灌注流体流过系统时、和在某些实施例中它在储箱中的同时，营养子系统以供给的保养溶液注入灌注流体。根据一个特征，保养溶液包括营养素，如葡萄糖。根据另一个特征，保养溶液包括供给的治疗剂和/或保存剂(例如，心脏兴奋药、胰岛素、氨基酸、等等)，用来减小对于心脏的局部缺血和/或其它重新灌注相关损伤。
[0017]根据另一个实践，灌注流体包括在心脏采集期间通过放血过程从供体除去的血液。最初，来自供体的血液加载到储箱中，并且在器官腔室组件中的插管位置用旁路导管设旁路，以能够实现灌注流体在不存在心脏的情况下通过系统的正常模式流动。在插管采集的心脏之前，通过使放血供体的血液通过系统循环以加热、氧合及/或过滤它，可以把系统准备好。营养素、保存剂、和/或其它治疗剂也可以在准备期间经由营养子系统的注射泵提供。在准备期间，各种参数也可以初始化，并且在准备期间经操作人员接口校准。一旦准备好和适当地运行，泵流动就被减小或中断循环(cycled off)，旁路导管从器官腔室组件除去，及心脏插管到器官腔室组件中。泵流动然后恢复或增大，如情况可能的那样。根据一个特征，操作人员接口可以经硬布线连接插入到系统中，或者可以不插入并且用来与本发明的系统无线地通信。
[0018]根据一个特征，系统包括多个顺应腔室。顺应腔室基本上是具有柔性、弹性壁的小型列式流体蓄能器，用来通过帮助系统更准确地模仿在人体中的血液流动，例如通过提供流回压力和/或通过过滤/减小由例如流量变化造成的流体压力峰值，来仿真人体的血管顺应性。在一个构造中，顺应腔室布置在流动模式选择器阀的任一侧上和灌注流体泵的输出上。根据一个特征，顺应腔室在正常流动模式操作期间紧跟用来调节由主动脉看到的回压的夹具来布置。
[0019]根据一个实施，传感器子系统包括用来监视来自心脏的电信号的心电图(ECG)传感器。根据一个实施例，控制子系统使灌注流体到心脏的泵送与ECG信号同步。根据一个特征，ECG信号包括r-波，并且控制子系统使用r-波使流体泵送与心脏的舒张状态同步。根据另一个特征，控制子系统依据ECG信号来调节泵冲程体积和/或泵速率。例如，在一个实施例中，当心率增大时控制子系统减小泵冲程体积，以保持血液流动。在另一个实施例中，系统响应检测到不规则心率而减小泵冲程体积。在两种情况下，结果都是减小泵送到心脏的流体体积，这又降低引起对于心脏损坏的可能性。在各个实施例中，传感器包括灌注流体流量和/或流动压力传感器，它们提供用来控制灌注流体泵的反馈。根据一个实施例，为了更准确地仿真通过身体的正常循环，系统的泵是脉动泵。
[0020]根据本发明的一个方面，器官腔室组件包括多个改进特征。更具体地说，在一个构造中，本发明的器官腔室组件包括壳体、外盖及中间盖。壳体包括底部和一个或多个壁，用来容纳器官。中间盖覆盖到壳体的开口，用来充分封闭在壳体内的器官；并且包括框架和在框架内悬挂的柔性隔膜。柔性隔膜优选地是透明的，但可以是不透明的、半透明的或大体透明的。根据一个特征，柔性隔膜包括充分富余的隔膜材料，以接触在腔室内容纳的器官。这个特征能够使医护人员通过隔膜触摸/检查器官，同时仍然保持系统和器官的无茵。外盖在中间盖上方独立于中间盖打开和关闭。优选地，外盖足够刚性以保护器官免于间接或直接的物理接触。
[0021]根据一个实施，中间盖铰接到壳体上。中间盖也可以包括用来锁紧在器官腔室的开口上方关闭的中间盖的锁闩。外盖可以类似地铰接和锁定。在某些构造中，提供衬垫，用来在中间盖框架与一个或多个器官腔室壁之间形成流体密封，并且/或者用来在外盖的周缘与中间盖的框架之间形成流体密封。
[0022]可选择地，器官腔室组件包括规定尺寸和成形为相互配合在壳体的底部内的垫片或袋囊组件。优选地，垫片组件包括由弹性足以在运输期间减少器官的机械震动和冲击的材料形成的垫片。在器官腔室组件被构造以接收心脏的情况下，根据一个特征，本发明的垫片包括用来接收至少一个电极的机构。机构可以没有限制地包括一个或多个槽沟、凹槽、突起、贯通孔径、部分贯通孔径、钩状物、小孔、按扣、粘性补片等。根据一个优点，机构允许在垫片上或其中的至少一个电极的可调整放置，以容纳不同尺寸和形状的心脏。根据一个实施例，垫片包括贯通孔径，至少一个电极的电气引线可以穿过该贯通孔径。
[0023]根据一个实施例，垫片组件包括至少一个电极，该电极以这样一种方式可调节地定位在垫片上或其中的位置处，从而便于与放置在器官腔室组件中的垫片上的心脏相接触。根据一个构造，至少一个电极安置在垫片的表面上，并且由心脏的重量保持到位。在另一个构造中，至少一个电极粘结到垫片的表面上。该至少一个电极包括用来监视来自心脏的一个或多个电信号的一个或多个传感器。它也可以包括用来把电信号提供给心脏的一个或多个除颤器触点。本发明的垫片/电极构造的一个优点是，它不要求至少一个电极永久或临时地缝合或以另外方式机械连接到心脏上。代之以，通过把心脏放置在一个或多个电极上进行电气连接。在一个构造中，至少一个电极包括集成的传感器和除颤触点，该触点允许用户监视来自心脏的电信号和把电信号通过到器官腔室组件的共用电气接口连接来提供给心脏。根据另一个特征，共用电气接口包括在器官腔室组件上的一个或多个电气端口，用来在腔室内的至少一个电极与布置在壳体外的仪器之间传输电信号。作为例子，端口可以把ECG信号提供给外部处理器和/或显示器，并且/或者可以把除颤电力提供给电极。
[0024]可选择地，器官腔室壳体还包括为了最佳心脏功能而用来倾斜壳体的基座。根据一个特征，基座把在器官腔室内容纳的心脏保持在相对于水平的约30°与约60°之间的角度处。
[0025]根据另一个方面，本发明的灌注流体加热器组件包括与提供用来加热灌注流体的紧凑、固态机构相关的多个改进特征。加热器组件的某些特征使得它特别适于加热灌注流体的基于血液产品的实施例。在一个实施例中，本发明的加热器组件包括进口、出口、流动通道、第一和第二流动通道板及第一加热器。流动通道形成在第一与第二流动通道板之间。进口使灌注流体流入流动通道，并且出口使灌注流体流出加热器。第一和第二流动通道板具有充分生物惰性的灌注流体接触表面，用来提供与流过通道的灌注流体的直接接触。灌注流体接触表面可以例如通过对于基片的处理或在基片上涂敷而形成，或者可以是基片表面本身。第一加热器热耦合到第一流动通道板上，用来加热第一流动通道板。在一个构造中，第一加热器布置在第一流动通道板的非灌注流体接触侧上。根据另外的实施例，本发明的加热器组件也包括热耦合到第二流动通道板上的第二加热器，用来加热第二流动通道板，以在流动通道中提供更均匀的温度分布。
[0026]根据一个构造，加热器组件包括布置在第一加热器与第一流动通道板之间的第一加热器板，用来把来自第一加热器的热量热耦合到第一流动通道板。根据一个特征，第一加热器板由从加热器比较均匀地传导和分布热量的材料如铝形成。加热器板的均匀分布热量然后耦合到第一流动通道板上，该第一流动通道板优选地由诸如钛之类的生物惰性材料形成，该生物惰性材料如果放置成与加热器直接接触，则不必提供足够均匀的热量分布。加热器组件也可以包括布置在第二加热器与第二流动通道板之间的第二加热器板，用来把来自第二加热器的热量热耦合到第二流动通道板。
[0027]根据一个实施例，本发明的第一和/或第二加热器是电阻加热器。在一个构造中，它们每个包括在聚酰亚胺基片上形成的电阻加热元件。根据另外的构造，电阻加热元件具有约5欧姆的电阻。在其它 构造中，加热元件的电阻范围从约3欧姆至约10欧姆。
[0028]可选择地，本发明的加热器组件包括一个或多个温度传感器。例如，加热器组件在其出口处可以包括温度传感器，用来把离开加热器的灌注流体的温度报告给控制子系统。来自这个传感器的信号可以在反馈环路中用来控制到第一和第二加热器的驱动信号，以控制加热器板的温度。另外，为了保证加热器板的灌注流体接触表面不达到可能损害灌注流体的温度，加热器组件也可以包括用来把第一和/或第二加热器的温度报告给控制子系统的温度传感器。来自这些传感器的信号也可以在反馈环路中用来进一步控制到第一和/或第二加热器的驱动信号，以限制加热器板的最大温度。根据这个实施例的一种变形，加热器组件可以包括用来把第一和/或第二加热器的温度报告给控制子系统的温度传感器。
[0029]为了提供在第一和/或第二加热器与其相应的加热器板之间提供改进的接触，并且也为了在第一和/或第二加热器板与它们相应的流动通道板之间的改进接触，加热器组件也可以包括布置在相应加热器上的第一和第二弹性垫片，用来响应压紧力把第一加热器保持成与第一加热器板相接触和把第二加热器保持成与第二加热器板相接触。压紧力可以例如经由一个或多个加热器组件壳体元件提供。根据一个特征，加热器组件包括由聚碳酸酯形成的壳体元件，并且重量小于约5磅，而在其它实施例中，加热器组件的重量可以小于约4磅、小于约3磅、小于约2磅、或甚至小于约I磅。根据另一个特征，加热器组件是约
6.75英寸长、约2.75英寸宽、及约2.5英寸厚，都不包括进口和出口端口及温度传感器组件。根据另一个特征，加热器组件是单次使用一次性组件。[0030]根据一个实施例，在操作中，加热器组件使用在约I瓦特与约200瓦特之间的功率。根据另外的实施例，本发明的加热器组件规定尺寸和成形为，在小于约25分钟、小于约20分钟、小于约15分钟或甚至小于约10分钟内，把以在约300毫升/分与约5升/分之间的速率流过通道的约2.5升灌注流体从小于约30°C的温度转变到约37°C的温度，而不引起对于血细胞的实质溶血或可能包含在灌注流体中任何蛋白质的变性。
[0031]根据另外的实施例，本发明的电力子系统提供故障容许电池管理。更具体地说，多个电池被互锁，从而它们在系统正在操作以保持器官的时候的任何具体时刻，都不能从系统除去。根据一个特征，电力子系统可在外部电力与机载备用电池之间切换，而不中断系统操作。根据另一个特征，电力子系统自动地在给系统供电、给电池充电、以及给无线操作人员接口的内部电池充电之间分配外部供给电力。
[0032]根据另一个方面，本发明把便携式器官护理系统各种子系统和的元件分割成两个模块:便携式多次使用模块和单次使用一次性模块。根据一种分割，本发明的系统一般把灌注流体接触(并因而,在采用血液产品灌注流体的实施例中的血液产品接触)元件分配给一次性模块,并且把非灌注流体接触(并因而,非血液产品接触元件)分配给多次使用模块。然而，一次性单元也可以包括非血液接触元件。根据一个特征，灌注流体接触元件可以涂敷或粘结有肝素或其它抗凝血剂或生物相容材料，以减小当灌注流体接触元件表面时否则可能产生的炎症反应。肝素也可以添加到用于在系统内循环的保养溶液中。
[0033]在一个实施例中，便携式多次使用模块包括在便携式底盘上建造的便携式壳体，并且单次使用一次性模块包括一次性底盘。为了减小重量，在一个构造中，单次使用模块底盘由诸如聚碳酸酯之类的模制塑料形成，而多使用模块底盘由例如聚碳酸酯或碳纤维复合物的模制材料形成。根据一个特征，卸载元件的单次使用底盘的重量小于约12磅，并且加载单次使用模块的重量小于约18磅。根据另一个特征，卸载元件的多使用壳体和底盘的重量小于约50磅，并且当加载有多使用模块、电池、气体、保养溶液、灌注流体及心脏时，重量约85磅或更小。根据另一个优点，包括单次和多次使用模块的本发明的系统，不包括任何灌注、营养素、保存剂或其它流体、电池及氧源，重量小于约65磅。
[0034]单次使用一次性底盘规定尺寸和成形为，与多次使用模块的便携式底盘互锁，用于与多次使用模块的电气、机械、气体及流体互操作。根据一个特征，多次和单次使用模块经光学接口彼此通信，该光学接口在单次使用一次性模块安装在便携式多次使用模块中时自动地进入光学对准。根据另一个特征，便携式多次使用模块经弹簧加载连接把电力提供给单次使用一次性模块，该弹簧加载连接在单次使用一次性模块安装在便携式多次使用模块中时也自动地连接。根据一个特征，光学接口和弹簧加载连接确保，在单次和多次模块之间的连接在例如粗糙地面上的运输期间不会由于冲撞而丢失。
[0035] 在各个实施例中，器官腔室组件和泵接口组件都安装到一次性底盘上。泵接口组件被对准以从灌注流体泵的泵驱动器接收泵送力，并且接口组件然后把泵送力转移到灌注流体以使灌注流体循环到器官腔室组件。根据一个实施例，灌注流体泵是脉动泵，并且泵接口组件包括壳体、第一可变形隔膜、流体进口及流体出口。泵接口组件的壳体包括内侧和外侦U。第一可变形隔膜安装成与壳体的内侧流体密封地相互连接，以在第一可变形隔膜的内侧与壳体的内侧之间形成腔室。流体进口例如从储箱接收灌注流体，并且响应在远离壳体内侧的方向上运动的、并因而使第一可变形隔膜在同一方向上变形的泵驱动器，把流体提供到腔室中。出口响应在向壳体内侧的方向上运动的泵驱动器，把灌注流体排出到腔室外，例如排出到加热器组件。
[0036]根据一个构造，泵接口组件包括支架，该支架配合在第一可变形隔膜的周缘上，以在可变形隔膜内侧的周缘与壳体内侧的周缘之间形成流体紧密密封。根据另外的构造，泵接口组件包括用来提供在灌注流体泵驱动器与泵接口壳体之间的流体紧密密封的衬垫。
[0037]根据一个实施，系统也包括定位在到流体进口的输入上的流量阀。流量阀包括球阀组件，该球阀组件定向成响应在远离壳体内侧的方向上运动的泵驱动器打开，并使灌注流体通过双向流体进口通入腔室中；并且定向成响应在向壳体内表面的方向上运动的泵驱动器关闭，并停止灌注流体通过流体进口返回到腔室外。在另外的实施中，流体出口也包括球阀组件，该球阀组件定向成响应在远离壳体内表面的方向上运动的泵驱动器而关闭，并且响应在向壳体内侧的方向上运动的泵驱动器打开，并通过流体出口排出器官灌注流体。
[0038]可选择地，灌注流体泵刚性地安装到便携式多使用底盘上，泵接口组件刚性地安装到一次性单次使用底盘上，及系统包括用来响应与便携式多次使用模块相互配合的单次使用一次性模块而在灌注泵驱动器与泵接口组件之间自动地形成流体紧密密封的特征。更具体地说，泵接口组件可以包括一个或多个突起，该突起在接口组件壳体的外侧外，规定尺寸和成形为与在便携式多使用模块上的一个或多个表面啮合和邻接，以在向灌注泵的泵驱动器的方向上推/拉泵接口组件的内侧。
[0039]根据一个特征，泵接口组件包括与第一可变形隔膜邻近地安装的第二可变形隔膜，用来在第一可变形隔膜撕裂的情况下提供故障容许密封。根据另一个特征，泵接口组件至少部分地由聚碳酸酯或其它模制塑料材料形成，以减小单次使用一次性模块的重量。
[0040]在一个实施例中，灌注流体储箱安装到单次使用一次性底盘上，并且与器官腔室流体连通。根据另外的实施例，流动模式选择器阀安装到一次性底盘上。在其它实施例中，本发明的固态灌注加热器安装到一次性底盘上。氧合器优选地设有多次使用模块，但在某些实施例中，可选择地可以是一次性模块的部分。进给氧合器的氧气源可以包括在多使用便携式底盘上，可以是多使用模块的部分，或者可以在系统外。
[0041]在一个构造中，与加热器组件、氧合器及/或灌注流体泵相关联的各种传感器包括在一次性单次使用模块上。然而，例如关于非灌注流体接触传感器，情况不必是这样。根据一个实施例，单使用一次性模块采用:包括列式小池的氧气传感器，灌注流体穿过该列式小池；光源，用来引导在穿过小池的灌注流体处的光；及光学传感器，用来测量穿过小池的灌注流体的光学性能。优选地，列式小池无缝地或大体无缝地附加到灌注流体流动导管上，以减小在灌注流体中的涡流和提供一个或多个准确测量。无缝或大体无缝构造也减小对于灌注流体的任何基于血液成分的损害。
[0042]根据另外的构造，一次性单次使用模块包括布置在例如灌注流体泵的出口处、和在器官腔室与模式选择阀之间的模式选择阀任一侧上的上述多个列式顺应腔室。在另外的实施例中，一次性单次使用模块包括用来从器官腔室组件抽样流体的多个端口。根据一个特征，端口被互锁，从而从多个端口的第一个抽样流体同时禁止从多个的第二个端口抽样流体。这种安全特征减小混合流体样本和不注意打开端口的可能性。在一个实施例中，器官腔室组件包括用于与肺动脉、主动脉及左心房接口的流体互相连接的端口。
[0043]在另一个方面，本发明致力于一种保存活体外心脏的方法。该方法包括:把心脏放置在便携式器官护理系统的保护腔室中；把灌注流体泵送到心脏中，灌注流体处于在约25°C与约37°C之间的温度，并且处于约200毫升/分与约5升/分之间的体积；在心脏正在保护腔室中博动的同时监视其的一个或多个生理特性；及至少部分基于电气特性来调节泵送特性，以保存活体外心脏。
[0044]根据另一个方面，本发明致力于一种保存活体外心脏的方法，该方法包括步骤:把心脏放置在便携式器官护理系统的保护腔室中的一个或多个电极上；把灌注流体泵送到心脏，灌注流体处于在约25°C与约37°C之间的温度，并且处于约200毫升/分与约5升/分之间的体积；及在把灌注流体泵送到心脏的同时，监视来自电极的电信号，以保存活体外心脏。
[0045]根据另外的方面，本发明致力于一种运输活体外心脏的方法，该方法包括步骤:把用于移植的心脏放置在便携式器官护理系统的保护腔室中；把灌注流体经心脏的主动脉泵送到心脏中；提供经由心脏的右心室远离心脏的灌注流体的流动；及在把灌注流体经主动脉泵送到心脏中和提供经由右心室远离心脏的灌注流体的流动的同时，把在便携式器官护理系统中的心脏从供体地点运输到受体地点。
[0046]根据另外方面，本发明致力于一种评估用于移植的心脏的方法，该方法包括步骤:把心脏放置在便携式器官护理系统的保护腔室中；把灌注流体经心脏的左心室泵送到心脏中；提供灌注流体经心脏的右心室远离心脏的流动；在把灌注流体经左心室泵送到心脏中和提供灌注流体经右心室远离心脏的流动的同时，经由便携式器官护理系统把心脏从供体地点运输到受体地点； 在把心脏移植到受体中之前，操作在保护腔室外的流动控制，以改变灌注流体的流动，从而灌注流体经心脏的左心房泵送到心脏中，并且经心脏的右心室和左心室流出心脏；及进行心脏的评估。在某些实施例中，本评估包括在灌注流体正在泵送的同时对心脏进行HLA实验。
[0047]在另一个方面，本发明致力于一种对心脏提供治疗的方法。该方法包括步骤:把心脏放置在便携式器官护理系统的保护腔室中；把灌注流体经心脏的左心室泵送到心脏中；提供灌注流体经心脏的右心室远离心脏的流动；操作在保护腔室外的流动控制，以改变灌注流体的流动，从而灌注流体经心脏的左心房泵送到心脏中，并且经心脏的右心室和左心室流出心脏；及管理对于心脏的治疗处置。该治疗可以包括例如管理对于心脏的免疫抑制治疗、化学治疗、基因治疗及辐射治疗的一种或多种。
[0048]根据另一个方面，本发明致力于一种移植心脏的方法。该方法包括:停止供给者的心脏的博动；从供体移出心脏；把心脏转移到器官护理系统；及在从供体移出心脏之后小于30分钟内把灌注流体泵送到心脏(从而减小心脏的移出低温局部缺血时间)，灌注流体处于在约32°C与约37°C之间的温度。在某些实施例中，在把心脏转移到器官护理系统之后小于10分钟内，使得心脏达到约35°C与约37°C之间的温度。
[0049]下面关于本发明的说明性实施例，进一步详细地描述本发明的这些和其它特征和优点。
【专利附图】

【附图说明】
