DE102008024471A1

DE102008024471A1 - Herz-Lungen-Bypasseinrichtung

Info

Publication number: DE102008024471A1
Application number: DE102008024471A
Authority: DE
Inventors: Helge Myklebust
Original assignee: Laerdal Medical AS
Current assignee: Laerdal Medical AS
Priority date: 2007-05-23
Filing date: 2008-05-21
Publication date: 2008-12-04
Also published as: JP4549407B2; US20080294252A1; AU2008202228A1; FR2916358A1; JP2009022739A; GB2449471B; US8672867B2; ITMI20080959A1; AU2008202228B2; GB0709908D0; GB2449471A

Abstract

Die Erfindung betrifft eine Herz-Lungen-Bypasseinrichtung, die für eine Notfallverwendung angepasst ist. Die Einrichtung umfasst eine erste Röhre, die zur Verbindung mit Venen aufgebaut ist, und eine zweite Röhre, die zur Verbindung mit Arterien aufgebaut ist. Die Einrichtung umfasst ferner eine Pumpe, die zwischen den ersten und zweiten Röhren verbunden ist und ausgebaut ist, um in einer ersten Betriebsart das Fluid in eine Richtung zu pumpen und in einer zweiten Betriebsart das Fluid in die entgegengesetzte Richtung zu pumpen, und eine Steuereinheit, die mit der Pumpe verbunden ist und aufgebaut ist, um den Betrieb der Pumpe zu steuern. Auf diese Weise fungieren die Lungen als Oxygenator der Herz-Lungen-Bypasseinrichtung.