[0050]如下附图描绘本发明的说明性实施例，其中相同附图标记表示相同元件。这些描绘的实施例可能不按比例画出，并且要理解成说明本发明，而不是限制本发明的范围，本发明的范围代之以由附属权利要求限定。
[0051]图1是根据本发明的说明性实施例的便携式器官护理系统的示意图。
[0052]图2是描绘采集心脏的图。
[0053]图3是概念图，描绘根据本发明的说明性实施例在正常流动模式配置中与图1的器官护理系统互相连接的图2的采集心脏。
[0054]图4是概念图，描绘根据本发明的说明性实施例在退行流动模式配置中与图1的器官护理系统互相连接的图2的采集心脏。
[0055]图5A-5F表示根据本发明说明性实施例在图1的器官护理系统中采用的类型的器官腔室组件的各种视图。
[0056]图6A-6F表示根据本发明说明性实施例在图1的器官护理系统中采用的类型的灌注加热器组件的各种视图。
[0057]图7表示在图6A-6F的加热器组件中采用类型的示例性电阻加热器元件的更详细视图。
[0058]图8A- 8C表示根据本发明的说明性实施例的灌注流体泵接口组件的各种视图。
[0059]图9表示在图1中描绘的类型的灌注流体泵组件的泵驱动器侧连同用来安装有灌注流体泵接口组件的支架的立体图。
[0060]图10表示与图9的灌注流体泵组件的泵驱动器侧配合的图8A-8C的灌注流体泵接口组件的侧视图。
[0061]图11描绘用来控制图1的器官护理系统的操作的说明性控制方案的方块图。
[0062]图12是与图1的说明性器官护理系统一起可以采用的类型的示例性数据采集子系统的方块图。
[0063]图13是在图1的说明性器官护理系统中用于保持灌注流体温度可以采用的类型的示例性加热控制子系统的方块图。
[0064]图14是在图1的说明性器官护理系统中可以采用的类型的示例性电力管理子系统的方块图。
[0065]图15是在图1的说明性器官护理系统中用于控制灌注流体泵组件的操作可以采用的类型的示例性泵送控制子系统的方块图。
[0066]图16是描绘r-波的曲线图，根据本发明说明性实施例，图15的泵送控制子系统与该r-波同步。
[0067]图17A-17J描绘根据本发明说明性实施例可以与操作人员接口一起采用的类型的示例性显示屏幕。
[0068]图18A和18B表示根据本发明说明性实施例的图1系统的示例性实施。
[0069]图19A-19C表示根据本发明说明性实施例的图18A和18B的系统使其顶部去除和前面板打开的各种视图。
[0070]图20A是根据本发明说明性实施例的使其顶部除去、前面板打开及单次使用一次性模块除去的图18A和18B的系统的前视立体图。
[0071]图20B是在图20A的多次使用模块的盆(basin)中形成的、用来与在单次使用一次性模块中的对应突起相啮合的槽的侧视图。
[0072]图21A表示用来把在图20A的多次使用模块内的单次使用一次性模块接收和锁定到位的安装支架。
[0073] 图21B和21C表示根据本发明说明性实施例的使用图21A的安装支架的单次使用一次性模块到多次使用模块中的安装。
[0074]图22A-22C表示在图21B和21C的安装期间用来自动地进行在单使用一次性模块与多次使用模块之间的光电互相连接的示例性机构。
[0075]图23A-23C表示根据本发明说明性实施例的使所有外部壁都除去的图18A和18B的系统的各种视图。
[0076]图23D是概念图，表示根据本发明说明性实施例在图23A-23C的电路板之间的互相连接。
[0077]图24A-24E表示根据本发明的说明性实施例的单次使用一次性模块的各种俯视立体图。
[0078]图25A-25C表示图24A-24D的说明性单次使用一次性模块的各种仰视立体图。
[0079]图26A和26B描绘根据本发明说明性实施例的流动模式选择器阀的操作。
[0080]图27A和27B表示使得说明性器官腔室的顶部去除的图19A-19C的单次使用一次性模块的各种俯视图。
[0081]图28A-28C表示在图19A-19C的说明性单次使用一次性模块中采用的类型的示例性血细胞比容器和氧气饱和传感器的各种视图。
[0082]图29A是流程图，描绘根据本发明说明性实施例的从供体除去心脏和把它放置在图1的器官护理系统中的供体侧过程。
[0083]图29B是描绘根据本发明说明性实施例具有缝合和插管部位的采集心脏的图。
[0084]图30是流程图，描绘根据本发明说明性实施例的从图1的器官护理系统除去器官和把它移植到受体中的受体侧过程。
[0085]图31描绘线图，表明根据本发明实施例的在向前模式中在进行灌注中的器官的电解质稳定性。
[0086]图32描绘线图，表明根据本发明另一个实施例的在退行模式中在进行灌注中的器官的电解质稳定性。
[0087]图33描绘线图，表明根据本发明实施例在进行灌注中的器官的动脉血气体分布。【具体实施方式】
[0088]如上在概述中描述的那样，本发明一般提供对于活体外器官护理的改进手段。更具体地说，在各个实施例中，本文明致力于涉及在活体外便携式环境中保持器官的改进系统、方法及装置。根据一个改进，本发明的器官保存系统保持心脏在或接近正常生理条件下博动。为此，系统在或接近生理温度、压力及流量下把氧化营养丰富灌注流体循环到心脏。根据一个实施，系统采用更准确地模仿正常生理条件的灌注流体溶液。在一个实施例中，灌注流体是基于血液产品的。在可选择实施例中，溶液是基于合成血液替代物的。在其它实施例中，溶液可以包含与血液替代产品组合的血液产品。
[0089]根据各个说明性实施例，本发明的改进能够使诸如心脏之类的器官在活体外保持延长的时期，例如，超过34、5、6、8、10、12、14、16、18、20、22、24或更多小时。这样的延长活体外保持时间扩展对于供体器官的受体的人数，使得在供体与受体之间的地理距离较不重要。本发明的延长活体外保持时间也提供对于在供体器官与器官受体之间的更好遗传和HLA匹配所需要的时间，增大有利结果的可能性。在接近生理功能条件下保持器官的能力也使临床医师能够在活体外评估器官的功能，进一步增大移植成功的可能性。在某些情形下，延长的保持时间能够使医护人员对具有微小缺陷的供体器官进行修复。根据另一个优点，本发明的增加活体外器官保持时间能够使器官从病人除去，在活体外分离地治疗，及然后放回到病人的身体中。这样的治疗可以而不是限制地包括外科治疗；化学、生物、基因及/或福射治疗。
[0090]本发明的说明性系统、方法及装置按如下顺序描述。第一，描述说明性器官护理系统100的元件。第二，讨论系统100的说明性操作。第三，进一步详细地描述系统100的元件的子集。第四，讨论用于系统100的说明性控制系统和方法。第五，描述说明性用户接口。第六，与示例性实施例相关地进一步详细地讨论系统100的机械特征。第七，描述在器官采集、运输及移植过程期间用来采用系统100的示例性方法。第八，介绍适于和系统100 —起使用的说明性灌注、营养及保存溶液。
[0091]转到说明性实施例，图1描绘根据本发明说明性实施例的一种便携式器官护理系统100的示意图。图2表示心脏102的概念图，该心脏102可以利用本发明的器官护理系统100在活体外保存/保持。参照图1和2，说明性系统100包括:器官腔室组件104，用来在活体外保持期间容纳心脏102 ;储箱160，用来保持、消除泡沫及过滤灌注流体108 ;用来把灌注流体108加载到储箱160中的入口 774、和用来对于在储箱160中容纳的灌注流体108施加治疗剂的入口 762 ;灌注流体泵106，用来泵送/循环到采集心脏102和来自其的灌注流体108 ;加热器组件110，用来把灌注流体108的温度保持在或接近生理温度处；流动模式选择器阀112，用来在正常与主动脉退行流动模式(也分别称作“正常流动模式”和“退行流动模式”)之间切换；氧合器114，用来在灌注流体108由心脏102排出以后再氧化它；营养子系统115,用来在营养素116由心脏102代谢时补充营养素116,并且用来向灌注流体提供另外的保存剂118，以减小对于心脏102的例如局部缺血和/或其它重新灌注相关损伤。说明性系统100也包括多个传感器，该传感器非限制性地包括:温度传感器120、122及124 ;压力传感器126、128、130及132 ;灌注流量传感器134、136及138 ;灌注流体氧合传感器140 ;及传感器电极142和144、及除颤源143。系统100还包括:各种元件，用来保持到和来自心脏102的适当流动条件；操作人员接口 146，用来帮助操作人员监视系统100的操作、和/或心脏102的情况，并且用来使操作人员能够选择各种操作参数；电力子系统148，用来把故障容许电力提供到系统100 ;及控制器150，用来控制器官护理系统100的操作。
[0092]也参照图3和4，根据说明性实施例，系统100可把心脏102保持在两种操作模式中-在图3中表示的正常流动模式、和在图4中表示的退行流动模式。一般地，在图3中的正常流动模式中，系统100以与血液在人体中循环的相同方式把灌注流体108循环到心脏102。更具体地说，参照图1-3，灌注流体108经肺静脉168进入心脏102的左心房152。灌注流体108经肺动脉164从右心室154流出，和经主动脉158从左心室156流出。在正常流动模式中，系统100以在约I升/分与约5升/分之间的接近生理速率把灌注流体泵送到心脏102。这种模式例如对于在运输到供体位置之前和以后进行功能测试以确认心脏102没有缺陷是有用的。
[0093]可选择地，在图4中表示的退行流动模式中，系统100使灌注流体108经主动脉158流入心脏102，流过心脏的冠状窦155和其它冠状血管系统，及经肺动脉164流出心脏102的右心室154。如下面关于图24A和24B进一步详细讨论的那样，系统100也通过细流阀768把细流流动769提供到左心房152。细流流动以足以湿润左心房152和左心室156的量提供。在一定用途中，细流流量小于约5毫升/分，小于约I毫升/分，或小于约0.1毫升/分。在这种操作模式中，系统100把灌注流体108的流量减小到在约300毫升/分与约I升/分之间。本发明人已经发现，图4的退行流动路径与减小流量一道，在活体外保持的延长时段期间减小对心脏102的损害。因而，根据本发明的一个特征，心脏102在退行流动模式中运输到供体地点。
[0094]已经简要地描述了正常和退行流动模式，其次将可操作地进一步详细描述系统100。再次参照图1-4，在一个实践中，心脏102从供体采集，并且插管到器官腔室组件104中。灌注流体108通过经入口 774加载到储箱160中、和可选择地经入口 762用治疗剂处置而在系统100内准备待用。泵106把加载灌注流体108从储箱160泵送到加热器组件110。加热器组件110把灌注流体108加热到或接近正常生理温度。根据一个实施例，加热器组件110把灌注流体加热到在约32°C与约37°C之间。加热器组件110具有内部流动通道，该内部流动通道具有近似等于流体导管的内部横截面面积的横截面过流面积，该流体导管把灌注流体108携带到加热器组件110和/或从其携带走，从而使流体流动的干扰最小。从加热器组件110，灌注流体108流到流动模式选择器阀112。
[0095]最初，流动模式选择器阀112定位在退行流动模式中，以把灌注流体108从加热器组件110经第一接口 162导向到器官腔室组件104中。也称作主动脉接口或左心室接口，接口 162包括经位于器官腔室组件104上的孔径228b到左心室的血管组织的插管(如图5A-5B中所示)。当心脏102温暖时，它开始博动，这使心脏102把灌注流体108泵送通过冠状血管系统155，并且通过右心室154经第二接口 166泵送出心脏102。也称作肺动脉接口或右心室接口的第二接口 166，包括经位于器官腔室组件104上的孔径228c到右心室的血管组织的插管(如图5A- 5B中所示)。如上所述，在退行流动模式中，流体除较灌注流体的小细流769之外，流体不主动地泵送入或泵送出心脏的左侧，该小细流灌注流体被输送以湿润左心房152和左心室156，如下面参照图24A-24E描述的那样。
[0096]响应放置在正常模式位置中的流动模式选择器阀112，它把灌注流体108经第三接口 170导向到心脏102的左心房152中。也称作肺静脉接口或左心房接口的第三接口170，包括经位于器官腔室组件104上的孔径228a到左心房152的血管组织的插管(如图5A-5B中所示)。心脏102然后通过左心室156经主动脉接口 162、和通过右心室154经肺动脉接口 166排出灌注流体108。
[0097]接口 162、166及170的每一个通过把血管组织(例如，主动脉短管)拉到接口端部上、然后试图或另外把组织固定到接口上，可以插管到心脏102。血管组织优选地是在心脏102被切除并且从供体移出之后保持连接到心脏102上的血管的短段(例如，主动脉短管158)。例如，主动脉接口 162插管到通过切开从冠状窦155在下游位置中的主动脉158已经形成的切开主动脉158的小段上。在一定用途中，短血管段长度可以是约5至约10英寸，或更长。段也可以比约5英寸短。段的长度可以是约2至4英寸，或约I至约2英寸；在其它用途中，段可以小于约I / 2英寸，或者小于约I / 4英寸。
[0098]可选择地，插管通过把接口直接附加到适用心房或心室上可以发生，如在其中心脏102通过切断整个血管组织而不留下连接到心脏102上的血管的任何短管部分准备好移出的用途中优选的那样。例如，左心房152插管可通过把接口 170直接插入到左心房152中并且把接口 170夹持到位而形成，而不需要系到任何肺静脉168组织上。
[0099]继续参照图1，在两种流动模式中，灌注流体108从肺动脉接口 166流入氧合器114中。氧合器114从外部或机上源通过气体调节器174和气体流动腔室176、或允许气体流量的精确控制的任何其它气体控制装置来接收气体，该气体调节器174和气体流动腔室176能是控制气体流动的脉冲宽度调制电磁阀。气体压力表178提供气体源172多满的可见指示。换能器132把类似信息提供给控制器150。控制器150可依据例如在传感器140处测量的灌注流体氧含量来自动地调节到氧合器114中的气体流量。根据各个说明性实施例，氧合器114是标准隔膜氧合器,如由Dideco-Sorin Biomdecal的分部制造的Liliput2、或由Medtronic，Inc制造的MINIMAX PLUS?。在说明性实施例中，气体包括氧气和二氧化碳混合物。这样一种混合物的示例性组分包含约85%的O2、约1%的CO2，其余是N2。在重新氧合以后，氧合器114把灌注流体108返回到储箱160。根据说明性实施例，传感器140当在多波长下应用以提供氧气饱和的基于光学的测量时，测量由灌注流体108吸收或反射的光量。由于灌注流体108在一定实施例中是基于血液产品的，所以它可以包含红细胞(即，氧携带细胞)。因此，传感器140也提供指示灌注流体108的血细胞比容测量的信号145。在可选择实施例中，灌注流体108由合成血液替代物形成，而在其它实施例中，灌注流体108可以包含与血液替代产品组合的血液产品。
[0100]而且，在两种流动模式中，当灌注流体108溶液流过系统100时、和在某些实施例中，在它在储箱160中的同时，包括保养溶液116/118的源和注射泵182的营养子系统115，向灌注流体108注入具有诸如葡萄糖之类的营养素116。保养溶液116 / 118也包括治疗剂和/或保存剂118的源，用来减小对于心脏102的局部缺血和/或其它重新灌注相关损伤。
[0101]下面参照图24A-26B进一步详细地描述正常和退行流动模式。
[0102]根据说明性实施例，在把器官引入到器官腔室组件104中之前准备系统100。在准备期间，准备溶液(下面描述)插入到器官腔室160中，并且泵送通过系统100。在一种典型用途中，在约5与约20分钟的之间的时段内进行准备。在器官腔室组件104中的插管接口 162、166及170被旁路以能够在不存在供体心脏102的情况下实现灌注流体108通过系统100的正常模式流动。血液(或合成血液替代物)然后加载到储箱160中。血液可以是在心脏102的采集期间从供体抽出的、或从分类和交叉匹配库存血液得到的血液。系统100然后使血液(或血液替代物)循环通过系统100，以加热、氧合及过滤它。营养素、保存剂和/或其它治疗剂经营养子系统115的注射泵182提供。在准备期间，各种参数也可以初始化，并且经操作人员接口 146校准。一旦系统100正在适当地运行，泵速率就可减小或带到零，并且心脏102可插管到器官腔室组件104中。泵速率然后增大。下面参照图29A的流程图进一步详细地描述系统100的准备。
[0103]如图1中所示，系统100也包括多个顺应腔室184、186及188。顺应腔室184、186及188基本上是具有柔性、弹性壁的小型列式流体蓄能器，设计成通过帮助系统更准确地模仿在人体中的血液流动，例如通过提供流动回压和/或通过过滤/减小由例如流量变化和/或泵106的泵送造成的流体压力尖峰，来仿真人体的血管顺应性。根据说明性实施例，顺应腔室184布置在模式阀112的输出112a与储箱160之间，并且在正常流动模式期间与可调节夹具190组合地操作，以把回压提供给主动脉158而使灌注流体流入冠状窦155而进给心脏102。在说明性实施例中，提供给主动脉158的流体回压在约55mmHg与约85mmHg之间，这在平均主动脉血液压力的可接受的接近生理范围内(它典型地在约80mmHg与约IOOmmHg之间)。到主动脉158的回压帮助系统100仿真正常生理条件。顺应腔室186布置在模式阀112的输出112b与器官腔室组件104的肺静脉插管接口 170之间。顺应腔室186的主要功能是把回压提供给左心房152和平滑由灌注流体泵106的泵送作用引起的压力/流动尖峰，这把血液输送到心脏而不引起实质的流体压力尖峰。在说明性实施例中，提供到左心房152的流体回压在约OmmHg与约14mmHg之间，这与在正常生理条件下的左心房压力近似相同。顺应腔室188布置在单向阀310的输出与加热器110的进口 IIOa之间。顺应腔室188的主要功能也是平滑由灌注流体泵106的泵送作用引起的压力/流动尖峰和把流体回压提供到肺动脉164。在说明性实施例中，提供到肺动脉164的流体回压在约OmmHg与约25mmHg之间,这在平均主动脉血液压力的可接受的接近生理范围内(在约OmmHg与约12mmHg 之间)。
[0104]顺应腔室184、186及188通过其尺寸和形状及在其设计中使用的材料提供上述好处。腔室184、186及188定尺寸成包含约20毫升至100毫升的流体108，并且它们以椭圆形构造成形，以允许它们接收流体108和膨胀而缓冲压力尖峰，并且把回压提供到心脏102。在一定用途中，用于腔室184、186及188的材料包括至少一个柔性隔膜，该柔性隔膜选择成腔室具有约10 (较柔软)至约60 (较不柔软)的Shore A durametric硬度(ASTMD224000)，对于一定优选实施例具有在约30(+ / -约8)与约50(+ / -约8)之间的硬度。在说明性实施例中，顺应腔室184具有约50(+ / -约8)的Shore A硬度，并且顺应腔室186具有约30(+ / -约8)的 Shore A硬度。在说明性实施例中，顺应腔室188具有双层构造，其内腔室具有约50(+ / -约8)的Shore A硬度，并且外套具有约30 (+ / -约8)的Shore A硬度。可选择地，内腔室可具有较低硬度(例如，约30，+ / -约8)，并且外套可具有较高硬度(例如约50，+ / -约8)。