Description

Trotz Untersuchungen in der Forschung, beim Training, bei Equipment und Infrastruktur, ist die Überlebensrate nach einem unerwarteten Herzstillstand während der letzten Dekaden im Wesentlichen unverändert geblieben. Im Schnitt beträgt die Überlebensrate ungefähr 5% in den USA/Europa, kann aber sogar so gering wie 2% in größeren Städten oder deutlich über 20% in den Städten mit der besten Implementierung von Wissenschaft und Ausbildung liegen.
Ein Faktor, der das Überleben beeinflusst, ist die Zeit, die vom Beginn des Herzstillstands bis zum Beginn der professionellen Behandlung vergeht. Diese Zeit variiert stark. Es ist bekannt, dass lebensnotwendige Organe ungefähr 5–10 Min. ohne Infusion, bevor Wiederbelebung eintritt, aushalten können, und nach dieser Zeit werden die Überlebenschancen um ungefähr 5–10% pro Minute verringert, so dass nach 15–20 Min. die Überlebenschancen sehr gering sind.
Es besteht daher eine Notwenigkeit zum Vergrößern des Zeitfensters für die Möglichkeit der Wiedergenesung von einem Herzstillstand.
Ein anderer Faktor des Überlebens besteht darin, dass sich eine gegenwärtige Behandlung über Brustkompression, Beatmung, Defibrillation und Medikamente nicht mit der zu Grunde liegenden Ursache des Stillstands befassen. Einige Herzen sind einfach zu beeinträchtigt, um wiederbelebt zu werden, obwohl eine CPR, Medikamente und Defibrillation gemäß der besten Praxis bereitgestellt werden. Viele Patienten, bei denen sich kein spontaner Kreislauf innerhalb einiger Minuten der Wiederbelebungsversuche einstellt, könnten von dem Empfang einer kontinuierlichen CPR profitieren, um lebensnotwendige Organe intakt zu halten, gefolgt durch Anwendung irgendwelcher äußeren Kreislaufmittel, um genug Zeit zu gewinnen, so dass korrektive Behandlungen im Krankenhaus durchgeführt werden können.
Ein weiterer Faktor, der das Überleben betrifft, ist ein Reperfusionsschaden. Zellbeschädigungen treten nicht nur als Folge von Ischämie auf, sondern auch als Funktion der Reperfusion. Gegeben sei die Situation eines plötzlichen Herzstillstands, es wurden Anhaltspunkte gefunden, anzunehmen, dass das meiste Zellsterben und darauffolgende irreversible Organschäden stattfinden, wenn Reperfusion wiederhergestellt wird, aufgrund des Kreislaufs toxischer Komponenten, die sich während der Ischämie gebildet haben. Das wird beispielsweise von Vanden Hoek, u. a. „Reperfusion, not simulated ischemia, initiates intrinsic apoptiosis injury in chick cardiomyocytes", Am J Physiol Heart Circ Physiol, 284: H141–H150, 2003 beschrieben.
Ein dritter Faktor, der das Überleben verbessern kann, betrifft die induzierte Hypothermie. Es ist bekannt, dass therapeutische Hypothermie nach Herzstillstand förderlich ist und das „Intra-arrest"-Kühlung sowohl mit Bezug auf den Defibrillationserfolg als auch für das Überleben bis zum Verlassen des Krankenhauses förderlich ist. Kühlen scheint auch die Geschwindigkeit des Zellsterbens, das durch Reperfusion nach einem Herzstillstand verursacht wird, zu verlangsamen. Das ist beispielsweise von Abella u. a in „Intra-Arrest Cooling Improves Outcomes in a Murine Cardiac Arrest Model", Circulation 2004; 109; 2786–2791 beschrieben.
Der meist angewendete Weg, um das Zeitfenster zu vergrößern, besteht in der Durchführung der Herz-Lungen-Reanimation (CPR) beim Opfer des Herzstillstands. CPR ist ein Verfahren, das erste lebenserhaltende Maßnahmen in dem Fall eines plötzlichen Herzstillstands durchgeführt wird. Das Verfahren umfasst Brustkompressionen und Beatmung. Allerdings gibt es bei dieser Methode Grenzen. Die Person, welche die CPR durchführt, ist möglicherweise nicht ausreichend qualifiziert oder motiviert, es bestehen Schwierigkeiten beim Durchführen einer CPR in einer Ambulanz, dort sind nicht genug Retter bzw. Helfer verfügbar, um eine CPR und andere notwendige Aktivitäten gleichzeitig bzw. zur selben Zeit durchzuführen, es ist schwierig eine CPR über einen langen Zeitraum durchzuführen und die Wirksamkeit einer CPR, um einen Durchfluss zu erzeugen, verringert sich auch mit der Zeit.