[0105]已经提供了系统100的操作概述，接下来更详细地描述器官腔室组件104、灌注加热器组件110、及用来与泵106接口的泵头接口组件192。图5A-5F描绘图1的说明性器官腔室组件104的各种视图。如在图5A-5D中最清楚地表示的那样，器官腔室组件104包括壳体194、外盖196及中间盖198。壳体包括底部194e和一个或多个壁194a_194d，用来容纳心脏102。中间盖198覆盖到壳体194的开口 200，用来将心脏102充分封装在壳体194内。如在图5E和5F中最清楚地表示的那样，中间盖198包括框架198a、和在框架198a内悬挂的柔性隔膜198b。柔性隔膜198b优选地是透明的，但可以是不透明的、半透明的、或大体透明的。根据一个特征，柔性隔膜包括充分盈余的隔膜材料，以接触在壳体195内盛放的心脏102。这个特征能够使医护人员能够直接通过隔膜198b来触摸或检查心脏102、或通过隔膜198b向心脏102应用超声波探针，同时保持壳体195的无茵。隔膜198b可以例如由任何适当的柔性聚合塑料制成，例如由聚氨酯制成。隔膜198b也可以具有集成导电垫片/触点199a和199b，通过该集成导电垫片/触点199a和199b，经诸如电极142和144之类的电极可以检测心脏的电气活动，并且/或者通过其可以输送除颤或定速信号，如下面更充分地描述的那样。可选择地，触点199a和199b可以是包括电极142和144的功能性的全部或部分的电极。如图5C中所示，外盖196在中间盖198上方独立于中间盖198地打开和关闭。优选地，外盖196是刚性的，足以间接或直接地保护心脏102免于物理接触。外盖196和腔室194也可以由任何适当的柔性聚合塑料制成，例如由聚碳酸酯制成。
[0106]根据一个实施，壳体194包括两个铰链部分202a和202b，并且中间盖框架198a分别包括两个对应配对铰链部分204a和204b。在壳体194上的铰链部分202a和202b与在中间盖框架198a上的铰链部分204a和204b相互配合，以使中间盖198相对于壳体194的开口 200能够打开和关闭。如在图和5F中最清楚地表示的那样，器官腔室组件104也包括用来关紧在开口 200上方关闭的中间盖198的两个锁闩206a和206b。如图5E和5F中所示，锁闩206a和206b可转动地分别卡合到在壳体194的壁194c上的锁闩铰链部分208a和208b上。如在图5A和5E中最清楚地表示的那样，中间盖框架198a也包括铰链部分210。铰链部分210与在外盖196上的配对铰链部分212可转动地卡合，以使外盖196能够打开而不打开中间盖198。如在图5B、?及5F中最好表示的那样，外盖196也包括用来使锁闩206a和206b能够夹紧在中间盖框架198a的边缘216上的两个切口 214a和214b。如图5B、?及5F中所示，器官腔室组件104也包括锁闩218，该锁闩218可转动地卡合到在壳体194的壁194c上的铰链部分220上。在操作中，锁闩218啮合在外盖196的边缘225上的接片221，以确保外盖196在中间盖198上关闭。[0107]如在图5E和5F中最清楚地表示的那样，中间盖也包括两个衬垫198c和198d。衬垫198d配合在中间盖框架198a的周缘与外盖196的周缘之间，以当外盖196关闭时在中间盖198与外盖196之间形成流体密封。衬垫198c配合在壳体194的外边沿194f与中间盖框架198a之间，以当中间盖198关闭时在中间盖198与壳体194的周缘194f之间形成流体密封。
[0108]可选择地，器官腔室组件104包括定尺寸和成形为配合在壳体194的内底部表面194g上的垫片222或袋囊组件。优选地，垫片222由弹性足以在运输期间缓冲心脏102免于机械震动和冲击的材料形成，例如由闭孔泡沫形成。根据一个特征，垫片222包括用来可调节地定位一对电极如图1的电极142和144，的机构。根据说明性实施例，机构包括两个贯通孔径224a和224b，用来通过从垫片222的下侧到在垫片的心脏接触表面上的对应电极142和144的电气引线。使电气引线穿过垫片222到电极142和144，使电极142和144能够可调节地定位在垫片222内，以容纳各种尺寸的心脏。在其它实施例中，机构可以而非限制地包括一个或多个不同取向的槽沟、凹槽、突起、贯通孔径、部分贯通孔径、钩、小孔、粘性补片等。在一定实施例中，垫片222可以配置有允许电极插入在垫片222内的一种或多种套状结构，因而提供定位在电极与心脏102之间的垫片222的隔膜状表面。
[0109]在某些说明性实施例中，垫片222构造成垫片组件，使组件包括可调节地布置在垫片222上或其中的一个或多个电极，如电极142和144。根据一个优点，本发明的垫片/电极构造便利电极与放置在垫片222上的心脏102之间的接触，而不用把电极临时或永久地缝合或以另外方式机械连接到心脏102上。心脏102自身的重量也有助于在运输期间稳定电极。根据说明性实施例，电极142和144包括用来监视来自心脏的一个或多个电信号的一个或多个传感器、和/或用来把电信号提供给心脏的除颤器。如图1和5C中所示，器官腔室组件104包括电气接口连接235a-235b，该电气接口连接235a_235b分别安装到在壳体194的壁194b中的孔径234a-234b中。提供盖226，用来保护当不使用时的电气接口连接 235a-235b。
[0110]如下面参照图15进一步详细描述的那样，接口连接235a和235b把电信号，如ECG信号，从电极142和144耦合出壳体194例如到控制器194和/或操作人员接口 146上。如下面参照图22A进一步详细描述的那样，接口连接235a和235b也可以联接到除颤源上，该除颤源或者由外部仪器提供或者通过在系统100内的电路提供，并且把除颤或定速信号143通过电极142和144发送到心脏102。
[0111]如在图5E和5F中最清楚地表示的那样，器官腔室组件104包括安装在接口孔径232中的可重新密封隔膜接口 230。接口 230包括框架230a、和安装在框架230a中的可重新密封聚合物隔膜230b。隔膜230b可以由硅酮或任何其它适当聚合物制成。在操作中，接口 230用来把定速引线在必要时提供到心脏102，而不必打开腔室盖196和198。隔膜230b绕定速引线密封，以保持心脏102周围的封闭环境。隔膜230b也响应除去定速引线而重新密封。
[0112]如图5A和5B中所示，器官腔室组件104包括用来接收以上参照图1_4、和下面参照图24A-28C描述的主动脉接口 162、肺动脉接口 166及肺静脉接口 170的孔径228a_228c。如图中所示，器官腔室组件104也包括用来把灌注流体108排放出壳体194回到储箱160中的排放管201、和用来把器官腔室组件104安装到单次使用模块上的安装容器203A-203d (表示在图19A的634处)。
[0113]图6A-6F描绘图1的灌注流体加热器组件110的各种视图。如图6A和6B中所示，加热器组件Iio包括具有进口 IlOa和出口 IlOb的壳体234。如在图6D的纵向剖视图中和图6E的横向剖视图中所示，加热器组件110包括在进口 IlOa与出口 IlOb之间延伸的流动通道240。加热器组 件110可以概念化成具有上部236和下部238对称半部。因而，只有上半部表示在图6F中的分解视图中。
[0114]现在参照图6D-6F，流动通道240形成在第一 242与第二 244流动通道板之间。进口 IlOa使灌注流体流入流动通道240，并且出口 IlOb使灌注流体流出加热器110。第一242和第二 244流动通道板实质具有生物惰性灌注流体108接触表面(它们在一定实施例中可以容纳血液产品)，用来提供与流过通道240的灌注流体的直接接触。灌注流体接触表面可以例如由对于板的处理或涂敷而形成，或者可以是板表面本身。加热器组件110分别包括第一和第二电加热器246和248。第一加热器246布置成与第一加热器板250邻近，并且把热量耦合到其上。第一加热器板250又把热量耦合到第一流动通道板242上。类似地，第二加热器248布置成与第二加热器板252邻近，并且把热量耦合到其上。第二加热器板252又把热量耦合到第二流动通道板244上。根据说明性实施例，第一 250和第二 252加热器板由分别从第一 246和第二 248电加热器比较均匀地传导和分布热量的材料形成，如由铝形成。加热器板250和252的均匀热量分布使流动通道板能够由诸如钛之类的生物惰性材料形成，减小关于其热量分布特性的担心。
[0115]具体地参照图6E和6F，加热器组件110也包括用来对于壳体234流体密封相应流动通道板242和244的O形圈254和256，以形成流动通道240。
[0116]加热器组件110还包括第一组件支架258和260。组件支架258安装在在电加热器246的周缘上方的加热器组件110的顶部侧236上，以把加热器246、加热器板250及流动通道板242夹持在组件支架258与壳体234之间。螺栓262a_262j穿过在支架258、电加热器246、加热器板250及流动通道板242中的对应通孔配合，并且拧到对应螺母264a_264j中以把所有这些元件附加到壳体234上。组件支架260以类似方式安装在加热器组件110的底部侧238上，以把加热器248、加热器板252及流动通道板244附加到壳体234上。弹性垫片268配合在支架258的周缘内。类似地，弹性垫片270配合在支架260的周缘内。支架272配合在垫片268上。螺栓278a-278f分别穿过配合在支架272中的孔276a_276f中，并且拧到螺母280a-280f中，以将弹性垫片268压紧紧靠加热器246而提供到加热器板250的更高效热量传递。弹性垫片270以类似方式由支架274压紧紧靠加热器248。
[0117]如关于图1提到的、和也在图6A中表示的那样，说明性加热器组件110包括温度传感器120和122、及双传感器124。例如，在实践中的双传感器124包括用来提供故障容许的双热敏电阻传感器，测量离开加热器组件110的灌注流体108的温度，及把这些温度提供给控制器150。如下面关于图13的加热子系统149进一步详细描述的那样，来自传感器120,122及124的信号可以在反馈环路中用来控制到第一 246和/或第二 248加热器的驱动信号，以控制加热器256和248的温度。另外，为了保证加热器板250和252、和因此加热器板250和252的血液接触表面242和244不达到可能损害灌注流体的温度，说明性加热器组件110也包括用来分别用于监视加热器246和248的温度、和把这些温度提供给控制器150的温度传感器/引线导线120和122。在实践中，附加到传感器/引线导线120和122上的传感器是基于RTD(电阻温度装置)的。也如关于图13进一步详细讨论的那样，来自附加到传感器/引线导线120和122上的传感器的信号可以在反馈环路中使用，来进一步控制到第一 246和/或第二 248加热器的驱动信号，以限制加热器板250和252的最大温度。作为故障保护，有用于加热器246和248的每一个的多个传感器，从而如果一个失效，则系统可继续利用在另一个传感器处的温度操作。
[0118]如下面关于图13进一步详细描述的那样，加热器组件110的加热器246把驱动信号281a和281b (集体地281)从控制器150接收到对应驱动引线282a上。类似地，加热器248把驱动信号283a和283b (总称283)从控制器150接收到驱动引线282b上。驱动信号281和283控制到相应加热器246和248的电流，并因而控制由各个加热器246和248产生的热量。更具体地说，如图7中所示，驱动引线282a包括跨过加热器246的电阻性元件286连接的高和低对。通过电阻性元件286提供的电流越大，电阻性元件286变得越热。加热器248以相同方式关于驱动引线282b操作。根据说明性实施例，元件286具有约5欧姆的电阻。然而，在其它说明性实施例中，元件可以具有在约3欧姆与约10欧姆之间的电阻。如关于图11和13更详细讨论的那样，加热器246和248可以由处理器150独立地控制。
[0119]根据说明性实施例，加热器组件110壳体元件由模制塑料形成，例如由聚碳酸酯形成，并且重量小于约I磅。更具体地说，壳体234和支架258、260、272及274都由模制塑料形成，例如由聚碳酸酯形成。根据另一个特征，加热器组件是单次使用一次性组件。
[0120]在操作中，说明性加热器组件110使用在约I瓦特与约200瓦特之间的功率，并且定尺寸和成形为，在小于约30分钟、小于约25分钟、小于约20分钟、小于约15分钟或甚至小于约10分钟内，把以在约300毫升/分与约5升/分之间的速率流过通道240的灌注流体从小于约30°C的温度转变到至少约37°C的温度，而基本上不引起血细胞溶血、或变性蛋白质或另外损坏灌注流体的任何血液产品部分的情况。
[0121] 根据一个特征，加热器组件110包括壳体元件，如壳体234和支架258、260、272及274，它们由聚碳酸酯形成并且重量小于约5磅。在其它实施例中，加热器组件的重量可以小于约4磅、小于约3磅、小于约2磅、或甚至小于约I磅。在说明性实施例中，加热器组件110具有约6.6英寸的长度288，不包括进口 IIOa和出口 IlOb端口，及约2.7英寸的宽度。加热器组件110具有约2.6英寸的高度292。加热器组件110的流动通道240具有约1.5英寸的标称宽度296、约3.5英寸的标称长度294、及约0.070英寸的标称高度298。高度298和宽度296选择成，当灌注流体108通过通道240时提供它的均匀加热。高度298和宽度296也选择成，在通道240内提供与把灌注流体108携带到加热器组件110中和/或从其携带出的流体导管的内部横截面面积近似相等的横截面面积。在一种构造中，高度298和宽度296选择成，在通道240内提供与进口流体导管792(下面参照图25C表示)的内部横截面面积近似相等和/或与出口流体导管794 (下面参照图24E表示)的内部横截面面积大体相等的横截面面积。
[0122]突起257a_257d和259a_259d包括在加热器组件110中，并且用来接收用来把加热器组件粘结到多使用单元650 (在图20A中参考)上的热激活粘合剂。
[0123]图8A-8C表示根据本发明说明性实施例的泵接口组件300的各种视图。图9表示图1的灌注流体泵组件106的泵驱动器端部的立体图，并且图10表示根据本发明说明性实施例与灌注流体泵组件106的泵驱动器端部相配对的泵接口组件300。参照图8A-10，泵接口组件300包括壳体302，该壳体302具有外侧304和内侧306。泵接口组件300包括进口308和出口 310。如在图8B的仰视图和图8C的分解视图中最清楚地表示的那样，泵接口组件300也包括内312和外3140形圈密封件、两个可变形隔膜316和318、环形支架320、及配合在O形圈314与支架320之间的半环319a和319b。半环319a和319b可以由泡沫、塑料、或其它适当材料制成。
[0124]内O形圈312配合在沿内侧306的周缘的环形轨道中。第一可变形隔膜316在内O形圈312上方安装，与壳体302的内侧306流体紧密地相互连接，以在第一可变形隔膜316的内侧与壳体302的内侧306之间形成腔室。第二可变形隔膜318配合在第一可变形隔膜316的顶部上，以在第一可变形隔膜316裂开或撕裂的情况下提供故障容许。说明性地，可变形隔膜316和318由薄聚氨酯膜(约0.002英寸厚)形成。然而，可以采用任何适当厚度的任何适当材料。参照图8A和8B，支架320安装在第二可变形隔膜318和环319a和319b上方，并且沿内侧306的周缘附加到壳体302上。螺纹紧固件322a_322i经由在支架320中的相应螺纹孔径324a-324i把支架320附加到壳体302上。如图8B中所示，外O形圈314配合在支架320中的环形沟槽中，用来提供与泵组件106的流体紧密密封。在把O形圈314插入在支架320中的环形沟槽中之前,半环319a和319b放置在沟槽中。O形圈314然后在支架320中的环形沟槽中压缩和定位。在定位在环形沟槽内之后，O形圈314在沟槽内膨胀，以把本身和半环319a和319b固定到位。
[0125]泵接口组件300也包括从其外侧304突出的热熔点321a_321c。如下面参照图21A-21C和24A-24C进一步详细描述的那样，点321a_321c接收热粘结剂，以把泵接口组件300热熔粘结到单次使用一次性模块底盘635的C形支架656上。
[0126]如图8C中所示，流体出口 310包括出口壳体310a、出口配件310b、流动调节器球310c及出口端口 310d。球310c定尺寸成配合在出口端口 310d内，但不穿过出口 310的内孔径326。配件310b粘结到出口端口 310d上(例如，经环氧树脂或其它粘合剂)，以在内孔径326与配件310b之间捕捉球310c。出口壳体310a类似地粘结到配件310b上。
[0127]在操作中，泵接口组件300对准以从灌注流体泵组件106的泵驱动器334接收泵送力，并且把泵送力转移到灌注流体108，由此使灌注流体108循环到器官腔室组件104。根据说明性实施例，灌注流体泵组件106包括具有驱动器334 (下面关于图9进一步详细地描述)的脉动泵，该驱动器334接触隔膜318。流体进口 308例如从储箱160抽吸灌注流体108，并且响应在远离可变形隔膜316和318的方向上运动的、因而使隔膜316和318在相同方向上变形的泵驱动器，把流体提供到在内隔膜316与壳体302的内侧306之间形成的腔室中。当泵驱动器远离可变形隔膜316和318运动时，在储箱160内的流体108的压力头使灌注流体108从储箱160流入泵组件106中。在这方面，泵组件106、进口阀191及储箱160定向成把灌注流体108的重力进给提供到泵组件106中。同时，流动调节器球310c抽入到孔径326中，以防止灌注流体108也通过出口 310抽取到腔室中。应该注意，出口阀310和进口阀191在说明性实施例中是单向阀，但在可选择实施例中，阀310和/或191是双向阀。响应在向可变形隔膜316和318运动的泵驱动器334，流动调节器球310c向配件310b运动以打开内孔径326，这使出口 310能够把灌注流体108排出在壳体302的内侧306与可变形隔膜316的内侧之间形成的腔室。在图1中的储箱160与进口 308之间表示的分离单向阀191停止任何灌注流体排出进口 308和流回到储箱160中。