Das hat zu einem Bedarf für einen Herz-Lungen-Notfallbypass (eCPB). Ein Herz-Lungen-Bypass (CPB) (manchmal auch als Herz-Lungen-maschine bezeichnet) ist eine Technik, die vorübergehend die Funktion des Herzens und der Lungen während eines Herzstillstands übernimmt. Traditionell wurde das in Krankenhäusern während einer Operation verwendet, zum Zuführen einer Ganzkörperhypothermie als Lebensunterstützung für Neugeborene mit ernsten Geburtsschäden, oder um Empfänger für eine Organtransplantation, bis neue Organe gefunden werden können, zu beatmen und am Leben zu erhalten. Solche traditionellen Maschinen sind typischerweise nicht für die Verwendung im Notfall geeignet, da sie nicht tragbar sind, sie bedürfen besonderer Fähigkeiten betrieben zu werden, und sind nicht einfach an Orte zu transportieren, wo ein Herzstillstand- oder Traumaopfer lokalisiert ist. Allerdings gibt es im Moment eine wachsende Anwendung für CPBs, selbst für Herzstillstandspatienten.
Die US 5,308,320 beschreibt eine tragbare und modulare Herz-Lungen-Bypassvorrichtung, die an einen Unfallort oder zu einem Herzstillstandopfer transportiert werden kann. Die Vorrichtung umfasst Ballonkatheter, die zur Verteilung des Blutflusses an spezielle Teile des Körpers verwendet werden, beispielsweise, um die Medikation lediglich zu einigen Bereichen des Körpers zu regulieren.
Die US 2005/0027231 beschreibt eine mobile Herz-Lungenmaschine, die zwei getrennte Module umfasst. Ein Modul umfasst Elemente, die das Blut in Umlauf halten, die biomechanische und physiologische Signale empfängt und die Steuerungssignale implementiert, das ist das sog. „disposable module". Das andere Modul umfasst Antriebs- und automatische Steuerelemente, ein sog. „reusable module". Dieses zweimodulige Design ermöglicht eine schnelle Wiederverwendung der Maschine.
Diese Herz-Lungen-Bypassvorrichtungen weisen einen Oxygenator in dem Bypasskreis auf, der Sauerstoff zur Infusion mit Blut überträgt und Kohlendioxid aus dem Venenblut, d. h. zum Gasaustausch, entfernt. Der Oxygenator ist ein Risikofaktor dieser Vorrichtungen, da Blut einem großen Oberflächenbereich des Oxygenators ausgesetzt wird und gerinnen kann. Der Oxygenator ist ferner groß und macht die Vorrichtung sperrig und komplex und bei Verwendung teuerer.
Die US 4,756,705 beschreibt ein Herz-Lungen-System, das die Lungen des Patienten als ein Oxygenator verwendet. Das Herz und die Lungen werden in zwei Kreise gekoppelt, wobei Blut von dem Herz in einem Venenreservoir gesammelt wird, durch die Lungen gebracht wird und das mit Sauerstoff angereicherte Blut in einem Arterienreservoir gesammelt wird, wo es erwärmt wird und in den Körper gebracht wird.
Das ist ein kompliziertes System mit einer Vielzahl von Kathetern, zwei separaten Pumpen zum Pumpen des Bluts in den Körper und zwei separaten Blutreservoirs. Dieses System ist für die Notfallanwendung nicht geeignet und ist nicht tragbar bzw. portabel.
Der Gegenstand der Erfindung besteht darin, die Probleme aus dem Stand der Technik zu überwinden und eine Herz-Lungen-Notfallbypasseinrichtung bereitzustellen, die preiswerter ist und eine verringerte Größe und Komplexität aufweist und die auch das Risiko beeinträchtigter Biokompatibilität verringert.
Die Aufgabe der Erfindung wird mit den Merkmalen der Patentansprüche erzielt.
Die Erfindung ist nicht auf eine Herz-Lungen-Notfallbypassvorrichtung beschränkt, die Vorrichtung gemäß der Erfindung kann auch in Krankenhäusern für eher traditionelle Arbeitsabläufe, welche die Verwendung des Herz-Lungen-Bypass benötigen, angewendet werden.
Die Herz-Lungen-Bypasseinrichtung gemäß der Erfindung umfasst eine erste Röhre, die zur Verbindung mit einer Vene aufgebaut ist, und eine zweite Röhre, die für eine Verbindung mit einer Arterie aufgebaut ist, eine Pumpe, die zwischen der ersten und zweiten Röhre verbunden ist und aufgebaut ist, um in einer ersten Betriebsart ein Fluid in eine Richtung zu pumpen, und in einer zweiten Betriebsart in die entgegengesetzte Richtung zu pumpen, und eine Steuereinheit, die mit der Pumpe verbunden ist und aufgebaut ist, um den Betrieb der Pumpe zu steuern.
Die erste und zweite Röhre können Kanülen, Katheter oder andere röhrenförmige Einrichtungen sein, die zum Zurücknehmen und/oder Zurückbringen von Blut von/zu Venen/Arterien geeignet sind. Die Röhren können mit einer Hauptvene und/oder Arterie, beispielsweise der Oberschenkelarterie und Vene, verbunden werden.
Die Pumpe kann irgendeine geeignete Pumpe sein. Eine Walzenpumpe kann eine geeignete Wahl aus Sicht der Kosten, Komplexität und des Risikos sein. Eine Walzenpumpe steht nicht mit dem gepumpten Fluid in Kontakt, bewegt aber das Fluid in einer Röhre durch Drücken eines Satzes von Walzen gegen die Röhre in der gewünschten Strömungsrichtung. Die Pumpe kann eine bidirektionale Pumpe sein, oder kann mit einer Anordnung, beispielsweise von Ventilen, verbunden sein, was das Pumpen in zwei unterschiedliche Richtungen ermöglicht.
Die Steuereinheit steuert sowohl den Betrieb der Pumpe als auch anderer steuerbarer Einheiten, die in der Einrichtung umfasst oder damit verbunden sein können. Die Steuereinheit kann eine mechanische oder elektrische Einrichtung sein, welche die Richtung und/oder Menge des Durchflusses der Pumpe einstellen kann. Eine mechanische Steuereinheit kann beispielsweise als Motor ausgeführt sein, der angeordnet ist, um die Richtung nach einer Anzahl von Drehungen zu verändern, wobei eine Kopplung zwischen dem Motor und Rotor aufgebaut ist, um die Drehrichtung zu verändern, usw. Eine elektrische Steuereinheit kann beispielsweise eine programmierbare Steuerung oder eine andere programmierbare Einrichtung sein, die mit dem Motor verbunden ist.
In einer Ausführungsform umfasst die Herz-Lungen-Bypasseinrichtung gemäß der Erfindung ein Fluidreservoir, das mit der Pumpe verbunden ist. Das Fluidreservoir kann verwendet werden, um Volumen zum gepumpten Fluss hinzuzufügen, um einen relativen Verlust des effektiven vaskularen Volumens aufgrund eines Verlusts des Tonus der Gefäße aufgrund des Herzstillstands zu kompensieren. Das Fluidreservoir ist mit der Seite des geringen Drucks der Pumpe verbunden. Indem die Seite des geringen Drucks wechselt, wenn die Pumpenrichtung wechselt, kann das Fluidreservoir mit beiden Seiten der Pumpe verbunden sein, und die Verbindungen werden geöffnet/geschlossen, wenn sich die Pumpenrichtung verändert. Dieses Öffnen/Schließen der Verbindungen kann mit der Bereitstellung eines Einwegeventils in jeder Verbindung oder durch elektromechanisch gesteuerte Ventile aufgebaut sein, die mit der Steuereinheit verbunden sind und von dieser gesteuert werden.
In einer Ausführungsform der Erfindung umfasst die Herz-Lungen-Bypasseinrichtung eine variable Drosselung, die mit der zweiten Röhre verbunden ist. Die Drosselung kann in oder benachbart zur Röhre in einer Position angeordnet sein, wo das Maß der Drosselung den Blutfluss zu speziellen Bereichen des Körpers richtet. Die Drosselung kann beispielsweise als ein Ballon ausgeführt sein, der aufgeblasen und/oder entleert sein kann. Dieses Aufblasen/Entleeren des Ballons verhindert/erlaubt einen Blutfluss, beispielsweise zum Verhindern/Senken des Blutflusses zu unteren Bereichen des Körpers, wo der Blutfluss weniger kritisch ist, wodurch ein größerer Blutfluss zum Kopf und Herzen ermöglicht wird. Die Regulierung der Drosselung, beispielsweise Aufblasen und Entleeren des Ballons kann manuell oder automatisch durchgeführt werden. Die Drosselung kann mit der Steuereinheit verbunden sein und von dieser gesteuert werden.
In einer Ausführungsform umfasst die Herz-Lungen-Bypasseinrichtung eine Anzahl von Sensoren, die mit der Steuereinheit verbunden sind. Die Sensoren können Zeitsensoren, Temperatursensoren, Sauerstoffniveausensoren, Blutgassensoren, Drucksensoren, Kohlendioxidsensoren oder Kombinationen solcher Sensoren sein. Die Sensoren können beispielsweise in Ventilen vorgesehen sein, die ein Fluidreservoir mit der Fluidpumpe verbinden, oder die Sensoren können an anderen geeigneten Orten in dem Fluidweg angeordnet sein, wie beispielsweise in dem Einlass/Auslass der Pumpe, in der Nähe der variablen Drosselung usw. Die Sensordaten können von der Steuereinheit verwendet werden, um den Betrieb der Pumpe, Drosselung und/oder Ventile zu steuern.