[0128]如下面关于图18A-27B进一步详细讨论的那样，在一定实施例中，器官护理系统100机械地划分成一次性单次使用单元(表示在19A-19C和24A-25C中的634处)和非一次性多次使用单元(表示在图20A中的650处)。在这样的实施例中，泵组件106刚性地安装到多次使用模块650上，并且泵接口组件300刚性地安装到一次性单次使用模块634上。泵组件106和泵接口组件300具有对应相互锁定连接，该对应相互锁定连接配合在一起以在两个组件106和300之间形成流体紧密密封。
[0129]更具体地 说，如在图9的立体图中所示，灌注流体泵组件106包括:泵驱动器壳体338，具有顶部表面340 ;和泵驱动器334，容纳在壳体338的圆筒336内。泵驱动器壳体338也包括对接端口 342，该对接端口 342包括定尺寸和成形为与从泵接口组件300突出的凸缘328配合的槽沟332。如图10中所示，泵驱动器壳体338的顶部表面340安装到在非一次性多使用单元650上的支架346上。支架346包括用来分别邻接泵接口组件300的锥形突起323a和323b的特征344a和344b。支架346也包括定尺寸和成形为与在泵驱动器壳体338上的对接端口 342和槽沟332对准的切口 330。
[0130]在操作上，在泵接口组件300与流体泵组件106之间的密封分两个步骤形成，参照图9和10说明。在第一步骤中，凸缘328定位在对接端口 342内，而锥形突起323a和323b定位在与在支架346上的对应特征344a和344b邻近的顺时针侧上。在第二步骤中，如在图9中由箭头345、347及349所示，泵接口组件300和流体泵组件106在相反方向上转动(例如，在保持泵组件106固定的同时在逆时针方向上转动泵接口组件300)以把凸缘328滑动到对接端口 342的槽沟332中。同时，锥形突起323a和323b分别在支架特征344a和344b下滑动，使支架特征344a和344b的内表面与锥形突起323a和323b的锥形外表面啮合，以向泵驱动器334拉动泵接口组件300的内侧306和把凸缘328与对接端口 342互锁，并且使锥形突起323a和323b与支架特征344a和344b互锁以在两个组件300和106之间形成流体紧密密封。[0131]已经从系统、操作及元件的观点描述了说明性器官护理系统100，下面讨论用来实现系统100的操作的说明性控制系统和方法。更具体地说，图11描绘系统100的说明性控制方案的方块图。如以上参照图1描述的那样，系统100包括用来控制系统100的操作的控制器150。如表示的那样，控制器150与如下个六子系统相互操作地连接:操作人员接口146，用来帮助操作人员监视和控制系统100及监视心脏102的状态；数据采集子系统147，具有用来得到与心脏102和系统100相关的数据并且用来把数据输送到控制器150的各种传感器；电力管理子系统148，用来把故障容许电力提供到系统100 ;加热子系统149，用来为了温暖灌注流体108而把受控能量提供到加热器110 ;数据管理子系统151，用来存储和保持与系统100的操作相关的和关于心脏102的数据；及泵送子系统153，用来通过系统100的控制灌注流体108的泵送。应该注意，尽管参照单个控制器150在概念上描述系统100,但在多个控制器或处理器中也可以分配系统100的控制。例如,描述的子系统的任一个或全部可以包括专用处理器/控制器。可选 择地，各种子系统的专用处理器/控制器可以与和经中央控制器/处理器通信。
[0132]图12-17J表明图11的各种子系统的相互操作。首先参照图12的方块图，数据采集子系统147包括用来得到与系统100和心脏102如何起作用相关的信息并把该信息通信到控制器150用于系统100的处理和使用的传感器。如关于图1描述的那样，子系统147的传感器非限制性地包括:温度传感器120、122及124 ;压力传感器126、128及130 ;流量传感器134、136及138 ;氧合/血细胞比容传感器140 ;及电极142和144。数据采集子系统147还包括:一组Hall传感器388和来自灌注泵组件106的轴编码器390 ；电池传感器362a-362c，用来分别感应电池352a-352c是否被足够地充电；外部电力可用传感器354，用来感应外部交流电力是否可用；操作人员接口模块电池传感器370，用来感应操作人员接口模块电池的充电状态；及气体压力传感器132，用来感应来自气体流动腔室176的气体流动。现在将分别与在图13-17J中进一步详细表示的加热149、电力管理148、泵送153、数据管理151、及操作人员接口 146子系统相关地描述系统100如何使用来自数据采集子系统147的信息。
[0133]加热子系统149在图13的方块图中描绘。也继续参照图1，加热子系统149通过双反馈环路手段来控制在系统100内的灌注流体108的温度。在第一环路251 (灌注流体温度环路)中，灌注流体温度热敏电阻传感器124把两个(故障容许)信号125和127提供到控制器150。信号125和127指示灌注流体108当在离开加热器组件110时的温度。控制器150分别调节到驱动器247和249的驱动信号285和287。驱动器247和249分别把来自控制器150的对应数字水平信号285和287转换成加热器驱动信号281和283，其具有足够电流水平以驱动第一 246和第二 248加热器来把灌注流体108加热到在操作人员选择温度范围内。响应检测到灌注流体温度125和127在操作人员选择温度范围下的控制器150，它分别把到第一 246和第二 248加热器的驱动信号281和283设置到足够水平，以继续加热灌注流体108。相反，响应检测到灌注流体温度125和127在操作人员选择温度范围以上的控制器150，它分别减小到第一 246和第二 248加热器的驱动信号281和283。响应检测到灌注流体108的温度在操作人员选择温度范围内，控制器150把驱动信号281和283保持为恒定或大体恒定水平。
[0134]优选地，控制器150以基本相同的方式来改变驱动信号281和283。然而，情况不必如此。例如，每个加热器246和248对于具体电流或电压水平驱动信号可以不同地响应。在这样一种情况下，控制器150可以以稍微不同的水平来驱动每个加热器246和248，以从每一个得到相同温度。根据一个特征，加热器246和248每个具有相关校准因数，控制器150在确定提供到具体加热器以获得具体温度结果的具体驱动信号的水平时，存储和采用该相关校准因数。在一定构造中，控制器150把在双传感器124中的热敏电阻之一设置为缺省热敏电阻，并且在其中热敏电阻给出两个不同温度读数的情况下将使用来自缺省热敏电阻的温度读数。在一定构造中，在温度读数在预定范围内的场合，控制器150使用两个读数的较高者。驱动器247和249把加热器驱动信号281和283施加到在加热器组件110上的对应驱动引线282a和282b上。
[0135]在第二环路253 (加热器温度环路)中，加热器温度传感器120和122把指示加热器246和248的温度的信号121和123分别提供到控制器150。根据说明性实施例，对于加热器246和248建立温度最高限度(例如，通过缺省或通过操作人员选择)，在该温度最高限度以上，加热器246和248的温度不允许升高。当加热器246和248的温度升高并且接近温度最高限度时，传感器121和123把该温度指示给控制器150，该控制器150然后降低到加热器246和248的驱动信号281和283，以减小或停止向加热器246和248的电力供给。因而，在来自灌注流体温度传感器124的低温信号125或127可致使控制器150增大到加热器246和248的电力，加热器温度传感器120和122保证加热器246和248不被驱动到使它们的相应加热器板250和252变得热得足以损害灌注流体108的程度。根据各个说明性实施例，控制器150设置成把灌注流体温度保持在约32°C与约37°C之间、或在约34°C与约36°C之间。根据另外的说明性实施例，控制器150设置成把加热器板250和252的最大温度限制到小于约38°C、39°C、40°C、41°C或42V。
[0136]如可看到的那样，第二环路253如有必要配置成优先于第一环路251，从而来自温度传感器120和122的、指示加热器246和248正在接近最大允许温度的温度读数优先于来自灌注流体温度传感器124的任何低温信号的作用。在这方面，子系统149保证即使灌注流体108的温度还没有达到操作人员选择温度值，加热器板250和252的温度也不升高到高于最大允许温度。这种优先特征在失效的情况下特别重要。例如，如果灌注流体温度传感器124都失效，则第二环路253通过排它地切换到加热器温度传感器120和122并且把温度设置点下降到较低值而停止加热器组件110免于过热和损害灌注流体108。根据一个特征，控制器150考虑指定给与来自加热器246和248及灌注流体108的温度测量相关联的延迟的两个时间常数，以优化温度控制的动态响应。
[0137]图14描绘用来把故障容许电力提供到系统100的电力管理子系统148的方块图。如图所示，系统100可以由四个源之一供给动力-由外部交流源351 (例如，在北美洲的60Hz、120VAC或在欧洲的50Hz、230VAC)或由三个独立电池352a_352c的任一个。控制器150从交流线电压可用传感器354接收数据，该数据指示交流电压351是否适于由系统100使用。响应控制器15 0检测到交流电压351不可用，控制器150向电力切换电路356发出信号，以从电池352a-352c之一提供系统电力高358。控制器150由电池电荷传感器362a-362c确定可用电池352a_352c的哪一个充电最充分，并且然后经由切换网络356把该电池切换到操作中。
[0138]可选择地，响应控制器150检测到外部交流电压351可用，它确定是否使用可用交流电压351(例如，在整流以后)，用来提供系统电力358和用来把电力供给到用户接口模块146、用来对电池352a-352c的一个或多个充电、和/或用来对用户接口模块146的内部电池充电，该用户接口模块146也具有其自己的内部充电器和充电控制器。为了使用可用交流电压351，控制器150通过切换系统364发信号来把交流电压351拉到电源350中。电源350接收交流电压351，并且把它转换成用来把电力提供到系统100的交流电流。电源350是通用的，并且可处理全世界普通使用的任何线频率或线电压。根据说明性实施例，响应来自电池传感器362a-362c的一个或多个的低电池指示，控制器150也把电力经切换网络364和充电电路366导向适当的电池。响应控制器150从传感器370接收到低电池信号，它也或可选择地把充电电压367导向到用户接口电池368。根据另一个特征，电力管理子系统148按最少充电第一的顺序选择向系统100供电的电池，保留最多充电电池。如果当前正在用来向系统100供电的电池由用户除去，则电力管理子系统148自动地切换到下个最少充电电池，以继续向系统100供电。
[0139]根据另一个特征，电力管理子系统148也采用锁定机构，以防止多于一个电池352a-352c在给出时间从系统100除去。如果一个电池被除去，则其它两个在系统100内机械地锁定到位。在这方面，系统148提供故障容许水平，以有助于保证电力源358对于系统100始终可用。
[0140]现在参照图15和16将进一步详细地描述图11的泵送子系统153。更具体地说，图15是描绘说明性泵送子系统153的概念方块图，并且图16表示与描绘由子系统153输出的泵送的示例性波385同步的心脏102的示例性ECG414。在图16中表示的ECG414具有P、Q、R、S、T、及U波峰。泵送子系统153包括相互操作地连接到泵接口组件300上的灌注流体泵106，如以上参照图8A-10更详细描述的那样。如图15中所示，控制器150使用Hall传感器反馈通过把驱动信号339发送到无刷三相泵电机360来操作泵送子系统153。驱动信号339致使泵电机轴337转动，由此使泵螺杆341向上和/或向下运动泵驱动器334。根据说明性实施例，驱动信号339被控制以 改变电机轴337的转动方向和转动速度，以使泵驱动器334周期地上下运动。这种周期运动把灌注流体108泵送通过系统100。
[0141]在操作中，控制器150从整体定位在泵电机轴337内的Hall传感器388接收第一信号387，以指示泵电机轴337的位置，用于变换电机绕组电流的目的。控制器150从轴编码器传感器390接收指示泵螺杆341的精确转动位置的第二较高分辨率信号389。由当前电机变换相位位置387和当前转动位置389，控制器150计算引起电机轴337的必要转动变化的适当驱动信号339 (量值和极性)，以使泵螺杆341的适当竖直位置变化实现希望的泵送动作。通过改变驱动信号339的量值，控制器150可改变泵送速率(即，泵送循环重复得频繁程度)，并且通过改变转动方向变化，控制器150可改变泵送行程体积(例如，通过改变泵驱动器334在循环期间运动得多远)。一般地说，循环泵送速率调节灌注流体108提供到心脏102的脉动速率，而(对于给定速率)泵送行程调节提供到心脏102的灌注流体108的体积。
[0142]速率和行程体积都影响到和来自心脏102的灌注流体108的流量，并且间接地影响其压力。如关于图1提到的那样，系统包括三个流量传感器134、136及138 ;和三个压力传感器126、128及130。如图15中所示，传感器134、136及138把对应流量信号135、137及139提供到控制器150。类似地，传感器126、128及130把对应压力信号129、131及133提供到控制器150。控制器150在反馈中采用所有这些信号，以保证正在提供到灌注泵106的命令对于系统100具有希望影响。在某些情况下，并且如下面参照图17A-17J进一步详细讨论的那样，控制器150响应指示具体流量或流体压力在可接受范围外的信号可以产生各种警报。另外，采用多个传感器使控制器150能够区分关于系统100的机械问题(例如，导管堵塞)和关于心脏102的生物学问题。
[0143] 根据本发明的一个特征，泵送系统153可以配置成在泵送循环的每次运动期间控制泵驱动器334的位置，以允许精细调谐的泵送速率和体积分布。这又使泵送系统153能够以任何希望脉动图案把灌注流体108供给到心脏。根据一个说明性实施例，轴337的转动位置由轴编码器390感应到，并且由控制器150按至少约每转100增量调整。在另一个说明性实施例中，轴337的转动位置由轴编码器390感应，并且由控制器150按至少约每转1000增量调整。根据另外的说明性实施例，轴337的转动位置由轴编码器390感应，并且由控制器150按至少约每转2000增量调整。泵螺杆341和因而泵驱动器334的竖直位置最初校准到零或地位置，与泵螺杆341的基准位置相对应。
[0144]根据说明性实施例，泵送子系统153的位置精度使控制器150能够精确地调节灌注流体108通过心脏102的泵送。使灌注流体的脉动流动与心脏自然速率同步的这个过程这里称作“r-波同步”，这继续参照图2、15及16描述。正常机能的心脏具有两阶段泵送周期-舒张期和收缩期。在也称作“休眠阶段”的舒张阶段期间，心脏的心房157和152收缩，使在心房157和152与心室154和156之间的瓣膜打开以允许血液流入和加载心室154和156。在收缩阶段期间，加载的心室喷出血液，并且心房157和152打开且充满血液。在这个过程期间心脏102的周期性膨胀和收缩可通过用图表示在图16中414处表示的心脏的心室ECG波形而表示。图16描绘与代表通过子系统153的泵送输出的示例性波385同步的ECG波形414。
[0145]泵送子系统153配置成在将导致流体108在最有益时刻输送到心脏102的时刻提供最大输出。在说明性实施例中，在退行模式中，泵送子系统153配置成把流体108向心脏102泵送，从而最大泵输出382出现在心脏的舒张阶段期间，其在图16中表示的S波峰之后开始，并且是左心室156已经结束把灌注流体108喷射通过主动脉158的时候。以这种方式来计时泵输出，允许用户使灌注流体108通过主动脉158和进入冠状血管系统155的喷射最大。计时泵送通过在波385上的点377处开始泵送而完成，点377是在点382之前的点，并且与心脏的r-波脉冲380的波峰和心室收缩的中间相对应。点377选择成考虑到在从控制器150提供信号以开始泵送流体的时刻与把泵送流体108实际输送到心脏102的时刻之间的时间延迟。在另一个例子中，在其中心脏的左侧填充和喷射灌注流体的正常流动模式期间(如参照图24A更详细描述的那样)，控制器150使泵送子系统153同步以在r-波380之后的固定时期处开始泵送，从而匹配左心房152的自然充盈周期。同步可以由操作人员通过在系统100上的操作软件中的预编程例行程序和/或通过手动地操作用户接口显示区域410的控制而调整和微调，如下面参照图17A-17J更详细描述的那样。
[0146]为了实现同步的泵输出，控制器150预测何时心脏的r-波脉冲380将出现和使泵在ECG414期间的适当时刻处泵送。为了进行这种预测，控制器150分别测量来自从电极142和144提供的电信号379和381的各种r_波脉冲380的长度。由这些脉冲，控制器150跟踪从一个脉冲380到下一个过去的时间，并且使用这种信息计算分离两个顺序r-波脉冲的时间长度的连续平均值。由该信息，控制器150通过把分离两个顺序r-波脉冲的平均时间添加到之前r-波380的时间上而规划下个r-波的时间(并且由该规划确定在该规划r-波之前或之后何时泵送应该开始以实现最佳输出输送的时刻)。基于在r-波之间的分离时间的这个连续平均值，控制器150具有相对于随后的r-波调整泵输出时刻的选项，如在波385沿ECG414向左或右运动中反映的那样，该运动由在图16中的箭头383所表明。调节波385因而允许用户调整和定制通过泵106的输出的计时，从而优化心脏的充盈。另外，泵106也可以调节以增大或减小泵行程体积，以定制由泵106提供的流体108的体积，并且这可以与r-波同步相关地或独立地进行。
[0147]应该注意，尽管泵送子系统153具体地与r-波循环385同步，但情况不必如此。在可选择说明性实施例中，子系统153可以与心脏的任何适用特性同步地泵送，该适用特性包括进入或离开具体腔室或血管的流体压力。而且，子系统153可以编程成以任何任意图案泵送，不管是周期性的还是非周期性的。
[0148]返回参照图11，数据管理子系统151接收和存储来自各个其它子系统的数据和系统信息。数据和其它信息可以下载到便携式存储器装置并且在数据库内组合，如由操作人员希望的那样。存储数据和信息可由操作人员访问，并且通过操作人员接口子系统146显示。[0149]现在转到操作人员接口子系统146，图17A-17J表示操作人员接口子系统146的各种说明性显示屏幕。图17A-17J的显示屏幕使操作人员能够从系统100接收信息和把命令提供到系统100。图17A描绘根据本发明说明性实施例的顶部水平“主页”显示屏幕400。由显示屏幕400，操作人员可访问从数据采集子系统147可得到的所有数据，并且可把任何希望命令提供到控制器150。如参照图17B-17J更详细描述的那样，图17A的显示屏幕也允许操作人员访问更详细的显示屏幕，以便得到信息、提供命令及设置操作人员可选择参数。