Die Herz-Lungen-Bypasseinrichtung gemäß der Erfindung kann in einer Ausführungsform eine Beatmungseinrichtung umfassen, um die Lunge mit ausreichendem Sauerstoff für den Gasaustausch zu versorgen. Die Beatmungseinrichtung kann eine manuelle Beatmungseinrichtung oder eine automatische Beatmungseinrichtung sein. Die Beatmungseinrichtung kann mit der Steuereinheit verbunden sein. Die Steuereinheit kann Daten aus Sensoren verwenden, um die Beatmungseinrichtung zu steuern, beispielsweise können Sauerstoff und CO₂-Sensorsignale, welche die Notwendigkeit für mehr oder weniger Sauerstoff im Blut kennzeichnen, zur Steuerung der Beatmungsrate oder des Volumens verwendet werden.
In einer Ausführungsform wird eine „Continuous Insufflation of Oxygen" (CIO) Röhre bereitgestellt, die einen kontinuierlichen Strom von Sauerstoff in die Lungen bereitstellt (beispielsweise 15–30 Liter pro Minute), was ermöglicht, dass der Gasaustausch und ein Niveau von CPAP (kontinuierlicher positiver Luftwegdruck; „continuous positive airway Pressure") verhilft, die Lungen erweitert zu halten, um eine maximale effektive Lungenfläche für den Gasaustausch sicherzustellen.
Die Steuereinheit kann eine Rückmeldungseinrichtung zum Bereitstellen einer Rückmeldung für einen Retter bzw. Helfer umfassen. Die Rückmeldung kann beispielsweise Anweisungen sein, wie die Beatmung durch Erhöhen/Verringern der Beatmungsrate und/oder des Volumens verbessert wird.
Die Herz-Lungen-Bypasseinrichtung gemäß der Erfindung umfasst keinen externen Oxygenator.
Die Erfindung wird im Folgenden detaillierter anhand eines Beispiels und mit Bezug auf die begleitenden Zeichnungen beschrieben.
1 zeigt das Prinzip der Herz-Lungen-Bypasseinrichtung gemäß der Erfindung.
2 ist eine ähnliche Figur wie 1, stellt aber den Gefäßwiderstand verschiedener Teile des Körpers dar.
1 stellt ein Model 10 der Herz-Lungen-Bypasseinrichtung gemäß der Erfindung verbunden mit einem Körper 23 dar. Die Einrichtung 10 umfasst jeweils erste 13 und zweite 14 Röhren zur Verbindung mit Venen 15 und Arterien 16. Elemente 15 und 16 sollen eine Hauptvene und Arterie darstellen, beispielsweise die Oberschenkelvene und Arterie. Verbunden mit den ersten 13 und zweiten 14 Röhren ist eine Pumpe 11, in diesem Beispiel eine bidirektionale Pumpe, die mit einem Kühler verbunden ist. Der Kühler kann das Blut kühlen, um das Stoffwechselniveau zu verringern und folglich die Chancen der Wiedergenesung zu erhöhen.
Eine Steuereinheit 12 ist mit der Pumpe verbunden und steuert die Pumpe hinsichtlich des Strömungsvolumens, der Strömungsrichtung, Strömungsrate usw.
Ein Satz von Sensoren 22, 22' ist mit der Steuereinheit 12 verbunden und kann als Eingabe zum Steuern der Pumpe 11 verwendet werden. Die Sensoren können aufgebaut sein, um Zeit, Temperatur, Sauerstoffgehalt (beispielsweise mittels Infrarotspektroskopie), Blutgase, Druck, Strom, Kohlendioxid usw. zu messen. Die Sensorsignale können von der Steuereinheit beispielsweise durch Vergleichen der Messdaten mit geringeren und höheren voreingestellten Niveaus für die verschiedenen Figuren verwendet werden.
Wenn die Einrichtung in der Vorwärtsbetriebsart betrieben wird, wird Blut von der Venenseite 16 abgeleitet und in die Arterienseite 15 gepumpt. Das hat einen Infusionsdruck (perfusion Pressure) zur Folge, der Blut durch den Kopf und die Arme 21, das Herz 19 und die unteren Bereiche 18 des Körpers treibt. Während dieser Vorwärtsbetriebsart wird Sauerstoff konsumiert, folglich führt das zu einer Veränderung des O₂ oder CO₂ Niveaus.
In einer typischen Anordnung wird die Steuereinheit 12 die Pumpe in der Vorwärtsbetriebsart (die erste Richtung) betreiben, bis die Sensoren anzeigen, dass sich das Niveau von O₂ oder CO₂ außerhalb des gewünschten Bereichs befindet, beispielsweise jeweils unterhalb eines voreingestellten unteren oder oberen Niveaus. Wenn das passiert, wird die Steuereinheit 12 die Pumpe 11 umkehren, folglich wird Blut durch die Lungen 20 gepumpt, wo ein Gasaustausch stattfindet, bis die Sensoren anzeigen, dass ein gewünschtes eingestelltes Niveau erreicht wurde. Das kann einige Mittel zum Aktivieren von Lungenbeatmung erfordern. In einer Ausführungsform gibt die Steuereinheit ein Signal an den Bediener zum Beginnen der Beatmung aus, typischerweise unter Verwendung eines manuellen Beatmungsmittels. In einer weiteren Ausführungsform sendet die Steuereinheit ein Signal an ein automatisches Beatmungsgerät, um das Beatmen zu starten. In einer dritten Ausführungsform wird eine „Continuous Insufflation of Oxygen (CIO)" Röhre (wie beispielsweise die von Boussignac erfundene) so bereitgestellt, dass ein kontinuierlicher Strom von Sauerstoff in die Lungen (beispielsweise 15–30 Liter pro Minute) vorliegt, was einen Gasaustausch und ein Niveau von CPAP (kontinuierlicher positiver Luftwegdruck; „continuous positive airway Pressure") zur Folge hat, um zu verhelfen, dass die Lungen erweitert bleiben, um eine maximale effektive Lungenfläche für den Gasaustausch sicherzustellen.
In der einfachsten Anordnung wird die Pumpe einen Kreislauf in der Vorwärtsrichtung des Flusses für eine voreingestellte Anzahl von Sekunden bereitstellen, gefolgt von einer voreingestellten Zeitdauer des Kreislaufs der umgekehrten Richtung usw. Einige Signalgebungsmittel könne für den Bediener vorgesehen sein, um zu verstehen, wenn die Pumpe in der umgekehrten Richtung betrieben wird, so dass der Bediener gleichzeitig eine Beatmung zuführen kann. Solche Signalgebungsmittel können visuell oder akustisch oder eine Kombination davon sein.
In 1 ist auch ein aufblasbarer/entleerbarer Ballon 24 gezeigt, der in der zweiten Röhre 16 angeordnet ist. Der Ballon 24 ist so positioniert, dass dieser, wenn er aufgeblasen ist, verhindert, dass einiges Blut zu den unteren Breichen des Körpers dringt. Das Aufblasen des Ballons 24 kann entweder manuell oder automatisch erfolgen. Falls automatisch, wird das Aufblasen und Entleeren von der Steuereinheit 12 gesteuert.
Bei einem Herzstillstand und während Perioden geringen Flusses ist das Stoffwechselniveau (level of metalbolism) verringert, verglichen mit dem Normalzustand. Mit einer Temperaturverringerung, die während des Herzstillstands und Schocks spontan stattfindet, und die weiter durch Anwenden von Kühltechniken erzielt werden kann, wird das Stoffwechselniveau noch weiter verringert. Die Pumpe 11 kann folglich in einigen Fällen gestaltet sein, um weniger als das Normalkreislaufniveau zu liefern, ohne dass dies eine nachteilige Wirkung hätte. Das ermöglicht eine Miniaturisierung und geringere Kosten des Pumpenaufbaus.
Um ein Zellsterben zu verhindern oder die Geschwindigkeit desselben zu verringern, der mit Reperfusion verbunden ist, kann die Pumpe 11 in Verbindung mit einem Wärmeaustauschmechanismus aufgebaut sein, um ein schnelles Kühlen von Blut zu ermöglichen. Das wird typischerweise durch Ermöglichen der blutbefördernden Röhren in ein Kühlfluid eingetaucht zu werden erzielt, wobei das Röhrenmaterial so ist, dass eine Wärmeübertragung ausreichend effektiv ist.
Da die Gefäße in dem Körper dazu neigen Tonus bei Herzstillstand zu verlieren, erweitern sich die Gefäße. Das hat zwei Effekte: erstens, das effektive Blutvolumen, das benötigt wird, um die Gefäße zu füllen, erhöht sich, und zweitens, der Gefäßwiderstand verringert sich. Um den relativen Verlust des effektiven Gefäßvolumens zu kompensieren, kann die Einrichtung gemäß der Erfindung ein Fluidreservoir 17 umfassen, das mit der Seite geringen Drucks der Pumpe 11 verbunden ist. In einem typischen Betrieb kann, wenn die Blutmenge, die von der Seite geringen Drucks abgeführt wird, kleiner ist als das, was zum Erzeugen eines gewünschten Infusionsdrucks benötigt wird, die Steuereinheit 12 für eine Fluidzufuhr von dem Fluidreservoir 17 aufmachen.
Das Fluidreservoir 12 kann ferner für eine Medikamentenzufuhr vorgesehen sein, da einige Medikamente effektiv bewiesen haben, die Geschwindigkeit des Zellsterbens, das durch Reperfusion verursacht wird, zu verringern. Das bedeutet, dass das Fluidreservoir 12 Blut, Saline, Medikamente, Blutkomponenten usw. enthalten kann. Das Fluidreservoir kann auch gekühlt werden.
In 2 wurden typische Einheiten des Gefäßwiderstands den verschiedenen Abschnitten des Körpers zugeordnet.