[0150]继续参照图1,显示屏幕400包括显示区域402,该显示区域402表示与系统100的操作有关的多个数值和图形指示。具体地说，显示区域402包括离开在器官腔室组件104上的主动脉接口 162的灌注流体108的主动脉输出压力(AOP) 404的数值读数、主动脉流体压力(AOP) 404的波形描绘406、及指示流体压力404是否太高或太低的AOP警报图像408 (警报408在图17A中表示为“关闭”)。显示屏幕400也包括显示区域410，该显示区域410具有心脏102正在博动的速率的数值指示412、心脏102的ECG414、指示HR412是否超过或低于操作人员设置阈值的心率(HR)警报图像416、及指示系统100已经运行多长的时间日志418，时间日志418包括准备时间(下面参照图29A进一步详细地讨论)。数值显示419表示系统100已经支持心脏102的时间量。指示器警报413指示何时超过操作人员预置时间极限。
[0151]显示屏幕400 包括多个辅助显示区域 420、424、432、438、444、450、456、460、462、466、472、480、及482。显示区域420表示肺动脉压力(PAP) 422的数值读数。PAP422是流自心脏的肺动脉164的灌注流体108的压力的指示，由压力传感器130所测量。显示区域420也提供PAP警报指示器424，当PAP422在操作人员预置范围外时该PAP警报指示器424发信号。显示区域426指示灌注流体108在它离开加热器110时的温度(Temp)428。显示区域426也包括Temp警报指示器430，该Temp警报指示器430响应在操作人员预置范围之外的Temp428而发信号。操作人员预置范围的上限表示在427处。显示区域432表示灌注流体108的血细胞比容(HCT)434的数值读数、和如果HCT434下降到低于操作人员预置阈值则向操作人员发信号的HCT警报指示器436。显示区域438表示灌注流体108的氧饱和度(SvO2) 440。显示区域438也包括用来指示灌注流体108的Sv02440是否下降到低于操作人员预置阈值的SvO2警报442。显示区域444指示灌注流体108当它流出主动脉158时的主动脉输出流量(AOF) 446。A0F446由流量传感器134测量。AOF警报448指示流量446是否落到操作人员预置范围外。显示区域450表示器官腔室流量(CF)452。CF452是灌注流体108当它离开器官腔室104时、由流量传感器136测量的流量的指示。显示区域450也包括响应CF454落到操作人员预置范围外发信号的CF警报454。显示区域456包括用来指示何时到存储器卡的文件传输正在发生的图形458。
[0152]显不区域460表不电池352a_352c (以上参照图14描述)的每一个充电的程度的图形表示459。显示区域460也提供电池352a-352c在当前操作模式中可继续运行系统100的剩余时间量的数值指示461。显示区域462识别操作人员接口模块146是否正在以无线464方式操作、以及在操作人员接口模块146与系统100的其余部分之间的无线连接的强度的图形表示463。显示区域462也提供在操作人员接口模块电池368 (以上参照图14描述)中剩余的电荷的图形指示467、和操作人员接口模块电池368在无线操作模式中可支持它的剩余时间量的数值指示465。显示区域466指示来自气体流动腔室176的氧气的流量468。它也提供机载氧气罐多满的图形指示469、和在机载氧气罐耗尽之前剩余时间量的数值指示470。显示区域472表示心脏102的心率、和心脏102已经插管到系统100中的时间量476。这个字段是以上提到的字段419的复制。显示区域480和482分别表示系统100的操作的当前时间和日期。[0153]致动在操作人员接口 146上的转盘(如鼠标、或其它控制装置)，如在图18A中表示的转盘626，打开如在图17B的显示屏幕401中所示的配置菜单484。如表示的那样，访问配置菜单484覆盖显不区域402和410,从而它们不再表不压力406和心率414的图形描绘，而是继续显示临界α /数值信息。也如表示的那样，所有其它显示区域保持不变。这使操作人员能够调整系统100的操作，同时继续监视临界信息。根据一个特征，配置菜单484允许操作人员预编程用于系统100的希望操作参数。使用显示屏幕401，操作人员通过分别选择字段488和490可观看/编辑工作和舒张(或退行)模式警报。操作人员通过选择字段492和494可设置特殊ECG和LAP图形选项。另外，操作人员通过分别选择字段496和498可设置氧气流量和灌注流体温度。选择字段500使操作人员能够设置时间和日期，而选择字段502使操作人员能够选择显示信息的语言。在显示字段484的底部处，操作人员具有返回504到显示屏幕400、取消506对于操作设置进行的任何变化、把变化保存508为新缺省、或把操作设置复位510到工厂缺省的选项。
[0154]参照图17C-17D，选择观看/编辑工作模式警报字段488使图17D的工作模式警报对话框512在图17C的显示字段484内打开。工作模式对话框512显示与正常流动模式(以上参照图1和3描述)有关的参数，并且包括用来设置用于正常流动模式警报的每一个的数值阈值的字段。更明确地说，对话框512包括:CF警报字段514 ;PAP警报字段516 ；Α0Ρ警报字段518 ;LAP警报字段520 ;灌注流体Temp警报字段524 ;3￥02警报字段526 ;HCT警报字段528 ;及HR警报字段530。通过选择具体警报字段和致动向上532和/或向下534箭头，操作人员可调整用于与警报每一个相关的参数的每一个的可接受上和/或下阈值。对话框512也包括警报图形536a-536i，该警报图形536a_536i的每一个与具体正常流动模式警报相关。操作人员通过选择相关警报图形536a-536i可启用/禁用以上正常流动模式警报的任一个。使用对话框512进行的任何变化反映在图17A的显示屏幕400中的对应字段中。
[0155]参照图17A、17B及17E，选择观看/编辑非工作模式警报字段490使图17E的休眠模式警报对话框538在图17C的显示字段484内打开。休眠模式对话框538显示与退行流动模式(以上参照图1和4描述)有关的参数，并且包括用来设置用于退行流动模式警报的每一个的数值阈值的字段。根据说明性实施例，用于正常和退行流动模式的可用警报类似，但不必相同。另外，即使对于相同的那些，阈值也可以不同。因而，本发明使操作人员能够选择用于操作的每种流动模式的不同警报和/或不同阈值。更明确地说，对话框538包括=CF警报字段540 ；PAP警报字段542 ；A0F警报字段544 ；Α0Ρ警报字段546 ；LAP警报字段548 ;灌注流体Temp警报字段550 ；Sv02警报字段552 ;HCT警报字段556 ;及HR警报字段558。通过选择具体警报字段和致动向上560和/或向下562箭头，操作人员可调整用于与警报每一个相关的参数的每一个的可接受数值上和/或下阈值。对话框538也包括警报图形564a_564i,该警报图形564a_564i的每一个与具体正常流动模式警报相关。操作人员通过选择相关警报图形564a-564i来启用/禁用以上正常流动模式警报的任一个。如对话框512的情形那样，使用对话框538进行的任何变化反映在图17A的显示屏幕400中的对应字段中。在一个执行中，系统100可以配置成在改变流动模式时在用于给出流动模式的警报极限集之间自动地切换。
[0156]参照图17A、17B、17F及17G，操作人员接口 146也提供用来调节各种参数的图形机构。例如，如以上参照图16提到的那样，用户显示区域402的一个优点是，它允许操作人员监视(和调节)子系统153的泵送。显示区域410辨别心脏102的ECG波形414，并且显示402以波形形式406表示流过主动脉的流体的压力。在这两种显示中，操作人员可监视泵送分布对心脏的ECG414的影响，这允许用户调整泵送子系统153的行程体积、调节泵送子系统153的速率(和因而泵送通过系统100的流体108的流量、手动地施加或调整子系统的启动时间(例如，通过在:T-波380与泵送循环的开始之间施加固定延迟)、或自动地编程泵送子系统153以在沿心脏的ECG波形414的预定时刻处泵送，如根据心脏是正在退行还是正常模式中灌注而适当地填充心脏所需要的那样。这些泵送调节可以利用操作人员接口 146的各种图形帧进行。作为例子，响应操作人员选择位于显示屏幕401的显示字段484中的ECG图形帧选项492，操作人员接口 146显示图17F的对话框568。对话框568表示ECG414的图形表示572、以及光标570。光标570的位置指示泵送子系统153相对于心脏102的ECG414将启动输出泵送行程的点(即，泵电机106将把灌注流体108推到心脏102的泵送循环的部分)。通过转动在操作人员接口 146上的机械旋钮626 (表示在图18A和18B)中，操作人员运动光标570的位置，以调整何时泵送子系统153相对于r_波脉冲380将启动输出泵送行程。如以上关于图15和16描述的那样，泵送子系统153从ECG传感器142和144接收r-波信号380。泵送子系统153使用r_波信号380以及来自光标570的泵调整信息，使灌注流体泵送与心脏102的博动同步。在另一个例子中，响应操作人员按下泵调整按钮625，操作人员接口 146显示图17G的对话框574。由对话框574，操作人员可选择指针576和转动旋钮626，以接通和断开泵电机106。另外，操作人员可选择条状图形578和转动旋钮626，以调整以升/分显示的泵送流体的体积。
[0157]操作人员接口 146也提供多条报警和/提示消息。作为例子，在图17H中，操作人员接口 146显示提示操作人员连接到交流电源上以对电池重新充电的消息。这条消息例如响应控制器150检测到临近的低电池条件而出现。操作人员接口 146显示图171的消息，以确认用户希望进入等待模式和提示操作人员插入便携式存储器装置，如磁盘或光盘、便携式盘驱动器、闪存卡或其它适当存储器装置，以便下载和存储关于系统100的具体使用的信息。操作人员接口 146响应可识别故障发生，显示错误消息，如图17J的错误消息。图17J的错误消息包括例如错误信息580，以帮助维修技术人员诊断和/或修理故障。
[0158]已经描述了用来实现系统100的操作的说明性控制系统和方法，现在将讨论系统100的说明性机械特征、以及在单次使用一次性模块634与多次使用模块650单元之间的元件的说明性划分。更具体地说，图18A-18B表示根据本发明说明性实施例的图1的系统的机械实现600。如表不的那样,说明性实现600包括壳体602和手推车604。壳体602在概念上划分成上部602a和下部602b壳体部分，并且包括前606a、后606b、左606c、及右606d侦U。手推车604包括平台608和用来把系统600从一处运输到另一处的轮子610a_610d。锁插603把壳体602固定到手推车604上。为了进一步有助于便携性，系统600也包括铰链安装到壳体602的左侧606c的上部部分602a上的把手610、以及安装在壳体602的左侧606c和右侧606d的下部部分602b上的两个刚性安装把手612a和612b。
[0159]壳体602还包括可拆除顶部614、和前面板615，该前面板615具有上部面板613、和由铰链616a和616b铰接到下部面板617上的中间面板616。顶部614包括用于协助移动的把手614a和614b。在表明的实施例中，上部面板613拧到、用螺栓连接到或以另外方式连接到顶部614上，从而顶部614的拆除也拆除面板613。 [0160]如图18A中所示，系统600包括交流电缆618、以及用来固定电缆618的框架620，两者都布置在壳体602的左侧606c的下部部分602b上。也布置在左侧602c的下部部分602b上的软件复位开关622使操作人员能够重新启动系统软件和电子器件。
[0161]如图18A和18B中所示，装置600也包括操作人员接口模块146、以及用来保持操作人员接口模块146的托架623。操作人员接口模块146包括显示器624，用来例如经由图17A-17J的显示屏幕向操作人员显示信息。如以上提到的那样，操作人员接口模块146也包括可转动和可按压旋钮626，用来在各种参数和图17A-17J的显示屏幕之间选择。旋钮626可以用来设置用于系统100的自动控制的参数，以及提供对于系统100的操作的手动控制。例如，旋钮626可以用来把指令提供到控制器150，以增大灌注流体流量、气体流量、等等。如以上也关于图1、14及17A-17J讨论的那样，操作人员接口模块146包括其自己的电池368，并且可以从托架623拆除和用在无线模式中。在托架623中时，电源连接使操作人员接口模块146能够被充电。如表示的那样，操作人员接口模块也包括控制按钮625，用来控制泵、静寂或禁用警报、进入或离开等待模式、进入或调节ECG同步模式、及启动灌注时钟，该灌注时钟初始化在器官护理期间得到的数据的显示。
[0162]如图18B中所示，说明性实现600也包括电池室628和氧气罐室630，两者都布置在壳体602的右侧606d的下部部分602b上。如表示的那样，电池室628装有以上关于图14描述的三个系统电池352a-352c。根据一个特征，电池室626包括三个电池锁632a_632c。如以上关于图14描述的那样，电池锁632a_632c机械地相互操作,从而在任何给出时刻只可以除去三个电池352a-352c的一个。
[0163]一次性模块634和多使用单元650由耐用但重量轻的材料建造。在某些说明性实施例中，聚碳酸酯塑料用来形成单元634和650的元件的一个或多个。为了进一步减小重量，底盘635和多使用模块底盘602由低重量材料形成，像例如由碳纤维环氧树脂复合物、聚碳酸酯ABS-塑料混合物、玻璃增强尼龙、缩醛、原ABS(straight ABS)、铝或镁形成。根据一个说明性实施例，整个系统600的重量小于约85磅，包括多使用模块、心脏、电池、气体罐、及准备、营养、保存和灌注流体，并且在不包括这样的物品时小于约50磅。根据另一个说明性实施例，一次性模块634的重量小于约12磅，不包括任何溶液。根据另外的说明性实施例，多使用模块650，不包括所有流体、电池352a-352c及氧气源172，重量小于约50磅。
[0164]继续参照图19A-19C，表示根据本发明说明性实施例的图18A和18B的实现600的各个视图，使顶部614和上部前面板613除去并且前中间面板616打开。参照图19A-19C，系统100构造成单次使用一次性模块634(下面参照图24A-25C详细地表示和描述)和多次使用模块650 (没有单次使用模块地表示在图20中)。如下面进一步详细讨论的那样，根据说明性实施例的一个特征，系统100的所有血液接触元件都包括在单次使用一次性模块634中，从而在使用之后,整个单次使用一次性模块634可以丢弃,新模块634安装,及系统100在非常短的时间内可再次使用。
[0165]根据说明性实施例，单次使用模块634包括用来支撑单次使用模块634的所有元件的底盘635。如关于图24A-25C更详细描述的那样，单次使用模块634的元件包括以上关于图5A-5F详细描述的器官腔室组件104、灌注流体储箱160、氧合器114、灌注流体泵接口300、及所有各种流体流动导管和外围监视元件633。 [0166]如图19A-20A中所示，在除去顶部614和前面板616打开的情况下，操作人员容易接近一次性634和多次使用650模块的元件的多个。例如，操作人员可以安装、除去及观看营养子系统115的营养素116和保存剂118源的液位。操作人员也可以控制营养素116和保存剂118注射泵182的操作。操作人员也可以把器官，如心脏102，插管到器官腔室组件104中。如下面参照图21A-21C详细描述的那样，这种构造也为操作人员提供足够的接近，以向/从多次使用模块650安装和/或除去单次使用模块634。
[0167]图20表示使单次使用模块634除去的多次使用模块650的前视立体图。如表示的那样，多次使用模块650包括:手推车604 ;壳体602的下部部分602b、以及从外部安装到它上的所有元件、以及包含在其中的那些(参照图21A-21C和23A-23C，下面进一步详细地描述);壳体602的上部部分602a和从外部安装到它上的所有元件，包括顶部盖614，把手610、612a及612b，及前面板616 ;操作人员接口 146 ;及灌注流体泵电机组件106。如下面参照图21A-21C详细描述的那样，多次使用模块650也包括用来接收单次使用模块534和把其锁定到位的支架组件638。
[0168]如图20A中所示和下面参照图22A-22C进一步详细描述的那样，多次使用模块650也包括用来与一次性模块634的前端电路板(在图24D中的637处表示)接口连接的前端接口电路板636。也如参照图22A-22C详细描述的那样，在多次使用模块650与一次性模块634之间的电源和驱动信号连接分别经由在前端接口电路板636和前端电路板637上的对应机电连接器640和647完成。作为例子，前端电路板637从前端接口电路板636经机电连接器640和647接收用于一次性模块634的电源。前端电路板637也从控制器150经前端接口电路板636和机电连接器640和647接收用于各种元件(例如，加热器组件110、和氧合器114)的驱动信号。前端电路板637和前端接口电路板636经由光学连接器(在图22B中以648表示)交换控制和数据信号(例如，在控制器150与一次性模块134之间)。如参照图22A-22F更详细描述的那样，在前端637和前端接口 636电路板之间采用的连接器构造分别保证在单次和多次使用模块634和650之间的关键电源和数据相互连接，即使在不平地面上运输期间也继续操作，如在器官运输期间可能经历的那样。
[0169]如图20A中所示，根据另一个特征，壳体602的上部部分602a包括流体紧密盆652，该流体紧密盆652构造成捕获可能不小心泄漏的任何灌注流体108和/或营养素116和/或保存剂118溶液。盆652也防止任何泄漏流体108或溶液116 / 118通入壳体602的下部部分602b中。在这种方式，盆652屏蔽系统100的电子元件免于任何这样的泄漏流体108或溶液116 / 118。屏蔽元件包括例如下面参照图23C和23D表示和更详细讨论的电源板720。盆652包括在灌注流体泵106上延伸并且屏蔽它免于任何偶然泄漏流体的部分658。根据另一个特征，盆652定尺寸成在任何具体时间容纳在系统100内包含的灌注流体108 (包括保养溶液116 / 118)的全部体积。