Typischerweise fließt das Blut mit 5 l/min um. Durch Normalisieren dieses Flusses auf 1 und Berücksichtigen einer typischen Verteilung des Flusses, kann berechnet werden, dass:

Fluss zu Kopf und Arme	20%
Durchschnittlicher Infusionsdruck	80 mmHg
Gefäßwiderstand	80/0,2 = 400

Fluss zu Koronar	5%
Durchschnittlicher Infusionsdruck	80 mmHg
Gefäßwiderstand	80/0,05 = 1600

Fluss zum Unterkörper	75%
Durchschnittlicher Infusionsdruck	80 mmHg
Gefäßwiderstand	80/0,75 = 106

Fluss durch Lungen	100%
Durchschnittlicher Infusionsdruck	15 mmHg
Gefäßwiderstand	15/1 = 15

Diese Zahlen zeigen deutlich, dass ein Ballon zum Richten des Vorwärtsflusses zum Herz und zum Gehirn effektiv sein kann.
Diese Zahlen zeigen ferner, dass lediglich ein kleiner Druck in der Venenseite benötigt wird, um einen Infusionsdruck über die Lungen zu erreichen, der ausreichend ist, um einen Blutfluss zu bewirken, der für einen effektiven Gasaustausch notwendig ist. Beispielsweise, wenn die Pumpe 5 l/min liefern kann, würde es lediglich eine Minute dauern, um das gesamte systemische Volumen durch die Lungen zu zirkulieren, und mit einem Infusionsdruck von 15 mmHg ist es wahrscheinlich, dass der Venendruck in der Nähe von 20 mmHg liegen wird, was kein Problem darstellen sollte.
Es wird ferner in dem Modell in 2 angenommen, dass das Pulmonalventil und Aortaventil funktional sind, so dass der pulmonale rückwärtsgerichtete (retrograde) Fluss begrenzt wird. Das Modell enthält ferner die Venenventile in dem Unterkörper. Diese sind nicht essentiell, da der Gefäßwiderstand in den Lungen sehr viel geringer ist und irgendein rückwärtsgerichteter Fluss in den Unterkörper eine kleine Verringerung des pulmonalen vorwärtsgerichteten (antegrade) Flusses zur Folge haben wird. In den Figuren:

RA bezeichnet rechtes Atrium
RV bezeichnet rechten Ventrikel
LA bezeichnet linkes Atrium
LV bezeichnet linken Ventrikel

ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur

- US 5308320 [0009]
- US 2005/0027231 [0010]
- US 4756705 [0012]

Zitierte Nicht-Patentliteratur

- Vanden Hoek, u. a. „Reperfusion, not simulated ischemia, initiates intrinsic apoptiosis injury in chick cardiomyocytes", Am J Physiol Heart Circ Physiol, 284: H141–H150, 2003 [0005]
- Abella u. a in „Intra-Arrest Cooling Improves Outcomes in a Murine Cardiac Arrest Model", Circulation 2004; 109; 2786–2791 [0006]

Claims

Herz-Lungen-Bypasseinrichtung, die eine erste Röhre, die zur Verbindung mit Venen aufgebaut ist, und eine zweite Röhre umfasst, die zur Verbindung mit Arterien aufgebaut ist, dadurch gekennzeichnet, dass diese ferner eine Pumpe, die zwischen den ersten und den zweiten Röhren verbunden ist und aufgebaut ist, um in einer ersten Betriebsart Fluid in eine Richtung zu pumpen und in einer zweiten Betriebsart Fluid in die entgegengesetzte Richtung zu pumpen, und eine Steuereinheit umfasst, die mit der Pumpe verbunden ist und aufgebaut ist, um den Betrieb der Pumpe zu steuern.
Herz-Lungen-Bypasseinrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Pumpe eine Walzenpumpe ist.
Herz-Lungen-Bypasseinrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Einrichtung ein Fluidreservoir umfasst, das mit der Pumpe verbunden ist.
Herz-Lungen-Bypasseinrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass ein Ballon, der aufgeblasen und/oder entleert werden kann, mit der zweiten Röhre verbunden ist.
Herz-Lungen-Bypasseinrichtung nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass der Ballon mit der Steuereinheit verbunden ist.
Herz-Lungen-Bypasseinrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Einrichtung eine Anzahl von Sensoren umfasst, die mit der Steuereinheit verbunden sind.
Herz-Lungen-Bypasseinrichtung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass die Sensoren Zeitsensoren, Temperatursensoren, Sauerstoffniveausensoren, Blutgassensoren, Drucksensoren oder Kohledioxidsensoren oder eine Kombination solcher Sensoren sind.
Herz-Lungen-Bypasseinrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass diese eine Beatmungseinrichtung umfasst.
Herz-Lungen-Bypasseinrichtung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Beatmungseinrichtung eine manuelle Beatmungseinrichtung ist.
Herz-Lungen-Bypasseinrichtung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Beatmungseinrichtung eine automatische Beatmungseinrichtung ist, die mit der Steuereinheit verbunden ist.
Herz-Lungen-Bypasseinrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuereinheit eine Rückmeldungseinrichtung zum Bereitstellen einer Rückmeldung an einen Retter umfasst.
Herz-Lungen-Bypasseinrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Rückmeldungseinrichtung eine Rückmeldung betreffend Beatmungen bereitstellt.
Herz-Lungen-Bypasseinrichtung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Beatmungseinrichtung eine Röhre für eine kontinuierliche Insufflation von Sauerstoff ist.
Herz-Lungen-Bypasseinrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuereinheit eine mechanische Einrichtung ist, welche die Richtung und/oder Menge des Flusses aus der Pumpe einstellen kann.
Herz-Lungen-Bypasseinrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuereinheit eine elektrische Einrichtung ist, welche die Richtung und/oder Menge des Flusses aus der Pumpe einstellen kann.