[0170]也参照图20B，根据说明性实施例的另外特征，盆652的泵覆盖部分658的外侧659包括槽沟660。如下面参照图21A-21C和24A进一步详细描述的那样，槽沟660在将单次使用模块634安装到多次使用模块650中的期间与在单次使用模块634上的突起662相
口四合。
[0171]现在转到单次使用模块634到多次使用模块650中的安装，图21A表示布置在多次使用模块650上、用来接收单次使用模块634和把它锁定到位的上述支架组件638的详细视图。图21B表示安装到 支架组件638上和安装到多次使用模块650中的单次使用模块634的侧视立体图，并且图21C表示安装在多次使用模块650内的单次使用模块634的侧视图。参照图21A和21B，支架组件638包括两个安装支架642a和642b，这两个安装支架642a和642b经安装孔644a_644d和646a_646d分别安装到上部壳体部分602a的后面板654的内侧上。横杆641在安装支架642a和642b之间延伸，并且可转动地附加到它们上。锁定臂643和645沿横杆641间隔开，并且从其径向地延伸。每个锁定臂643和645包括相应向下延伸的锁定突起643a和645b。杠杆639附加到横杆641上，并且从其径向向上延伸。在箭头651的方向上致动杠杆639向壳体602的后侧606b转动锁定臂643和645。在箭头653的方向上致动杠杆639向壳体602的前侧606a转动锁定臂643和645。
[0172]如以上关于图10描述的那样，灌注泵接口组件300包括四个突出热熔点321a-321d。如图24A中所示，在组装期间，突起321a_321d与对应孔径657a_657d对准，并且通过孔径657a-657d热熔到突起321a_321d中，以把泵接口组件300的外侧304刚性地安装到单次使用模块底盘635的C形支架656上。
[0173]参照图10、20B、21A、21B及24A，在安装期间，在第一步骤中，单次使用模块634降低到多次使用模块650中，同时向前倾斜单次使用模块634(表示在图21B中)。这个过程使图24A的突起662滑动到图20B的槽沟660中。如图10中所示，它也把泵接口组件300的凸缘328定位在灌注泵组件106的对接端口 342内，并且把泵接口组件300的锥形突起323a和323b定位在泵组件支架346的特征344a和344b的对应一个的顺时针侧上。在第二步骤中，单次使用模块634向后转动，直到单次使用模块底盘635的锁定臂托架672和674啮合弹簧加载锁定臂638的突起643和645，迫使突起643和645向上(方向651)转动，直到锁定突起643a和645a清除(clear)锁定臂托架672和674的高度，在该点处弹簧使锁定臂638向下(方向653)转动，允许锁定突起643a和645a可释放地与一次性模块底盘635的锁定臂托架672和674锁定。这种运动使图24A的一次性模块底盘突起662的弯曲表面668转动并与图20B的盆槽沟660的扁平侧670相啮合。杠杆639可用来向上(方向651)转动锁定臂638，以释放单次使用模块634。
[0174]如图10中所示，这种运动也使泵接口组件300在逆时针方向上相对于泵组件106转动，以把凸缘328滑动到对接端口 342的槽沟332中，并且同时，在相应支架特征344a和344b下滑动锥形突起323a和323b。当锥形突起323a和323b在相应支架特征344a和344b下滑动时，支架特征344a和344b的内表面与锥形突起323a和323b的锥形外表面相啮合，以向泵驱动器334拉动泵接口组件300的内侧306，来在泵接口组件300与泵组件106之间形成流体紧密密封。杠杆639可以锁定到位，以把一次性模块634牢固地保持在多次使用模块650内ο
[0175]如以上参照图20A简要提到的那样，把单次使用模块374互锁到多次使用模块650中，在多次使用模块650上的前端接口电路板636与在单次使用模块634上的前端电路板637之间形成电气和光学相互连接。电气和光学连接使多次使用模块650能够供电、控制单次模块634和从其收集信息。图22A是概念图，表示在单次使用一次性模块634的前端电路板637上、用来与在多次使用模块650的前端接口电路板636上的对应光学耦合器和机电连接器通信的各种光学耦合器和机电连接器。由于这种对应性是一对一，所以仅参照前端电路板637描述各种光学耦合器和机电连接器，而不是也描绘前端电路板650。
[0176]根据说明性实施例，前端电路板637从前端接口电路板636经光学耦合器和机电连接器接收信号。例如，前端电路板637从前端接口电路板636经机电连接器712和714接收电源358 (也表示在图14中)。前端电路板637对于单次使用模块634的元件供电，如单次使用模块634的各种传感器和换能器。可选择地，前端电路板637在分配之前把电源转换到适当水平。前端接口电路板636也把图13的加热器驱动信号281a和281b经机电连接器704和706提供到在图6E的加热器246上的适用连接282a。类似地，机电连接器708和710把图13的加热器驱动信号283a和283b联接到在加热器248的282b中的适用连接上。前端电路板637可以从前端接口电路板636经机电连接器687接收除颤命令。作为响应，前端电路板637产生具有适当电流和电压水平的除颤信号143，并且如图5E中所示，把信号143经电气接口连接235a-235b联接到器官腔室组件104上。
[0177]在另一个说明性实施例中，除颤命令可从外部源(未表示)提供，而不是通过电路板636提供。作为例子，并且参照图5E和图1，外部除颤装置可插入到在图24E中表示的电气耦合器613中，该电气耦合器613连接到电气接口连接235a-235b上。外部除颤装置把除颤信号143通过耦合器613和接口连接235a和235b发送到电极142和144。电极142和144然后把信号143输送到心脏102。这个可选择实施例允许用户提供除颤(和定速)，而不用使信号143经过电路板618、636、及637。示例性外部除颤装置可以包括ZollM-Series便携式除颤器。
[0178]根据说明性实施例，前端电路板637从温度、压力、流体流量、氧合/血细胞比容及ECG传感器接收信号，放大信号，把信号转换成数字格式，及把它们经由光学耦合器提供到前端接口电路板636。例如，前端电路板637把来自在加热器板250上的传感器120的温度信号121 (表示在图6A和13中)经由光学耦合器676提供到前端接口电路板636。类似地，前端电路板637把来自在加热器板252上的传感器122的温度信号123 (表示在图6A和13中)经由光学耦合器678提供到前端接口电路板636。前端电路板637也把来自热敏电阻传感器124的灌注流体温度信号125和127 (表示在图6A和13中)经由光学耦合器680和682提供到前端接口电路板636。灌注流体压力信号129、131及133从相应压力换能器126、128及130经相应光学耦合器688、690及692提供到前端接口电路板636。前端电路板637也把来自相应流量传感器134、136及138的灌注流体流量信号135、137及139经由相应光学耦合器694、696及698提供到前端接口电路板636。另外，前端电路板637也把来自氧气饱和传感器140的氧气饱和141和血细胞比容145信号经由相应光学耦合器700和702提供到前端接口电路板636。
[0179]在其它说明性实施例中，以上传感器的一个或多个直接布线到用于处理和分析的主系统板718 (下面参照图23D描述)，因而将前端接口电路板636和前端电路板637旁路到一起。这样的实施例在用户优选在清除之前重新使用传感器的一个或多个的场合可能是希望的。在一个这样的例子中，流量传感器134、136及138和氧气和血细胞比容传感器140通过在图23C中表示的电气耦合器611直接电气联接到系统主板718上，从而旁路与电路板636和637的任何连接。
[0180]如以上关于图11-16描述的那样，控制器150采用提供到前端接口电路板636的信号、以及其它信号，以传输数据和另外的系统100的控制操作。如关于图17A-17J描述的那样，控制器150也显示传感器信息，并且可以经由操作人员接口模块146向操作人员显示与传感器信息相关的各种警报。
[0181]图22B表明对于在电路板636和637之间的电气相互连接采用的类型的示例性机电连接器对的操作。类似地，图22C表明对于在电路板636和637之间的光学耦合相互连接采用的类型的光学耦合器对的操作。采用的电气连接器和光学耦合器的一个优点是，它们即使当系统100正在不平地面上运输时，例如像沿在机场处的停机坪滚动、在不良天气条件下在飞机上运输、或在救护车中在不平道路上运输时，也保证连接完整性。另外，光学耦合器把温度、压力及ECG传感器与系统100的其余部分电气地隔离开，这防止除颤信号损害系统100。用于前端电路板637的电源在前端接口电路板636上布置的直流电源中隔离。
[0182]如图22B中所示，诸如连接器704之类的机电连接器包括:布置在前端接口电路板636上的部分，如部分703 ;和布置在前端电路板637上的部分，如部分705。部分703包括安装在大体直的和刚性的棒703b上的扩大头部703a。头部703包括面朝外大体平表面708。部分705包括大体直的和刚性的针705，该针705包括用来接触表面708的端部705a、和弹簧加载端部705b。针705如由方向箭头721表示的那样可轴向地进出运动，同时仍然保持与扩大头部703a的表面708的电气接触。这种特征使单次使用模块634即使当经历与在不平地面上的运输相关的机械干扰时，也保持与多次使用模块650的电气接触。平表面708的优点是，它允许多次使用模块650的内表面的容易清理。根据说明性实施例，系统100采用用于在单次使用一次性634和多次使用650模块之间的电气连接的连接器。示例性连接器是由Interconnect Devices制造的零件n0.101342。然而,可以使用任何适当的连接器。[0183]光学耦合器，如前端电路板637的光学耦合器684和687，被使用，并且包括对应对等部分，如前端接口电路板636的光学稱合器683和685。光学稱合器的光学发射器和光学接收器部分可以布置在电路板636或637上。例如，在ECG信号379的情况下，光学发射器684布置在电路板637上，用来接收电气信号379和把它光学耦合到在电路板636上的光学接收器683上。在其中除颤器信号通过电路板636和637传输(而不是直接到主板718)的情况下，在电路板636上的光学发射器685把信号光学耦合到在电路板637上的光学接收器687上。
[0184]如在采用的机电连接器的情况下那样，在光学发射器与对应光学接收器之间的光学对准的容许公差使电路板636和637即使在不平地面上运输期间也保持光学通信。根据说明性实施例，系统100使用由Osram制造的零件号码为n0.SFH485P和/或n0.SFH203PFA的光学耦合器。然而，可以使用任何适当的耦合器。
[0185]耦合器和连接器便利在系统100内的数据传输。前端接口电路板636和前端板637以定速方式传输与系统100有关的数据。如图22C中所示，电路板636把与在控制器150上的时钟相同步的时钟信号传输到前端板637。前端电路板637接收这个时钟信号，并且使用它使其系统数据(如温度、压力、ECG、r-波检测、或其它希望信息)的传输与控制器150的时钟周期同步。这种数据由在前端电路板637上的处理器根据时钟信号和数据类型与源地址(即，提供数据的传感器的类型和位置)的预置序列而数字化。前端接口电路板636从前端板637接收数据，并且把数据集传输到主板618以便由控制器150用在评估、显示、及系统控制中，如以上参照图11、12及14描述的那样。辅助光学耦合器可以添加在多次使用模块与单次使用模块之间，用于控制数据从多次使用模块到单次使用模块的传输，这样的数据包括加热器控制信号或泵控制信号。 [0186]已经描述了在单次使用模块634与多次使用模块650之间的机械、电气及光学相互连接，下面关于图23A-23D将讨论多次使用模块650的辅助元件，接着是关于图24A-28C描述单次使用模块634的元件的机械布置。如图23A-23D中所示，在除去壳体602的壁的情况下，除以前讨论的那些元件之外，多次使用模块650包括布置在壳体602的下部部分602b中的机载气体源172。气体源172在图23A-23D中描绘为由支撑结构712定位在气体罐室630中的罐，该支撑结构712邻接罐172。可选择地，气体源172可以由带条和扣组件714或其它适当机构进一步固定在气体罐室630内。具体地参照图23B和如以上参照图1描述的那样，气体源172通过气体调节器174和气体流动腔室176把气体提供到系统100。气体压力传感器132测量在气体源172中的气体压力，并且气体压力表178提供气体源172的充满度的可见指示。另外，在控制器150与气体流动腔室176之间的电气连接使控制器150能够自动地调节进入氧合器114中的气体流动。
[0187]如最清楚地表示在图23C中的那样，电池室628容纳电池352a_352c。如以上参照图14提到的那样，封锁机构用来防止电池352a-352c的多于一个在系统100正在操作时的给定时刻从电池室628除去。
[0188]如以上讨论的那样，系统100包括用来便利到、来自系统100和在其内的功率分配和数据传输的多个互连电路板。具体地说，如以上参照图22A-22E讨论的那样和如图23C中所示，多次使用模块650包括光学和机电地耦合到单次使用模块650的前端电路板637上的前端接口电路板636。也如图23C中所示，系统100还包括主板718、电源电路板720、及布置在多次使用模块650上的电池接口板711。主板718配置成允许系统100是故障容许的，因为如果故障发生在给出电路板的操作中(如图23D中所示)，则主板718把泵送和加热参数保存在非易失存储器中。当系统100重新启动时，它可根据这样的参数重新捕获和继续进行。
[0189]参照图23D的概念图，电缆731把电源(如交流电源351)从电源350经由连接器744和730带到电源电路板720。电源350把交流电源转换成直流电源，并且如以上参照图14的电源子系统描述的那样分配直流电源。也参照图14和22A，电源电路板720把直流电源和数据信号358经相应电缆727和729从连接器726和728耦合到在前端接口电路板636上的对应连接器713和715上。电缆729把电源和数据信号都携带到前端接口电路板636。电缆727经前端接口电路板636把电源携带到加热器110。连接器713和715与在单次使用模块634上的前端电路板637上的对应连接器712和714 (以上关于图22A描述)相互配合，以把电源提供到单次使用模块634。
[0190]如图23D中所示，电源电路板720也分别把直流电源358和数据信号从在电源电路板720上的连接器732和734经由电缆733和735提供到对应连接器736和738。也参照图14和19A，电缆737把直流电源358和数据信号从在主电路板718上的连接器740经由在操作人员接口模块托架623上的连接器742耦合到操作人员接口模块146上。电源电路板720也把直流电源358和数据信号从连接器745和747经电缆741和743提供到在电池接口板711上的连接器749和751。电缆741携带直流电源信号，并且电缆743携带数据信号。电池接口板711把直流电源和数据分配到电池352a、352b及352c。电池352a、352b及352c包含允许它们彼此通信以监视相应电荷的电子电路，如以上参照图14描述的那样，从而控制器150可监视和控制电池352a-352c的充电和放电。
[0191]根据某些说明性实施例，控制器150布置在主电路板718上，并且进行由系统100要求的所有控制和处理 。然而，在其它说明性实施例中，控制器150是分布式的，把某些处理功能性布置在前端接口电路板636上，某些在电源电路板720上，及/或某些在操作人员接口模块146中。依据控制器150在系统100内是否分布或分布的程度，在各种电路板之间提供适当的电缆连接。
[0192]如以上参照图19A-19C和23A-23C描述的那样，系统100机械地划分成单次使用一次性模块634和多次使用模块650。也如描述的那样，根据说明性实施例，单次使用模块634包括系统100的所有或大体所有灌注流体108接触元件/组件、及各种外围元件、流动导管、传感器及用来操作血液接触元件的支持电子器件。如以上参照图22A和23D讨论的那样，根据说明性实施例，模块634不包括处理器，代之以依赖控制器150，该控制器150为了控制例如可以布置在前端接口电路板636、电源电路板720、操作人员接口模块146、及主电路板718之间。然而，在其它说明性实施例中，单次使用模块634可以例如在前端电路板637上包括其自己的控制器/处理器。
[0193]参照图24A-28C，接着将在包括在其中的元件方面描述单次使用模块634。此后，通过描述的元件来跟踪示例性向前和退行流动模式。
[0194]首先参照图24A，一次性模块634包括具有上部750a和下部750b部分的底盘635。上部部分750a包括用来支撑各种元件的平台752。下部部分750b支撑平台752，并且包括用来与多次使用模块650可枢轴联接的结构。更具体地说，下部底盘部分750b包括:C形安装件656，用来刚性地安装灌注流体泵接口组件300 ;和突起662，用来滑动到图20B的槽沟660中和与其相卡合。下部底盘部分750b也提供用来安装氧合器114的结构。如图25A和25C中所示，下部部分750b还包括用来安装加热器组件110的结构。另外，储箱160安装到平台725的下侧，并且延伸到下部底盘部分750b中。各种传感器，如O2饱和和血细胞比容传感器140 (表示在图24A中并且下面参照图28A-28C详细描述)、流量传感器136 (表示在图24A中)、流量传感器138 (表示在图25B中)，布置在下部底盘部分750b内/或者安装到其上。流动压力顺应腔室188 (表示在图25B中)也布置在下部底盘部分750b中。如图24D中所示，下部底盘部分750b还安装前端电路板637。下面参照通过单次使用模块634的正常和退行流动路径进一步详细地描述在下部底盘部分750b中布置的导管。
[0195]参照图24A-25C，并且如以上提到的那样，上部底盘部分750a包括平台752。平台752包括形成在其中的把手752a和752b，以有助于安装单次使用模块634和从多次使用模块650上除去。可选择地，这样的把手可布置在平台757上，以在单次使用模块到多次使用模块的安装期间允许更容易的可接近性。如在图24C中最清楚地表示的那样，倾斜平台757安装到平台752上。器官腔室组件104安装到倾斜平台757上。根据说明性实施例，在单次使用模块634安装在多次使用模块650内的情况下，平台757相对于水平以约10°至约80°倾斜，以便当心脏102放置在器官腔室组件104内时为心脏102提供最佳操作角度。在某些说明性实施例中，平台757相对于水平以约20°至约60°、或约30°至约50°倾斜。流动模式选择器阀112、流量传感器134、及灌注流体流动压力顺应腔室184和186也安装到倾斜平台757上。
[0196]参照图24E，几个流体端口安装到平台752上。例如，流体抽样端口 754使操作人员能够抽样经在器官腔室组件104上的插管接口 162进入和/或离开主动脉158的流动。流体抽样端口 755使操作人员能够抽样经在器官腔室组件104上的接口 170进入左心房152的流动。另外，流体端口 758使操作人员能够经在器官腔室组件104上的肺动脉接口166抽样离开肺动脉164的冠 状流动。根据说明性实施例，操作人员旋转相应阀754a、755a或758a以得到来自抽样端口 754、755及758的流动。来自选择的具体端口的流动提供在单个共用出口 764处。根据一个特征，只有来自选择的最左端口的流动提供在出口 764处。作为例子，如果操作人员打开两个端口 755和758，则只有来自端口 755的流动提供在出口764处。以这种方式，系统100减小操作人员混合来自多个端口的样本的可能性。
[0197]单次使用模块634也包括利用阀762a可操作的通用注射端口 762,用来使操作人员例如经储箱160把药品注射到灌注流体108中。抽样764和注射762端口都安装到平台752上。还布置在上部底盘部分750a上的是利用阀766a可操作的注入端口 766，用来使营养116和保存118流体流入灌注流体108中。上部底盘部分750a也包括用来把放出血液从供体加载到储箱160中的管774。如图24D中所示，单次使用模块634包括用来更换在选择流体端口上的通气帽的非通气帽776，在灭菌期间在使灭菌气体流过单次使用模块634的时候使用该流体端口。优选地，这样的灭菌发生在包装单次使用模块634待售之前。
[0198]上部底盘部分750a也包括流动夹具190，用来当心脏102被插管并且在器官腔室组件104中在正常流动模式中操作时调节施加到左心房152上的回压。上部底盘部分750a还包括细流阀768。细流阀768可以利用把手768a打开和关闭，以在退行流动模式期间调节到左心房152以湿润左心房152的小流体流动。上部底盘部分750a也包括利用相应阀770a和772a可操作的端口 770和772，端口 770用于辅助溶液的注入，并且端口 772用于冲洗氧合器114。
[0199]如最清楚在图24A和24D中表示的那样，上部底盘部分750还包括流动压力探针126、128及130。如以上参照图1描述的那样，探针126测量流入/流出主动脉158的灌注流体108的压力。探针128测量通过肺静脉168流入左心房152的灌注流体108的压力。探针130测量流出肺动脉164的灌注流体108的压力。每个探针包括相应连接器126a、128a及130a(为了清楚缩短表示)，用来把相应信号129、131、及133联接到前端电路板637上。
[0200]具体地参照图24C的单次使用模块634的侧剖视图，储箱160包括几个元件。更明确地说，储箱160包括四个进口:782、784、786及788。进口 782把灌注流体108从器官腔室194的排放管201传输到储箱160中。进口 784接收来自管774的放出血液。进口 786接收来自氧合器114的氧化灌注流体108，并且进口 788接收经回压夹具190离开主动脉158的灌注流体108。储箱160也具有出口 790，该出口 790把灌注流体提供到单向进口阀191。储箱160还包括消泡器778和过滤器780。消泡器778在灌注流体108进入储箱160时去除从灌注流体108出来的气泡。根据说明性实施例，消泡器由具有抗泡沫涂层的多孔聚氨酯泡沫制成。过滤器780是聚酯毡，它过滤碎屑、血液颗粒、栓子、及灌注流体在进入储箱160时从灌注流体出来的气泡。
[0201]如以上在概述中提到的那样，在单次使用模块634中采用的O2饱和和血细胞比容传感器140包括优于现有技术手段的重要优点。图28A-28C描绘本发明的O2饱和和血细胞比容传感器140的说明性实施例。如图28A中所示，传感器140包括连接到导管798上的列式小池形截面的管子812，该管子812具有至少一个光学通透窗口，通过该窗口红外传感器可提供红外光。在列式小池形管子812中使用的示例性传感器是由Datamed，BL0P4制造的那些。如在图28B的剖视图中表示的那样，小池812是具有连接器801a和801b的单件模压部分。连接器801a和801b构造成分别邻接到导管端部798a和798b的连接容器803a和803b上。在小池812与导管端部798a和798b之间的这种相互连接构造成以至于，在导管798和小池812内提供大体恒定的横载面过流面积。构造由此减小并且在某些实施例中大体除去在小池812与导管798之间的接口 814a和814b处的不连续性。不连续性的减小/除去使基于血液的灌注流体108能够以红细胞的减小溶解和减小涡流来流过小池，这能够实现灌注流体氧气水平的更准确读数。这也减小由系统100对于灌注流体108的损害，这最终减小在心脏102被系统100灌注时由系统100对其进行的损害。
[0202]根据说明性实施例，小池812由透光材料形成，如由任何适当的透光玻璃或聚合物形成。如图28A中所示，传感器140也包括用来导向在通过小池812的灌注流体108处的光波和用来测量光透射率和/或光反射率以确定在灌注流体108中的氧气量的光学收发器816。如在图28C中表明的那样，在某些实施例中，光发射器布置在小池812的一侧上，并且用来测量通过灌注流体108的光透射率的检测器布置在小池812的相对侧上。图28C描绘小池812和收发器816的俯视剖视图。收发器816绕小池812配合，从而收发器内部平表面811和813分别匹配紧靠小池平表面821和823，而收发器816的内部凸起表面815与小池812凸起表面819相配对。在操作中，当Uv光从收发器816发射时，它从平表面811通过在小池812内的流体108传播，并且由平表面813接收。平表面813可以配置有用来测量通过流体108的光透射率的检测器。[0203]现在参照图24A-24D和图25A将描述在正常和退行流动模式中通过单次使用模块634的流体流动路径。如以上参照图1-4描述的那样，系统100可把心脏102保持在两种操作模式中:在图3中表示的正常流动模式、和在图4中表示的退行流动模式。如以上关于图1提到的那样，为在正常和退行流动模式之间变化，系统100提供流动模式选择器阀112，如在图26A和26B中详细表示的那样。为了在正常流动模式中操作，操作人员把流动模式选择器阀手柄112e设置到在图24A中指示的位置。这具有如在图26A中表示的通过选择器阀112对准流动路径的效果。明确地说，在正常流动模式中，流体可流入端口 112b，流过流动通道112f及流出端口 112c。另外，流体可流入端口 112d，流过流动通道112g及流出端口 112a。为了在退行流动模式中操作，操作人员把流动模式选择器阀手柄112e设置到在图24B中指示的位置。这具有如图26B中表示的通过选择器阀112对准流动路径的效果。明确地说，在退行流动模式中，流体可流入端口 112b，流过流动通道112h及流出端口 112d。
[0204]参照图24A，在正常流动模式中，储箱160把灌注流体108提供到灌注泵接口组件300的单向进口阀191。参照图25A，灌注泵106把灌注流体108泵送出出口阀310。参照图25C，灌注流体108然后流过导管792和顺应腔室188，并且流入加热器组件110的进口IlOa中。加热器组件110加热灌注流体108，并且然后使它注出加热器出口 110b。参照图24A，加热的灌注流体108从在下部底盘部分750b中的加热器出口 IlOb通过底盘板752流动，并且经导管794流入模式选择阀112的端口 112b中。也参照图24D，灌注流体108流出模式阀端口 112c，穿过顺应腔室186、导管796、及压力传感器128，进入在器官腔室组件104上的肺静脉插管接口 170中。
[0205]参照图24A，在正常流动模式中，心脏102把灌注流体108通过肺动脉接口 166和压力传感器130泵送出肺动脉164。导管796然后使灌注流体108从肺动脉接口 166通过板752和通过O2饱和和血细胞比容传感器140流动。还参照图25A和25C，导管798然后使灌注流体108从传感器140通过流量传感器136流入氧合器114中。导管800使灌注流体108从氧合器114经由 储箱进口 786流回储箱160中。
[0206]参照图24A、24D及24E，在正常流动模式中，心脏102也把灌注流体108通过主动脉接口 162和压力传感器126泵送出主动脉158。导管802使灌注流体108从压力传感器126流动通过流量传感器134，并且流回到在流动模式选择器阀112上的端口 112d。夹具804把导管802保持到位。导管806使灌注流体108从流动模式选择器阀112流出端口112a并通过顺应腔室184和回压调整夹具190。如以上提到的那样，夹具190可以调节以限制通过导管806的流动而在正常流动模式期间调整由主动脉158看到的回压，以便更真实地仿真正常生理条件。在灌注流体108泵送入和泵送出其时可膨胀和收缩的顺应腔室184与夹具190协作，以缓冲流动压力尖峰而进一步改进接近正常生理条件的仿真。后加载夹具190配置成精密地模仿影响主动脉压力、左心房压力、及冠状流的人体系统血管阻力。导管808使灌注流体108经由储箱进口 788返回储箱160中。
[0207]在退行流动模式中，流动模式选择器阀112如图24B中所示定位。参照图24B，储箱160把灌注流体108提供到进口阀191。如图25A中所示，灌注泵106把灌注流体108泵送出出口阀310。如图25C中所示，灌注流体108然后流过导管792和顺应腔室188，并且流入加热器组件110的进口 IlOa中。加热器组件110加热灌注流体108，并且然后使它流出加热器出口 110b。参照图24B，加热的灌注流体108从在下部底盘部分750b中的加热器出口 IlOb流动通过底盘板752，并且经导管794流入模式选择阀112的输入112b中。也参照图24D，灌注流体108流出模式阀出口 112d，流入导管802中，流过流量传感器134、压力传感器126，及经主动脉接口 162流入主动脉158中。灌注流体108然后流过冠状窦155和冠状血管系统的其它部分。
[0208]参照图24B，在退行流动模式中，心脏102把灌注流体108泵送出肺动脉164，并且泵送过肺动脉接口 166和压力传感器130。导管796然后使灌注流体从肺动脉接口 166流动通过板752，并且流入O2饱和和血细胞比容传感器140中。也参照图25A和25C，导管798然后使灌注流体108从传感器140通过流量传感器136流入氧合器114中。导管800使灌注流体108从氧合器114经由储箱进口 786流回到储箱160中。在退行流动模式中，大体上没有灌注流体经肺静脉168和肺静脉接口 170泵送入或泵送出左心房152，例外的是，少量灌注流体由细流阀768从导管794绕过流动模式选择器阀112分流到顺应腔室186中。如以上提到的那样，细流流动提供足够的灌注流体108，以在退行流动期间保持左心房152湿润。 [0209]如以上描述的那样，系统100的说明性实施例具有用来测量流体流动和压力的一个或多个传感器或探针。探针和/或传感器可以从标准商业源得到。流量传感器134、136及138是传统的、超声波流动传感器,如从Transonic Systems Inc., Ithaca, NY可买到的那些。流体压力探针126、128及130可以是从MSI或G.E.Themonetrics可买到的传统的、应变式压力传感器。可选择地，预校准压力换能器芯片可嵌在器官腔室连接器中，并且导线连接到诸如前端板637之类的数据收集部位。
[0210]已经描述了系统100的说明性实施例的电气和机械元件和功能性及其一定操作模式，下面参照图29A和29B的说明性器官采集和移值过程将描述系统100。更具体地说，图29A是流程图900，描绘用来采集供体心脏102和把它在供体位置处插管到系统100中的示例性方法。图29B描绘在用于插管的准备中用来处置心脏102的护理的具体点，并且图30是示例性方法的流程图902，该示例性方法用来从系统100除去供体器官102并且把它在接体场合处移植到病人中。
[0211]如图29A中所示，得到和准备用于插管和运输的心脏102的过程始于提供适当器官供体904。器官供体带到供体位置，此时接收和准备用于插管和运输的供体心脏102的过程向下转到两个交叉路线906和908。路线906主要涉及准备用于移植的供体心脏102，而路线908主要涉及准备接收供体心脏102的系统100和然后把心脏102经系统100运输到受体场合。
[0212]具体参照图29A，第一条路线906包括给供体放血910、停博供体心脏914、移出心脏916、及准备用于插管918到系统100中的心脏102。具体地说，在放血步骤910中，供体的血液被除去并且搁置在一边，从而它可用来在系统100上保存期间灌注心脏102。这个步骤通过把导管插入到供体的动脉或静脉血管系统中以允许供体的血液流出供体并且收集到血液收集袋中而执行。供体的血液允许流出，直到收集到必要量的血液，典型地1.0-2.5升，此时除去导管。通过放血抽取的血液然后被过滤和添加到系统100的流体储箱160中，准备和系统100—起使用。可选择地，在使用具有与导管和血液收集袋集成的过滤器的设备的单一步骤中，血液可从供体放出并且对于白细胞和血小板过滤。这样一种过滤器的例子是Pall BC2B过滤器。在放出供体的血液之后，供体心脏102在步骤914中以心麻痹溶液进行注射，以临时停止博动为采集心脏102作好准备。
[0213] 在心脏102被停博之后，心脏102从供体移出，并且准备918加载到系统100上。一般地说，移出心脏916和准备加载918的步骤涉及切断在心脏102的血管系统与供体内部胸腔之间的连接、缝合各种切断连接、然后从胸腔提起心脏102。
[0214]更具体地说，如图29B中所示，切断右和左肺动脉164a和164b，并且右肺动脉164a利用外科用线901a或其它合适机构结扎。结扎防止流体流过切断的右肺动脉164a的切断端部903a。如以上参照图24A-24B描述的那样，左肺动脉164b保持未缝合，以允许它插管到器官腔室组件104，由此允许灌注流体108流过左肺动脉164b、流过肺动脉插管接口170、及流回储箱160。左肺静脉168b和169b及右肺静脉168a和169a也被切断，并且除单一肺静脉169b之外都用外科用线901b、901c、及901d分别结扎。这防止流体流经右肺静脉168a和169a的切断端部903b和903c、或流过左肺静脉168b的切断端部903d，但允许未结扎静脉通过肺静脉接口 170插管到器官腔室组件104。如以上参照图24A-24B描述的那样，这种布置允许灌注流体108流过右肺动脉164b、流过肺动脉接口 166、及流回到氧合器114。可选择地，血液可经插管肺动脉干从右心室排出。肺动脉干未示出，并且包括在肺动脉164的分支164a和164b与右心室159之间的肺动脉164的段。上静脉腔161也被切断，并且一旦心脏连接到系统100上并且开始博动，就用线901e结扎，以防止流体流过其端部903e。下静脉腔163类似地被切断，并且用线901f结扎或缝合，以防止流体流过其端部903f。主动脉158也切断(在表明实施例中，在冠状窦155的下游的点处)但是不结扎，允许它插管到器官腔室组件104。在一个实施例中，主动脉158插管到主动脉连接器，该主动脉连接器可容易地附加到主动脉接口 170上。
[0215]继续参照图29A的流程图，在心脏血管系统切断和适当地结扎之后，心脏102然后通过把它插入到器官腔室组件104中并且把主动脉158、左肺动脉164b、及肺静脉169b插管到在器官腔室组件104中的适当点而加载到系统100。
[0216]常常是，从也已经捐出其肺部的供体得到的心脏遗失左心房152的部分或全部。在这种情况下，通过插管主动脉158和右肺动脉164a或肺动脉干(未示出，但在以上描述过)、并且允许任何剩余左心房152部分在保存时段期间保持敞开，心脏102仍然可在退行模式中装备仪表和灌注。
[0217]继续参照图29A，在心脏经路径906的准备期间，系统100通过路径908的步骤准备，从而它准备好并且等待心脏102 —准备好就接收用于插管和运输的心脏102。通过迅速地把心脏102从供体转移到系统100，并且随后用灌注流体108灌注心脏102，医护操作人员可使心脏102丧失氧气和其它营养素的时间量最小，并因而减小在当前器官护理技术期间产生的局部缺血和其它不良效果。在一定实施例中，在用心麻痹溶液灌注心脏102与灌注流体108开始经系统100流过心脏102之间的时间量小于约15分钟。在其它说明性实施例中，之间的时间小于约I / 2小时，小于约I小时，小于约2小时，或甚至小于约3小时。类似地，在移植心脏到器官护理系统100中并把心脏102带到接近生理温度(例如在约34°C与约37°C之间)之间的时间发生在短时间段内，从而减小在心脏组织内的局部缺血。在某些说明性实施例中，时间段小于约5分钟，而在其它用途中，它可能小于约I / 2小时，小于约I小时，小于约2小时，或甚至小于约3小时。根据某些说明性实施例，心脏可直接从供体转移到系统100，而不用心麻痹，并且在这样的用途中，温暖灌注流体108开始流动的时刻和/或心脏达到接近生理温度的时间类似地小于约5分钟，小于约I / 2小时，小于约I小时，小于约2小时，或甚至小于约3小时。在一种实施中，供体心脏在从供体除去之前不停博，并且在心脏102仍然正在博动的同时装备到系统100上。
[0218]如图29A中所示，系统100在路线908中通过一系列步骤被准备，这些步骤包括准备单次使用模块634 (步骤922)、准备具有准备溶液的系统100 (步骤924)、过滤来自供体的血液并且把它添加到系统100的储箱160 (步骤912)、及把心脏102连接到系统100中(步骤904)。具体地说，准备单次使用模块634的步骤922包括组装一次性单次使用模块634。适当的组件表示在例如图24A-24D、图25A-25C、及图26中。在模块634组装、或提供在适当组件中之后，它然后通过以上参照21A-21C描述的过程插入到多次使用模块650中。
[0219]在步骤924中，加载系统100用准备溶液准备好，如下面参照表1更具体详细描述的那样。根据一个特征，为了帮助准备，系统100提供在图27A中所示安装到器官腔室组件104中的器官旁路导管810。如描绘的那样，旁路导管包括三段810a-810c。段810a附加到肺动脉插管接口 170上。段810b附加到主动脉插管接口 810b上，并且段810c附加到肺静脉插管接口 166。使用如此附加/插管到器官腔室组件104中的旁路导管810，操作人员可使系统100把灌注流体108循环通过在实际操作期间使用的所有路径。这使系统100在把心脏102插管到位之前能够被彻底测试和准备好。
[0220]在下个步骤912中，来自供体的血液被过滤和添加到储箱160。过滤过程通过白细胞和血小板的完全或部分除去减小发炎过程。另外，供体血液与一种或多种营养素116和/或保存118溶液相混合，以形成灌注流体108。在步骤926中，系统100通过把灌注流体108在退行流动模式中泵送通过系统100来利用灌注流体108准备好，如以上参照图24B描述的那样，并且使旁路导管810在适当的位置上。当灌注流体108在准备步骤926中循环通过系统100时，它在通过加热器组件110时弄热到希望温度。希望温度范围和加热应用在上面参照图6A至6E、 及关于图13描述。在步骤920中，在系统100用灌注流体108准备好之后，旁路导管810被除去，并且心脏102，如以上描述和在图27B中表示的那样，装备到系统100上。
[0221]在心脏102装备到系统100上之后，泵104被致动，并且流动模式阀112定位在退行流动模式中(以上参照图1和4描述)，以在退行流动模式中通过主动脉把灌注流体108泵送到心脏102的血管系统中。温暖、氧气和营养丰富的灌注流体108通过心脏102的泵送，允许心脏102在接近正常生理状态下的活体外起作用。具体地说，温暖灌注流体108在它通过心脏102灌注时温暖心脏102，这可以使心脏102恢复以其自然方式博动。在某些情况下，希望帮助心脏102恢复其博动，这可以通过把掌握信息或除颤信号143(表示在图22E中)提供到心脏102而进行。这可以如以上参照图5A-5F的器官腔室组件和图17A-17J的操作人员接口 146描述的那样进行。
[0222]在心脏在步骤920装备到系统100上之后，随后的步骤928和930允许操作人员测试心脏102和系统100、和评估其相应状态。说明性地，步骤928涉及分别评估来自传感器142和144 (如图27A中表示的那样定位)的ECG信号379和381、以及来自传感器140的灌注流体108的血细胞比容145和氧气饱和141水平。如参照图12和17A-17I进一步描述的那样，操作人员在心脏102被插管的同时，也可监视系统100的流体流动、压力、及温度。如以上参照图5E和5F描述的那样，洲试步骤928也可以包括使操作人员通过升起器官腔室104的外盖196和间接地通过柔性隔膜198b触摸/检查心脏102而触摸/检查心脏102。在评估步骤930期间，基于在测试928期间得到的数据和其它信息，操作人员确定是否和如何调节系统100的性能(例如，流体流动、压力、及温度)、和是否提供辅助除颤、或对于心脏102的其它需要处置模式。操作人员在步骤932中进行任何这样的调节，然后重复步骤928和930以重新测试和重新评估心脏102和系统100。在一定实施例中，操作人员也可以选择在调节步骤932期间对于心脏102进行外科、治疗或其它过程。例如，操作人员可进行心脏的生理适应性评估，像例如进行超声波或其它成像检验、对于心脏进行超声心动图或诊断检验、测量动脉血液气体水平和其它评估检验。
[0223]在另一种应用中，在步骤932期间或其之后，系统100允许医护人员在移出之后但在植入受体之前针对与打算受体的相容性来评估器官。例如，操作人员可以在器官插管到系统100上的同时，对器官进行人体白细胞抗原(HLA)匹配检验。这样的检验可能要求12小时或更长，并且被进行以保证器官与打算受体的相容性。使用上述系统100保存器官可能允许超过完成HLA匹配所需要的时间的保存时间，可能导致改进的移植后后果。在HLA匹配检验例子中，在保存溶液正在泵送到心脏的同时，对于心脏可进行HLA检验。[0224]根据另外的说明性实施例，在心脏如由步骤932确定的那样起作用之后，操作人员对心脏进行外科手术或提供治疗或其它处置，如免疫抑制处置、化学治疗、基因测试和治疗、或辐射治疗。因为系统100允许心脏102在接近生理温度、流体流量、及氧气饱和水平下被灌注，所以心脏102在调节步骤932之后可保持长时间段(例如，至少3天或更多、大于至少I周、至少3周、或一个月或更长的时段)，以允许重复评估和处置。
[0225]根据说明性实施例，测试928、评估930及调节932步骤可以在系统100在退行流动模式中操作的情况下进行，或者可以在系统100在正常流动模式中操作的情况下进行。在正常流动模式中，操作人员可在正常或接近正常生理血液流动条件下测试心脏102的功能。基于评估930，如有必要，在步骤932中可以调节系统100的设置，以修改流动、加热及/或其它特性，以在步骤934中稳定心脏102，准备好在步骤936中运输到受体地点。在心脏102和系统100被测试和评估以保证适当性能之后，具有加载心脏102的系统在步骤936处运输到受体地点。
[0226]现在参照图30，移植过程的第一阶段942涉及重复在刚离开供体地点936之前进行的测试928和评估930步骤。如果心脏102的功能和特性是不可接受的，则系统100可被调节942为适当的，例如，以提供适当的流体氧含量或营养水平、或增大或减小适当流体温度。如以上提到的那样，对于心脏102可以进行外科和/或其它治疗/矫正过程、以及测试928和评估930。根据说明性实施例，在受体地点处的测试可以在退行流动模式、正常流动模式、或两者的组合中进行。
[0227]在步骤946处，在测试完成之后，系统100放置在正常/向前流动模式中。在一定实施例中，这个步骤946不启动，直到左心房152和肺静脉164被插管、在系统中有适当的操作体积、心脏呈现稳定的电活动、ABG和电解质在可接受范围内、Sv02是> 80%、及血液温度在约34°C与约36°C之间。步骤946通过减慢和/或停止系统100的退行泵送、然后重新启动在向前模式中的泵送而完成。在一定实施例中，在向前模式中重新启动之前，用户打开主动脉抽样端口 754a，通过逆时针旋转压力控制夹具190而释放该夹具，然后把泵106的流量增大到约1.0升/分，把流动控制阀112设置到正常/向前流动，及把泵106的流量增大到约2.0升/分，以允许血液102置换在系统100的灌注管线(例如802)中的空气、并且通过心脏102的左侧和向下到储箱返回管线808。用户然后关闭主动脉抽样端口 754a。
[0228]从泵106发出的灌注流体108的流量然后在步骤950处增大到临床医师挑选的水平(典型地在约I升/分至约5升/分之间)，以接近由心脏102在正常博动模式中起作用时提供的生理流量。心脏102和系统100在步骤952处以与以上关于步骤928和930描述的方式相类似的方式被再次测试。临床医师也可以挑选对于心脏进行任何其它实验或评估，例如超声心动图、电解质测量、心脏酶测量、新陈代谢测量、血管内超声评估、压力-体积环路评估、及Millar压力评估。
[0229]在受体地点处的第三阶段946中，心脏102准备移植到受体中。这个阶段包括对泵106断电以停止灌注流体108的流动。其次，在步骤958中，心脏102被停博，例如通过以与在受体地点处在步骤914中进行的相类似的方式给它注射心麻痹溶液。在步骤960中，心脏102去除插管，并且从器官腔室组件106除去。在步骤962中，心脏102通过首先除去缝合901a-901f、然后把心脏102插入在受体的胸腔中、及把各种心脏囊(例如，158、164a、164b、168a、168b、169a、169b、及903a_903f)缝合到它们在受体内的适当配对囊上而移植到受体病人中。
[0230]尽管已经描述了除颤心脏、把定速信号输送到心脏、及由取自灌注流体的样本进行血液化学分析的外部装置和方法，但把这些特征集成到便携式系统中也可能是有益的。这样的特征包括除颤、定速、诊断ECG感应、及血液化学分析。
[0231]如以上描述的那样，系统100采用准备溶液，并且也采用把营养补充116溶液和保存溶液118与血液产品或 合成血液产品相组合以形成灌注流体108的灌注流体108。接下来描述准备、补充116、及保存118溶液。
[0232]根据一定实施例，具有特定溶质和浓度的溶液被选择和定比例，以使器官在生理或接近生理条件下起作用。例如，这样的条件包括在或接近生理温度处保持器官功能、和/或把器官保存在允许诸如蛋白质合成之类的正常细胞代谢的状态下。
[0233]在一定实施例中，溶液由混合物通过把成分与流体组合、由较浓溶液通过稀释、或由较稀溶液通过浓缩而形成。在示例性实施例中，适当的溶液包括能量源、在移植之前和期间帮助器官继续其正常生理功能的一种或多种刺激剂、及选择和定比例以至于器官在灌注期间继续其细胞代谢的一种或多种氨基酸。细胞代谢包括例如在灌注期间在起作用的同时进行蛋白质合成。某些说明性溶液基于水的，而其它说明性溶液是不含水的，例如基于有机溶剂的、基于离子液体的、或基于脂肪酸的。
[0234]溶液可以包括帮助器官执行其正常生理功能的一种或多种富含能量成分。这些成分可以包括是可代谢的能量丰富材料、和/或器官在灌注期间可用来合成能量源的这样的材料的成分。能量丰富分子的示例性源包括例如一种或多种碳水化合物。碳水化合物的例子包括单糖、双糖、低聚糖、多糖、或其组合、或其母体或代谢物。尽管不意味着限制，但适用于溶液的单糖的例子包括辛糖；庚糖；己糖，如果糖、阿洛糖、阿卓糖、葡萄糖、甘露糖、古洛糖、艾杜糖、半乳糖、及塔罗糖；戊糖，如核糖、阿拉伯糖、木糖、及来苏糖；丁糖，如赤藓糖和苏糖；及丙糖，如甘油醛。尽管不意味着限制，但适用于溶液的双糖的例子包括(+)_麦芽糖(4-0- ( a -D-吡喃葡萄糖基)-a -D-吡喃葡萄糖)、(+)-纤维二糖(4_0_ ( β -D-吡喃葡萄糖基)-D-吡喃葡萄糖)、(+)_乳糖(4-0-(β -D-吡喃半乳糖基)_β -D-吡喃葡萄糖)、蔗糖(2-0-(a-D-吡喃葡萄糖基)-β-D-呋喃果糖苷)。尽管不意味着限制，但适用于溶液的多糖的例子包括纤维素、淀粉、直链淀粉、支链淀粉、硫粘蛋白多糖(如硫酸皮肤素、硫酸软骨素、硫代硫酸盐(sulodexide)、中基富与酸(mesoglycans)、硫酸乙酰肝素、idosanes、肝素及类肝素)、及糖原。在某些实施例中，使用单糖、双糖、和醛糖与酮糖的多糖、或它们的组合。在这里描述的溶液中可以采用一种或多种异构体，包括对映体；非对映体；及/或单糖、双糖、及/或多糖的互变异构体，包括这里描述和未描述的那些。在某些实施例中，一种或多种单糖、双糖、及/或多糖可能已经化学改性，例如通过一个或多个官能团的衍化和/或保护(具有保护团)。在一定实施例中，诸如右旋糖或其它形式的葡萄糖之类的碳水化合物是优选的。
[0235]其它可能能量源包括三磷酸腺苷(ATP);辅酶A ;丙酮酸盐；黄素腺嘌呤二核苷酸(FAD);氯化硫胺素焦磷酸(辅羧酶)；β_烟酰胺腺嘌呤二核苷酸(NAD) 烟酰胺腺嘌呤二核苷酸磷酸(NADPH);及核苷的磷酸盐衍生物，即核苷酸，包括单、双、及三磷酸盐(例如，UTP、GTP、GDF、及UDP);辅酶；或具有类似细胞代谢功能的其它生物分子；及/或其代谢物或母体。例如，预期腺苷、鸟苷、胸苷(5-Me-尿苷)、胞苷、及尿苷的磷酸盐衍生物，以及其它自然和化学改性核苷。
[0236]在一定实施例中，与磷酸盐源，如核苷酸，一道提供一种或多种碳水化合物。碳水化合物帮助器官能够在灌注期间产生ATP或其它能量源。磷酸盐源可以通过ATP、ADP、AMP或其它源直接提供。在其它说明性实施例中，磷酸盐通过磷酸酯盐提供，如通过磷酸甘油、磷酸钠或其它磷酸盐离子提供。磷酸盐可以包括在任何离子状态下的其任何形式，包括质子化形式和具有一个或多个相反离子的形式。
[0237]溶液可以包括用来帮助器官在灌注期间的正常生理功能的一种或多种器官刺激剂。在其中移植器官是心脏的某些说明性实施例中，提供心脏刺激剂，以使心脏能够在灌注和移植期间继续起作用(例如，继续博动)。这样的刺激剂可以包括例如儿茶酚胺，如肾上腺素和/或去甲肾上腺素，它们促进心脏的博动。可以使用其它心脏刺激剂，如一定形式的肽和/或多肽(例如，加压素、Anthropleurin-A和Anthropleurin-Β)、及/或β I / β 2-肾上腺接受体阻塞剂(如CGP12177)、buplinarol、心得乐(pindolol)、心得舒(alprenolol)、及强心苷。也可以使用一种或多种天然产品，如毛地黄(地高辛)、沼泽木贼碱(palustrin)、及/或阿魏酸。诸如以上的那些之类的刺激剂可与溶液一起包括,或者在使用点处由用户添加。
[0238]在某些情况下，提供辅助成分，以帮助器官在灌注期间执行其代谢。这些成分包括例如腺嘌呤和/或腺苷的形式或衍生物，它们可以用于ATP合成、用来保持内皮功能、及/或用来减轻局部缺血和/或重新灌注损伤。根据一定实施，镁离子源提供有磷酸盐，并且在一定实施例中，提供有腺苷，以进一步增强在灌注器官的细胞内的ATP合成。
[0239]这里描述的溶液可以包括一种或多种氨基酸，优选地多种氨基酸，以支持通过器官的细胞的蛋白质合成。适当的氨基酸包括例如自然出现的氨基酸的任一种。氨基酸可以处于各种对映或非对映形式。例如，溶液可以采用D-或L-氨基酸、或其组合，即在较多D-或L-异构体或外消旋溶液中对映丰富的溶液。适当氨基酸也可以是非自然出现的或改性氨基酸，如瓜氨酸、鸟氨酸、高半胱氨酸、高丝氨酸、诸如丙氨酸之类的氨基酸、氨基-己酸、或其组合。[0240]一定典型溶液包括某些但不是所有自然出现的氨基酸。在某些实施例中，溶液包括必需氨基酸。例如，溶液可以用如下氨基酸的一种或多种或全部制备:
[0241]
【权利要求】
1.一种能够从器官护理系统中的泵驱动器组件移除的泵接口组件，所述器官护理系统将器官维持在生理状态，所述泵接口组件包括: 壳体，所述壳体包括外侧和内侧； 第一可变形隔膜，所述第一可变形隔膜与所述壳体的内侧流体紧密地互连，以在可变形隔膜的内侧与所述壳体的内侧之间限定腔室， 其中，所述壳体构造成能够与所述泵驱动器组件移除地对接并且包括: 凸缘，所述凸缘从所述壳体的外侧延伸并且构造成与限定在所述泵驱动器组件中的槽沟配合；以及 突起，所述突起设置在所述壳体的外侧，并且构造成邻接所述泵驱动器组件的一个或多个表面以在相对于所述泵驱动器组件旋转所述壳体时沿朝向所述泵驱动器组件的泵驱动器的方向迫动所述壳体，从而在所述壳体与所述泵驱动器组件之间形成流体紧密密封， 流体进口，所述流体进口用于接收器官灌注流体并且用于将流体提供至所述腔室中，以及 流体出口，所述流体出口用于响应于所述泵驱动器使所述第一可变形隔膜沿朝向所述壳体的内侧的方向变形而将所述器官灌注流体排出到所述腔室外， 其中，所述器官护理系统和所述泵驱动器组件能够不止一次地重复使用，而泵接口和壳体能够在容纳被维持在生理状态下的器官的单次使用之后而被废弃。
2.根据权利要求1所述的泵接口组件，包括支架，所述支架用于配合在所述第一可变形隔膜的周缘上，以在所述可变形隔膜内侧的周缘与所述壳体内侧的周缘之间形成流体紧密密封。
3.根据权利要求1所述的泵接口组件，包括衬垫，所述衬垫用于提供与所述泵驱动器组件的流体紧密的互连。
4.根据权利要求1所述的泵接口组件，其中，所述流体出口是单向流体出口。
5.根据权利要求4所述的泵接口组件，其中，所述单向流体出口包括球阀组件，所述球阀组件定向成响应于所述泵驱动器沿远离所述壳体内表面的方向移动而关闭，并且定向成响应于所述泵驱动器沿朝向所述壳体内侧使所述第一可变形隔膜变形的方向移动而打开，以通过所述流体出口排出器官灌注流体。
6.根据权利要求1所述的泵接口组件，包括第二可变形隔膜，所述第二可变形隔膜邻近所述第一可变形隔膜安装以在所述第一可变形隔膜失效的情况下提供故障容许密封。
7.根据权利要求1所述的泵接口组件，其中，所述泵接口组件至少部分地由聚碳酸酯形成。
8.根据权利要求1所述的泵接口组件，其中，所述泵接口组件是单次使用一次性组件。
9.根据权利要求1所述的泵接口组件，其中，所述流体进口确定尺寸、成形以及定向成用于接收灌注流体的重力进给。
10.一种用于与器官护理系统一起使用的泵系统，所述器官护理系统将器官维持在生理状态，所述泵系统包括: 泵驱动器组件，所述泵驱动器组件限定槽沟并且包括: 泵驱动器； 对接端口 ；以及外表面； 泵接口组件，所述泵接口组件构造成可移除地连接至所述泵驱动器组件，所述泵接口组件包括: 壳体，所述壳体具有外侧和内侧； 第一可变形隔膜，所述第一可变形隔膜与所述壳体的内侧流体紧密地互接，以在所述可变形隔膜的内侧与所述壳体的内侧之间限定腔室，所述隔膜构造成流体地隔离所述泵驱动器与所述腔室； 凸缘，所述凸缘从所述壳体的外侧延伸并且构造成与所述槽沟配合； 突起，所述突起设置在所述壳体的外侧，并且构造成邻接所述泵驱动器组件的外表面以在相对于所述泵驱动器组件旋转所述壳体时沿朝向所述泵驱动器组件的方向迫动所述壳体，从而在所述壳体与所述泵驱动器组件之间形成流体紧密密封； 流体进口，所述流体进口用于接收灌注流体并且用于将流体提供至所述腔室中，以及 流体出口，所述流体出口用于响应于所述泵驱动器使所述可变形隔膜沿朝向所述壳体的内侧的方向变形而将 器官灌注流体排出到所述腔室外， 其中，所述泵驱动器组件设置在所述器官护理系统上，并且所述壳体设置在所述泵接口组件上，使得当所述泵接口组件设置在所述器官护理系统上时，所述泵驱动器能够驱动泵接口。
11.根据权利要求10所述的系统，其中，所述泵接口组件包括支架，所述支架用于配合在所述第一可变形隔膜的周缘上，以在所述可变形隔膜内侧的周缘与所述壳体内侧的周缘之间形成流体紧密密封。
12.根据权利要求10所述的系统，其中，所述泵接口组件包括衬垫，所述衬垫用于提供与所述泵驱动器组件的流体紧密的互连。
13.根据权利要求10所述的系统，其中，所述流体出口是单向流体出口。
14.根据权利要求13所述的系统，其中，所述单向流体出口包括球阀组件，所述球阀组件定向成响应于所述泵驱动器沿远离所述壳体内表面的方向移动而关闭，并且定向成响应于所述泵驱动器沿朝向所述壳体内侧使所述第一可变形隔膜变形的方向移动而打开，以通过所述流体出口排出器官灌注流体。
15.根据权利要求10所述的系统，包括第二可变形隔膜，所述第二可变形隔膜邻近所述第一可变形隔膜安装以在所述第一可变形隔膜失效的情况下提供故障容许密封。
16.根据权利要求10所述的系统，其中，所述泵接口组件至少部分地由聚碳酸酯形成。
17.根据权利要求10所述的系统，其中，所述泵接口组件是单次使用一次性组件。
18.根据权利要求10所述的系统，其中，所述流体进口确定尺寸、成形以及定向成用于接收灌注流体的重力进给。
【文档编号】A01N1/02GK103931605SQ201310556156
【公开日】2014年7月23日 申请日期:2005年10月7日 优先权日:2004年10月7日
【发明者】瓦利德·哈桑内, 理查德·布林哈姆, 乔瓦尼·切切雷, 艾哈迈德·埃尔贝塔诺尼, 罗伯特·菲斯曼, 劳伦斯·戈夫, 塔梅尔·卡亚尔, 斯坦利·枝, 斯克特·纽厄尔, 伯特·奥克斯, 丹尼斯·索萨, 罗纳德·泰勒, 约翰·鲁尔克, 保罗·莱兹伯格, 霍萨姆·阿尔加米尔, 大卫·卡蓬特 申请人:特兰斯迈迪茨公司